JP2016150158A - Optometrist imaging device and ophthalmologic apparatus - Google Patents

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a technology to improve quality of an image while securing safety of an eye to be examined.SOLUTION: An optometrist imaging device includes an interference optical system and an image forming part. The interference optical system divides light from a light source into measurement light and reference light, causes the measurement light to enter an eye to be examined, and detects interference light between return light of the measurement light from the eye to be examined, and the reference light. The image forming part forms an image of the eye to be examined based on the result of detection of the interference light by the interference optical system. The interference optical system includes a wavelength dividing member for dividing the light from the light source or the measurement light into measurement light of a first wavelength range used for image forming processing by the image forming part and measurement light of a second wavelength range other than the first wavelength range, and causes the measurement light including only the first wavelength range to enter the eye to be examined. The optometrist imaging device further comprises a monitor part for monitoring a light volume of measurement light of the second wavelength range.SELECTED DRAWING: Figure 4

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。   Patent Document 1 discloses an apparatus using a so-called Fourier domain OCT (Fourier Domain OCT) technique. That is, this apparatus irradiates the object to be measured with a beam of low coherence light, superimposes the reflected light and the reference light to generate interference light, acquires the spectral intensity distribution of the interference light, and performs Fourier transform. By performing the conversion, the form of the object to be measured in the depth direction (z direction) is imaged. Further, this apparatus includes a galvanometer mirror that scans a light beam (measurement light) in one direction (x direction) orthogonal to the z direction, thereby forming an image of a desired measurement target region of the object to be measured. It has become. An image formed by this apparatus is a two-dimensional tomographic image in the depth direction (z direction) along the scanning direction (x direction) of the light beam. Note that this technique is also called a spectral domain.

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 Patent Document 2, a plurality of two-dimensional tomographic images in the horizontal direction are formed by scanning (scanning) the measurement light in the horizontal direction (x direction) and the vertical direction (y direction), and based on the plurality of tomographic images. A technique for acquiring and imaging three-dimensional tomographic information of a measurement range is disclosed. As this three-dimensional imaging technology, for example, a method of displaying a plurality of tomographic images side by side (called stack data), volume data (voxel data) is generated based on the stack data, and rendering processing is performed on the volume data. And a method for forming a three-dimensional image.

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。   Patent Documents 3 and 4 disclose other types of OCT apparatuses. In Patent Document 3, the wavelength of light irradiated to a measured object is scanned (wavelength sweep), and interference intensity obtained by superimposing reflected light of each wavelength and reference light is detected to detect spectral intensity distribution. Is obtained, and an apparatus for imaging the form of the object to be measured by performing Fourier transform on the obtained image is described. Such a device is called a swept source type. The swept source type is a kind of Fourier domain type.

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 Patent Document 4, the traveling direction of light is obtained by irradiating the object to be measured with light having a predetermined beam diameter, and analyzing the component of interference light obtained by superimposing the reflected light and the reference light. An OCT apparatus for forming an image of an object to be measured in a cross-section orthogonal to is described. Such an OCT apparatus is called a full-field type or an en-face type.

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。   Patent Document 5 discloses a configuration in which OCT is applied to the ophthalmic field. Prior to the application of OCT, a fundus camera, a slit lamp, an SLO, or the like was used as an apparatus for observing the eye to be examined. A fundus camera is a device that shoots the fundus by illuminating the subject's eye with illumination light and receiving the fundus reflection light. A slit lamp is a device that acquires an image of a cross-section of the cornea by cutting off a light section of the cornea using slit light. The SLO is an apparatus that images the fundus surface by scanning the fundus with laser light and detecting the reflected light with a highly sensitive element such as a photomultiplier tube.

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.

特開平11−325849号公報JP 11-325849 A 特開2002−139421号公報JP 2002-139421 A 特開2007−24677号公報JP 2007-24677 A 特開2006−153838号公報JP 2006-153838 A 特開2008−73099号公報JP 2008-73099 A

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.

実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of composition of an ophthalmology photographing instrument concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of composition of an ophthalmology photographing instrument concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of composition of an ophthalmology photographing instrument concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of composition of an ophthalmology photographing instrument concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の動作を説明するための概略図である。It is the schematic for demonstrating operation | movement of the ophthalmologic imaging device which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of composition of an ophthalmology photographing instrument concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の動作を説明するための概略図である。It is the schematic for demonstrating operation | movement of the ophthalmologic imaging device which concerns on embodiment. 実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。It is the schematic showing an example of the structure of the ophthalmologic imaging device which concerns on the modification of embodiment.

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 ophthalmologic photographing apparatus 1 includes a fundus camera unit 2, an OCT unit 100, and an arithmetic control unit 200. The retinal camera unit 2 has almost the same optical system as a conventional retinal camera. The OCT unit 100 is provided with an optical system for executing OCT. The arithmetic control unit 200 includes a computer that executes various arithmetic processes and control processes.

〔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 fundus camera unit 2 shown in FIG. 1 is provided with an optical system for obtaining a two-dimensional image (fundus image) representing the surface form of the fundus oculi Ef of the eye E to be examined. The fundus image includes an observation image and a captured image. The observation image is, for example, a monochrome moving image formed at a predetermined frame rate using near infrared light. The captured image may be, for example, a color image obtained by flashing visible light, or a monochrome still image using near infrared light or visible light as illumination light. The fundus camera unit 2 may be configured to be able to acquire images other than these, such as a fluorescein fluorescent image, an indocyanine green fluorescent image, a spontaneous fluorescent image, and the like.

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 retinal camera unit 2 is provided with a chin rest and a forehead support for supporting the subject's face. Further, the fundus camera unit 2 is provided with an illumination optical system 10 and a photographing optical system 30. The illumination optical system 10 irradiates the fundus oculi Ef with illumination light. The photographing optical system 30 guides the fundus reflection light of the illumination light to an imaging device (CCD image sensor (sometimes simply referred to as a CCD) 35, 38). The imaging optical system 30 guides the measurement light from the OCT unit 100 to the eye E and guides the measurement light passing through the eye E to the OCT unit 100.

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 light source 11 of the illumination optical system 10 is configured by, for example, a halogen lamp or an LED (Light Emitting Diode). The light (observation illumination light) output from the observation light source 11 is reflected by the reflection mirror 12 having a curved reflection surface, passes through the condensing lens 13, passes through the visible cut filter 14, and is converted into near infrared light. Become. Further, the observation illumination light is once converged in the vicinity of the photographing light source 15, reflected by the mirror 16, and passes through the relay lenses 17 and 18, the diaphragm 19 and the relay lens 20. Then, the observation illumination light is reflected at the peripheral portion (region around the hole portion) of the aperture mirror 21, passes through the dichroic mirror 46, and is refracted by the objective lens 22 to illuminate the fundus oculi Ef.

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 objective lens 22, passes through the dichroic mirror 46, passes through the hole formed in the central region of the perforated mirror 21, passes through the dichroic mirror 55, and is a focusing lens. It is reflected by the mirror 32 via 31. Further, the fundus reflection light passes through the half mirror 33A, is reflected by the dichroic mirror 33, and forms an image on the light receiving surface of the CCD image sensor 35 by the condenser lens. The CCD image sensor 35 detects fundus reflected light at a predetermined frame rate, for example. On the display device 3, an image (observation image) based on fundus reflection light detected by the CCD image sensor 35 is displayed. When the photographing optical system 30 is focused on the anterior segment, an observation image of the anterior segment of the eye E is displayed.

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 imaging light source 15 is constituted by, for example, a xenon lamp or an LED. The light (imaging illumination light) output from the imaging light source 15 is applied to the fundus oculi Ef through the same path as the observation illumination light. The fundus reflection light of the imaging illumination light is guided to the dichroic mirror 33 through the same path as that of the observation illumination light, passes through the dichroic mirror 33, is reflected by the mirror 36, and is reflected by the condenser lens 37 of the CCD image sensor 38. An image is formed on the light receiving surface. On the display device 3, an image (captured image) based on fundus reflection light detected by the CCD image sensor 38 is displayed. Note that the display device 3 that displays the observation image and the display device 3 that displays the captured image may be the same or different. In addition, when similar imaging is performed by illuminating the eye E with infrared light, an infrared captured image is displayed. It is also possible to use an LED as a photographing light source.

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 LCD 39 is reflected by the half mirror 33A, reflected by the mirror 32, passes through the focusing lens 31 and the dichroic mirror 55, passes through the hole of the perforated mirror 21, and then reaches the dichroic. The light passes through the mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and is projected onto the fundus oculi Ef. By changing the display position of the fixation target on the screen of the LCD 39, the fixation position of the eye E can be changed.

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 fundus camera unit 2 is provided with an alignment optical system 50 and a focus optical system 60 as in a conventional fundus camera. The alignment optical system 50 generates an index (alignment index) for performing alignment (alignment) of the apparatus optical system with respect to the eye E. The focus optical system 60 generates an index (split index) for focusing on the eye E to be examined.

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 LED 51 of the alignment optical system 50 is reflected by the dichroic mirror 55 via the apertures 52 and 53 and the relay lens 54, passes through the hole of the perforated mirror 21, and reaches the dichroic mirror 46. And is projected onto the cornea of the eye E by the objective lens 22.

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 objective lens 22, the dichroic mirror 46 and the hole, part of which passes through the dichroic mirror 55, passes through the focusing lens 31, is reflected by the mirror 32, and is half mirror The light passes through 33A, is reflected by the dichroic mirror 33, and is projected onto the light receiving surface of the CCD image sensor 35 by the condenser lens. The light reception image (alignment index) by the CCD image sensor 35 is displayed on the display device 3 together with the observation image. The user performs alignment by performing the same operation as that of a conventional fundus camera. Further, the arithmetic control unit 200 may perform alignment by analyzing the position of the alignment index and moving the optical system (auto-alignment function).

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 rod 67 is obliquely provided on the optical path of the illumination optical system 10. The light (focus light) output from the LED 61 of the focus optical system 60 passes through the relay lens 62, is separated into two light beams by the split indicator plate 63, passes through the two-hole aperture 64, and is reflected by the mirror 65, The light is focused on the reflecting surface of the reflecting bar 67 by the condenser lens 66 and reflected. Further, the focus light passes through the relay lens 20, is reflected by the perforated mirror 21, passes through the dichroic mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and is projected onto the fundus oculi Ef.

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 CCD image sensor 35 through the same path as the cornea reflection light of the alignment light. A light reception image (split index) by the CCD image sensor 35 is displayed on the display device 3 together with the observation image. The arithmetic and control unit 200 analyzes the position of the split index and moves the focusing lens 31 and the focus optical system 60 to perform focusing as in the conventional case (autofocus function). Alternatively, focusing may be performed manually while visually checking the split indicator.

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 dichroic mirror 46 branches the optical path for OCT from the optical path for fundus imaging. The dichroic mirror 46 reflects light in a wavelength band used for OCT and transmits light for fundus photographing. In this OCT optical path, in order from the OCT unit 100 side, a collimator lens unit 40, a wavelength division member 47, an optical path length changing unit 41, an optical scanner 42, a focusing lens 43, a mirror 44, and a relay A lens 45 is provided. The wavelength division member 47 branches the optical path for monitoring from the optical path for OCT. A detector 48 is provided in the optical path for monitoring.

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 wavelength division member 47 is arranged in the optical path of the measurement light, and among the measurement light generated in the OCT unit 100, a first wavelength band used for an image forming process by an image forming unit 220 described later, and a first wavelength band And the measurement light in the first wavelength band is transmitted. The first wavelength band or the second wavelength band can include one or more wavelength ranges. In the following, one wavelength range used for the image forming process in the wavelength band of the measurement light is defined as the first wavelength band, and two wavelength ranges on both sides of the first wavelength band in the wavelength band of the measurement light are defined as the second wavelength. This will be explained as a belt. In this embodiment, the wavelength division member 47 is disposed at the pupil position on the optical path of the measurement light between the collimator lens unit 40 and the optical scanner 42. Such a wavelength division member 47 can be composed of one or more wavelength selection members. The wavelength dividing member 47 is disposed in the optical path of light from the light source included in the light source unit 101 described later, and divides the light from the light source into the first wavelength band and the second wavelength band as described above. May be.

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 detection unit 48 is disposed in the optical path for monitoring divided by the wavelength division member 47 and detects the amount of measurement light in the second wavelength band divided by the wavelength division member 47. That is, the detection unit 48 detects the amount of measurement light in a wavelength band that is not subjected to image formation processing. Such a detection unit 48 can be configured by one or more photodetectors.

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 wavelength division member 47 and the detection part 48 is shown. In FIG. 2, the collimator lens unit 40 and the optical path length changing unit 41 are illustrated in addition to the wavelength division member 47 and the detection unit 48. In FIG. 2, the same parts as those in FIG.

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 wavelength division member 47 includes, for example, a first wavelength selection member 471 and a second wavelength selection member 472. The detection unit 48 includes, for example, a first photodetector 481 and a second photodetector 482. The detection unit 48 may be configured with only one of the first photodetector 481 and the second photodetector 482. In this case, one of the first wavelength selection member 471 and the second wavelength selection member 472 constituting the wavelength division member 47 may be a high pass filter or a low pass filter. In addition, one of the first photodetector 481 and the second photodetector 482 may be used for detecting a physical quantity (for example, a polarization state) other than the light amount.

第1波長帯の波長範囲がλ〜λ(λ<λ)である場合、第1波長選択部材471は、波長λ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λ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λ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λ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 212 ), the first wavelength selection member 471 reflects measurement light in the wavelength range of the wavelength λ 1 or more, and other wavelengths. range measuring light (wavelength range of less than the wavelength lambda 1) is transmitted. The second wavelength selection member 472 reflects measurement light in the wavelength range of wavelength λ 2 or less and transmits measurement light in the other wavelength range (wavelength range exceeding wavelength λ 2 ). Examples of the first wavelength selection member 471 and the second wavelength selection member 472 include a dichroic mirror.

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 first photodetector 481 detects the amount of measurement light transmitted through the first wavelength selection member 471. The second photodetector 482 detects the amount of measurement light transmitted through the second wavelength selection member 472. Examples of the first photodetector 481 and the second photodetector 482 include a photodiode.

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λ以上の波長範囲の測定光と波長λ未満の波長範囲の測定光とに分割される。波長λ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λ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λ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λ未満の波長範囲の測定光の光量を検出する。波長λ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 OCT unit 100 is converted into parallel light by the collimator lens unit 40. The parallel measurement light is split by the first wavelength selection member 471 into measurement light having a wavelength range of wavelength λ 1 or more and measurement light having a wavelength range of less than wavelength λ 1 . Measurement light in the wavelength range of wavelength λ 1 or more is reflected by the first wavelength selection member 471, and measurement light in the wavelength range of less than wavelength λ 1 is transmitted through the first wavelength selection member 471. The measurement light having a wavelength range of less than the wavelength λ 1 transmitted through the first wavelength selection member 471 is guided to the first photodetector 481. The first optical detector 481 detects the light intensity of the measuring light in the wavelength range of less than the wavelength lambda 1. Measurement light in the wavelength range of wavelength λ 1 or more is guided to the second wavelength selection member 472.

波長λ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λを超える波長範囲の測定光と波長λ以下の波長範囲の測定光とに分割される。波長λ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λ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λ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λを超える波長範囲の測定光の光量を検出する。波長λ以下の波長範囲の測定光は、波長λ以上で波長λ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 wavelength selection member 472 into measurement light in the wavelength range exceeding wavelength λ 2 and measurement light in the wavelength range of wavelength λ 2 or less. Measurement light in the wavelength range of wavelength λ 2 or less is reflected by the second wavelength selection member 472, and measurement light in the wavelength range exceeding the wavelength λ 2 is transmitted through the second wavelength selection member 472. Measurement light having a wavelength range exceeding the wavelength λ 2 that has passed through the second wavelength selection member 472 is guided to the second photodetector 482. The second optical detector 482 detects the measurement light quantity of the wavelength range of more than the wavelength lambda 2. Measuring light having a wavelength lambda 2 or less in the wavelength range is guided to the optical path length changing unit 41 as a measurement light in the first wavelength band is a wavelength range of the wavelength lambda 2 or less in the wavelength lambda 1 or more.

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 length changing unit 41 is movable in the direction of the arrow shown in FIG. 1, and changes the optical path length of the optical path for OCT. This change in the optical path length is used for correcting the optical path length according to the axial length of the eye E or adjusting the interference state. The optical path length changing unit 41 includes, for example, a corner cube and a mechanism for moving the corner cube.

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 optical scanner 42 is disposed at a position optically conjugate with the pupil of the eye E. The optical scanner 42 changes the traveling direction of the light (measurement light LS) passing through the optical path for OCT. Thereby, the eye E can be scanned with the measurement light LS. The optical scanner 42 includes, for example, a galvanometer mirror that scans the measurement light LS in the x direction, a galvanometer mirror that scans in the y direction, and a mechanism that drives these independently. Thereby, the measurement light LS can be scanned in an arbitrary direction on the xy plane.

〔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 OCT unit 100 is shown in FIG. The OCT unit 100 is provided with an optical system for acquiring an OCT image of the eye E. This optical system has the same configuration as a conventional swept source type OCT apparatus. That is, this optical system divides the light from the wavelength sweep type (wavelength scanning type) light source into the measurement light and the reference light, and returns the return light of the measurement light from the eye E and the reference light via the reference light path. An interference optical system that generates interference light by causing interference and detects the interference light. The detection result (detection signal) of the interference light by the interference optical system is a signal indicating the spectrum of the interference light and is sent to the arithmetic control unit 200.

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 light source unit 101 is configured to include a wavelength sweep type (wavelength scanning type) light source capable of sweeping (scanning) the wavelength of emitted light, as in a general swept source type OCT apparatus. The wavelength sweep type light source includes a laser light source including a resonator. The light source unit 101 temporally changes the output wavelength in the near-infrared wavelength band that cannot be visually recognized by the human eye.

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 light source unit 101 is guided to the polarization controller 103 by the optical fiber 102 and its polarization state is adjusted. The polarization controller 103 adjusts the polarization state of the light L0 guided through the optical fiber 102, for example, by applying stress from the outside to the looped optical fiber 102.

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 polarization controller 103 is guided to the fiber coupler 105 by the optical fiber 104, and is divided into the measurement light LS and the reference light LR.

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 collimator 111 by the optical fiber 110 and becomes a parallel light beam. The reference light LR that has become a parallel light beam is guided to the corner cube 114 via the optical path length correction member 112 and the dispersion compensation member 113. The optical path length correction member 112 functions as a delay unit for matching the optical path length (optical distance) of the reference light LR and the optical path length of the measurement light LS. The dispersion compensation member 113 functions as a dispersion compensation means for matching the dispersion characteristics between the reference light LR and the measurement light LS.

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 corner cube 114 folds the traveling direction of the reference light LR that has become a parallel light beam by the collimator 111 in the reverse direction. The optical path of the reference light LR incident on the corner cube 114 and the optical path of the reference light LR emitted from the corner cube 114 are parallel. The corner cube 114 is movable in a direction along the incident optical path and the outgoing optical path of the reference light LR. By this movement, the length of the optical path of the reference light LR is changed.

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 length changing unit 41 for changing the length of the optical path (measurement optical path, measurement arm) of the measurement light LS and the optical path (reference optical path, reference) of the reference light LR. Both corner cubes 114 for changing the length of the arm) are provided, but either one of them may be provided. It is also possible to change the difference between the measurement optical path length and the reference optical path length using optical members other than these.

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 corner cube 114 passes through the dispersion compensation member 113 and the optical path length correction member 112, is converted from a parallel light beam to a focused light beam by the collimator 116, enters the optical fiber 117, and is guided to the polarization controller 118. Accordingly, the polarization state of the reference light LR is adjusted.

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 polarization controller 118 has the same configuration as the polarization controller 103. The reference light LR whose polarization state is adjusted by the polarization controller 118 is guided to the attenuator 120 by the optical fiber 119, and the light quantity is adjusted under the control of the arithmetic control unit 200. The reference light LR whose light amount has been adjusted by the attenuator 120 is guided to the fiber coupler 122 by the optical fiber 121.

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 fiber coupler 105 is guided by the optical fiber 127 and converted into a parallel light beam by the collimator lens unit 40. The measurement light LS converted into a parallel light beam reaches the dichroic mirror 46 via the wavelength division member 47, the optical path length changing unit 41, the optical scanner 42, the focusing lens 43, the mirror 44, and the relay lens 45. Then, the measurement light LS is reflected by the dichroic mirror 46, refracted by the objective lens 22, and irradiated to the eye E. The measurement light LS is scattered (including reflection) at various depth positions of the eye E. The return light of the measurement light LS including such backscattered light travels in the reverse direction on the same path as the forward path, is guided to the fiber coupler 105, and reaches the fiber coupler 122 via the optical fiber 128.

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 fiber coupler 122 combines (interferes) the measurement light LS incident through the optical fiber 128 and the reference light LR incident through the optical fiber 121 to generate interference light. The fiber coupler 122 branches the interference light between the measurement light LS and the reference light LR at a predetermined branching ratio (for example, 1: 1), thereby generating a pair of interference lights LC. The pair of interference lights LC emitted from the fiber coupler 122 are guided to the detector 125 by optical fibers 123 and 124, respectively.

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 detector 125 is, for example, a balanced photodiode that includes a pair of photodetectors that respectively detect a pair of interference lights LC and outputs a difference between detection results obtained by the pair of photodetectors. The detector 125 sends the detection result (detection signal) to a DAQ (Data Acquisition System) 130. The clock 130 is supplied from the light source unit 101 to the DAQ 130. The clock KC is generated in synchronization with the output timing of each wavelength swept (scanned) within a predetermined wavelength range by the wavelength sweep type light source in the light source unit 101. For example, the light source unit 101 optically delays one of the two branched lights obtained by branching the light L0 of each output wavelength, and then generates the clock KC based on the result of detecting these combined lights. Generate. The DAQ 130 samples the detection result of the detector 125 based on the clock KC. The DAQ 130 sends the sampled detection result of the detector 125 to the arithmetic control unit 200. The arithmetic control unit 200 performs, for example, Fourier transform or the like on the spectrum distribution based on the detection result obtained by the detector 125 for each series of wavelength scans (for each A line), thereby obtaining the reflection intensity profile in each A line. Form. Furthermore, the arithmetic control unit 200 forms image data by imaging the reflection intensity profile of each A line.

〔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 arithmetic control unit 200 will be described. The arithmetic control unit 200 analyzes the detection signal input from the detector 125 and forms an OCT image of the eye E. The arithmetic processing for this is the same as that of a conventional swept source type OCT apparatus.

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 arithmetic control unit 200 controls each part of the fundus camera unit 2, the display device 3, and the OCT unit 100. For example, the arithmetic control unit 200 displays an OCT image of the eye E on the display device 3.

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 control unit 200 includes, for example, a microprocessor, a RAM (Random Access Memory), a ROM (Read Only Memory), a hard disk drive, a communication interface, and the like, as in a conventional computer. A computer program for controlling the ophthalmologic photographing apparatus 1 is stored in a storage device such as a hard disk drive. The arithmetic control unit 200 may include various circuit boards, for example, a circuit board for forming an OCT image. The arithmetic control unit 200 may include an operation device (input device) such as a keyboard and a mouse, and a display device such as an LCD.

〔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 apparatus 1 will be described with reference to FIG. In FIG. 4, some components of the ophthalmologic photographing apparatus 1 are omitted, and components particularly necessary for explaining this embodiment are selectively shown.

(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 apparatus 1 is configured around the control unit 210. The controller 210 includes, for example, a microprocessor, RAM, ROM, hard disk drive, communication interface, and the like. The control unit 210 is provided with a main control unit 211 and a storage unit 212.

(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 main control unit 211 performs the various controls described above. In particular, as shown in FIG. 4, the main control unit 211 includes the imaging focus drive unit 31A, the CCD image sensors 35 and 38, the LCD 39, the optical path length changing unit 41, the optical scanner 42, and the OCT focus drive of the fundus camera unit 2. The unit 43A, the detection unit 48, the light source unit 101 of the OCT unit 100, the reference drive unit 114A, the detector 125, the DAQ 130, and the like are controlled.

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 focus driving unit 31A moves the focusing lens 31 in the optical axis direction. Thereby, the focus position of the photographic optical system 30 is changed. The main control unit 211 can control an optical system drive unit (not shown) to move the optical system provided in the fundus camera unit 2 three-dimensionally. This control is used in alignment and tracking. Tracking refers to moving the apparatus optical system in accordance with the movement of the eye E. When tracking is performed, alignment and focusing are performed in advance. Tracking maintains a suitable positional relationship in which alignment and focus are achieved by moving the apparatus optical system in real time according to the position and orientation of the eye E based on an image obtained by taking a moving image of the eye E. It is a function.

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 drive unit 43A moves the focusing lens 43 along the optical axis of the measurement optical path. Thereby, the focus position of the measurement light LS is changed. The focus position of the measurement light LS corresponds to the depth position (z position) of the beam waist of the measurement light LS.

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 reference driving unit 114A moves the corner cube 114 provided in the reference optical path. Thereby, the length of the reference optical path is changed. As described above, the optical path length changing unit 41 and only one of the corner cube 114 and the reference driving unit 114A may be provided.

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 main control unit 211 includes a monitoring unit 2111.

(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λ未満の波長範囲の測定光の光量および波長λ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 monitoring unit 2111 monitors the amount of measurement light in the second wavelength band divided by the wavelength dividing member 47 based on the detection result by the detection unit 48. Specifically, the monitoring unit 2111 monitors the light quantity of the measurement light in the wavelength range less than the wavelength λ 1 and the light quantity of the measurement light in the wavelength range that exceeds the wavelength λ 2 divided by the wavelength division member 47. Since the amount of measurement light in the entire wavelength band generated in the OCT unit 100 can be a known amount, the amount of measurement light in the first wavelength band can be detected by detecting the amount of measurement light in the second wavelength band. It is possible to accurately estimate the amount of light. Therefore, by monitoring the light amount of the measurement light in the second wavelength band by the monitoring unit 2111, the light amount of the measurement light in the first wavelength band can be monitored.

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λ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λ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 monitoring unit 2111 measures the amount of measurement light in the wavelength range less than the wavelength λ 1 detected by the first photodetector 481 and the measurement light in the wavelength range that exceeds the wavelength λ 2 detected by the second photodetector 482. It is possible to obtain the light amount of the measurement light in the second wavelength band by adding the light amount. The monitoring unit 2111 compares the obtained amount of measurement light in the second wavelength band with a predetermined threshold value, and generates a comparison result. The main control unit 211 determines that the amount of measurement light incident on the eye E is large when it is determined that the amount of measurement light in the second wavelength band is equal to or greater than the above threshold based on the comparison result by the monitoring unit 2111. Then, it is possible to cause the notification unit 250 described later to output notification information or to stop the measurement light from entering the eye E. When stopping the incidence of the measurement light, the light source unit 101 includes a shutter member that can be inserted into the optical path of the light from the wavelength sweeping light source, and the main control unit 211 outputs (monitors) the monitoring unit 2111. It is possible to stop the incidence of the measurement light by inserting the shutter member into the optical path of the light based on the result. Further, the main control unit 211 may control the wavelength sweeping type light source of the light source unit 101 based on the output from the monitoring unit 2111. In this case, the main control unit 211 can adjust (reduce) the amount of light from the wavelength sweep type light source based on the output from the monitoring unit 2111, for example.

なお、監視部2111は、第1光検出器481により検出された波長λ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λ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 monitoring unit 2111 measures the amount of measurement light in the wavelength range less than the wavelength λ 1 detected by the first photodetector 481 and the measurement light in the wavelength range that exceeds the wavelength λ 2 detected by the second photodetector 482. The amount of light obtained by weighting the amount of light may be obtained as the amount of measurement light in the second wavelength band.

また、監視部2111は、波長λ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λ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λ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λ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λ未満の波長範囲の測定光の光量および波長λ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λ未満の波長範囲の測定光の光量または波長λ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 monitoring unit 2111, the measurement light quantity of the wavelength range of less than the wavelength lambda 1 provided with the first threshold value, may be the second threshold value provided for measuring light quantity of the wavelength range of more than the wavelength lambda 2. For example, the monitoring unit 2111 compares the amount of measurement light in the wavelength range less than the wavelength λ 1 with the first threshold value, compares the amount of measurement light in the wavelength range greater than the wavelength λ 2 with the second threshold value, and Based on both or one of the two comparison results, it may be determined whether or not the amount of measurement light incident on the eye E is large. Alternatively, either the light amount of the measurement light in the wavelength range less than the wavelength λ 1 or the light amount of the measurement light in the wavelength range greater than the wavelength λ 2 is compared with the second threshold, and based on the comparison result of both, It may be determined whether or not the amount of incident measurement light is large. Alternatively, the monitoring unit 2111 enters the eye E based on a comparison result between one of the light amount of the measurement light in the wavelength range less than the wavelength λ 1 or the light amount of the measurement light in the wavelength range greater than the wavelength λ 2 and the threshold value. It may be determined whether the amount of measurement light is large.

(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 storage unit 212 stores various data. Examples of the data stored in the storage unit 212 include OCT image image data, fundus image data, and examined eye information. The eye information includes information about the subject such as patient ID and name, and information about the eye such as left / right eye identification information. The storage unit 212 stores various programs and data for operating the ophthalmologic photographing apparatus 1.

(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 image forming unit 220 forms image data of a cross-sectional image of the fundus oculi Ef based on the detection signal from the detector 125 (DAQ 130). That is, the image forming unit 220 forms image data of the eye E based on the detection result of the interference light LC by the interference optical system. This process includes processes such as noise removal (noise reduction), filter processing, and FFT (Fast Fourier Transform), as in the case of the conventional swept source type OCT. The image data acquired in this way is a data set including a group of image data formed by imaging reflection intensity profiles in a plurality of A lines (paths of the measurement light LS in the eye E). is there.

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 image forming unit 220 includes, for example, the circuit board described above. In this specification, “image data” and “image” based thereon may be identified. Moreover, the part of the eye E to be examined and the image thereof may be identified.

(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 data processing unit 230 performs various types of data processing (image processing) and analysis processing on the OCT image formed by the image forming unit 220. For example, the data processing unit 230 executes correction processing such as image brightness correction and dispersion correction. Further, the data processing unit 230 performs various types of image processing and analysis processing on the image (fundus image, anterior eye image, etc.) obtained by the fundus camera unit 2.

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 data processing unit 230 can form volume data (voxel data) of the eye E by performing known image processing such as interpolation processing for interpolating pixels between cross-sectional images. When displaying an image based on volume data, the data processing unit 230 performs a rendering process on the volume data to form a pseudo three-dimensional image when viewed from a specific viewing direction.

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 data processing unit 230 can perform alignment between the fundus image and the OCT image. When the fundus image and the OCT image are acquired in parallel, since both optical systems are coaxial, the optical axis of the imaging optical system 30 is used to (substantially) simultaneously acquire the fundus image and the OCT image. Can be aligned with reference to. Regardless of the acquisition timing of the fundus image and the OCT image, the front image obtained by projecting at least a part of the image area corresponding to the fundus oculi Ef of the OCT image onto the xy plane is aligned with the fundus image. By doing so, it is possible to align the OCT image and the fundus image. This alignment method is applicable even when the fundus image acquisition optical system and the OCT optical system are not coaxial. Even if both optical systems are not coaxial, if the relative positional relationship between both optical systems is known, the same alignment as in the coaxial case is executed with reference to this relative positional relationship. It is possible.

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 data processing unit 230 that functions as described above includes, for example, a microprocessor, a RAM, a ROM, a hard disk drive, a circuit board, and the like. In a storage device such as a hard disk drive, a computer program for causing the microprocessor to execute the above functions is stored in advance.

(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 notification unit 250 receives control from the control unit 210 (main control unit 211) and outputs notification information. Specifically, the notification unit 250 performs notification based on the output from the monitoring unit 2111 (outputs notification information). The notification unit 250 includes an audio output unit. In this case, the notification unit 250 can output auditory information (warning message, warning sound, etc.) as the notification information. Further, the function of the notification unit 250 may be realized by the display unit 241. In this case, the notification unit 250 (display unit 241) can output visual information (character string information, image information, etc.) as the notification information.

(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 user interface 240 includes a display unit 241 and an operation unit 242. The display unit 241 includes the display device of the arithmetic control unit 200 and the display device 3 described above. The operation unit 242 includes the operation device of the arithmetic control unit 200 described above. The operation unit 242 may include various buttons and keys provided on the housing of the ophthalmologic photographing apparatus 1 or outside. Further, the display unit 241 may include various display devices such as a touch panel provided in the housing of the fundus camera unit 2.

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 display unit 241 and the operation unit 242 do not need to be configured as individual devices. For example, a device in which a display function and an operation function are integrated, such as a touch panel, can be used. In that case, the operation unit 242 includes the touch panel and a computer program. The operation content for the operation unit 242 is input to the control unit 210 as an electrical signal. Further, operations and information input may be performed using the graphical user interface (GUI) displayed on the display unit 241 and the operation unit 242.

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 OCT unit 100, the collimator lens unit 40, the wavelength division member 47, the detection unit 48, the optical path length changing unit 41, the optical scanner 42, the focusing lens 43, the mirror 44, and the relay lens 45 are related to “interference optics” according to this embodiment. It is an example of “system”.

(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 wavelength division member 47 includes the measurement light in the first wavelength band that is used for the image forming process among the measurement light LS obtained by branching the light L0 output from the light source unit 101, and a wavelength other than the first wavelength band. The light is divided into measurement light in the second wavelength band.

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λ〜λ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λ〜λ(λ<λ<λ<λ)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λ〜λの波長範囲の波長帯WL1(第1波長帯)の測定光と、波長λ未満の波長範囲の波長帯WL2および波長λ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 light source unit 101. In FIG. 5, the horizontal axis represents time, and the vertical axis represents light quantity. The swept wavelength light source outputs light L0 whose output wavelength changes over time in a wavelength band WL0 in a wavelength range of predetermined wavelengths λ 0 to λ N. As described above, since the light source unit 101 optically generates the clock KC based on the light L0 output from the wavelength sweep type light source, the wavelengths λ 1 to λ 2 (λ in which the frequency of the clock KC is stabilized in the wavelength band WL0. The measurement light in the wavelength band WL1 (that is, the first wavelength band) in the wavelength range of 012N ) is used for image forming processing by the image forming unit 220. In this embodiment, the wavelength band WL1 is set in advance based on the sampling range for the spectral distribution based on the detection result of the interference light LC. Wavelength division member 47, the configuration of FIG. 2, the measurement light LS from the collimator lens unit 40, a measurement light having a wavelength band WL1 in the wavelength range of the wavelength lambda 1 to [lambda] 2 (first wavelength band), the wavelength lambda 1 It is divided into the measuring light below wavelength range exceeding waveband WL2 and the wavelength lambda 2 in the wavelength range of the wavelength band WL3 (second wavelength band). The ophthalmologic imaging apparatus 1 performs OCT measurement using measurement light in the wavelength band WL1. The measurement light (the amount of light corresponding to the areas R1 and R2 in FIG. 5) in the wavelength bands WL2 and WL3 (that is, the second wavelength band) other than the wavelength band WL1 divided by the wavelength dividing member 47 is subjected to image forming processing. Without being detected by the detection unit 48.

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 apparatus 1 makes the measurement light in the wavelength band WL <b> 1 used for the image forming process performed by the image forming unit 220 incident on the eye E to be examined with a predetermined light amount or less. The predetermined value is determined in advance in consideration of optical members constituting the ophthalmologic photographing apparatus 1, control contents, safety of the eye to be examined, and the like. Further, the ophthalmologic photographing apparatus 1 can monitor the light amount of the measurement light in the wavelength bands WL2 and WL3 other than the wavelength band WL1 used for the image forming process, and can make a notification based on the monitoring result. Thus, while ensuring the safety of the eye to be inspected, the light L0 having the light amount increased by the light amount corresponding to the areas R1 and R2 in FIG. 4 is output from the light source unit 101, thereby corresponding to the area R3 in FIG. The amount of measurement light can be increased by the amount of light to be emitted. In this way, by utilizing the amount of light not subjected to the image forming process, it is possible to improve the image quality of the image acquired by the ophthalmologic photographing apparatus 1 while ensuring the safety of the eye to be examined.

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 wavelength division member 47 is desirably arranged at the following position.

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 wavelength division member 47 in this embodiment. In FIG. 6, illustration of some optical members is omitted. Further, in FIG. 6, the same parts as those in FIG. 1 or FIG.

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 wavelength division member 47 is, for example, an integer multiple or a half integer multiple of the resonator length of the resonator of the laser light source included in the wavelength sweep type light source from the division position of the measurement light LS and the reference light LR. It is arranged at a position on the optical path of the measurement light different from the optically separated position. The division position of the measurement light LS and the reference light LR is, for example, the position of the emission end from which the measurement light LS is emitted from the fiber coupler 105.

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 light source unit 101 side) is L, and the measurement light LS and the reference light LR The optical distance from the division position to the rear surface of the wavelength division member 47 (the surface on the optical scanner 42 side) is L ′, the resonator length of the resonator of the laser light source included in the wavelength sweep type light source is CL, and 1 When the above integer is n, the wavelength division member 47 is disposed at a position on the optical path of the measurement light that satisfies the expressions (1) and (2).

Figure 2016150158
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Figure 2016150158
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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 wavelength dividing member 47 at a position on the optical path of the measurement light that satisfies the expressions (1) and (2), the coherence revival phenomenon is avoided, and the image quality of the image acquired by the ophthalmologic photographing apparatus 1 is deteriorated. Can be suppressed.

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 wavelength division member 47 is disposed on the light source unit 101 side from the optical scanner 42. By doing so, it is not necessary to select the wavelength of the measurement light within the scan range by the optical scanner 42, and the size of the wavelength division member 47 can be reduced.

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 wavelength division member 47 is disposed at a position on the optical path where light is guided as parallel light by the interference optical system. Further, the position can be a pupil position determined by an optical element such as the objective lens 22. By doing so, it is possible to minimize optical aberrations at the imaging position.

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 wavelength division member 47 is disposed at a position different from the optically conjugate position with the pupil of the eye E on the optical path of the measurement light. By doing so, it becomes possible to reduce the noise of the return light.

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 wavelength division member 47 may be configured to be changeable. For example, the wavelength division member 47 includes a plurality of wavelength division members having mutually different wavelength division characteristics, and is configured to be able to selectively insert the plurality of wavelength division members into the optical path of the measurement light. The main control unit 211 changes at least one of the first wavelength band and the second wavelength band of the measurement light divided by the wavelength division member 47 by inserting any one of the plurality of wavelength division members into the optical path of the measurement light. can do.

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 wavelength division member 47, even when there is an error in the output wavelength of the wavelength sweep type light source. Thus, it is possible to ensure the safety of the eye to be examined and improve the image quality by increasing the amount of measurement light.

[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 apparatus 1 will be described.

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 apparatus 1. This operation example includes a process for aligning the eye E to be examined and the apparatus optical system based on an image, and a process for setting a scanning region based on the image. The alignment processing includes alignment for OCT measurement (auto alignment), focusing (auto focus), and tracking (auto tracking).

(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 data processing unit 230.

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 optical system 50 and a split index by the focus optical system 60 are projected onto the eye E to be examined. Therefore, the alignment index and the split index are depicted in the near-infrared moving image. These indices can be used for alignment and focusing. A fixation target by the LCD 39 is also projected onto the eye E. The subject is instructed to stare at the fixation target.

(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 data processing unit 230 sequentially analyzes frames obtained by taking a moving image of the eye E with the optical system, obtains the position of the alignment target, and calculates the movement amount of the optical system. The control unit 210 performs auto alignment by controlling an optical system driving unit (not shown) based on the movement amount of the optical system calculated by the data processing unit 230.

(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 data processing unit 230 sequentially analyzes frames obtained by taking a moving image of the eye E with the optical system, determines the position of the split target, and calculates the amount of movement of the focusing lens 31. The control unit 210 performs autofocus by controlling the photographing focus driving unit 31A based on the movement amount of the focusing lens 31 calculated by the data processing unit 230.

(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 control unit 210 starts auto-tracking. Specifically, the data processing unit 230 analyzes in real time frames obtained sequentially by taking a moving image of the eye E with the optical system, and monitors the movement (position change) of the eye E. The control unit 210 controls an optical system driving unit (not shown) so as to move the optical system in accordance with the position of the eye E to be sequentially acquired. As a result, the optical system can follow the movement of the eye E in real time, and it is possible to maintain a suitable positional relationship in which the alignment is in focus.

(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 control unit 210 displays the near-infrared moving image on the display unit 241 in real time. The user uses the operation unit 242 to set a scanning area on the near-infrared moving image. The scanning area to be set may be a one-dimensional area or a two-dimensional area.

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 control unit 210 sets the scanning region based on these settings. It is also possible to configure. Specifically, the region of interest is identified by image analysis by the data processing unit 230, and the control unit 210 defines a region of a predetermined pattern so as to include the region of interest (for example, the region of interest is located at the center). Set.

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 control unit 210 can reproduce and set the past scanning region on the real-time near-infrared moving image. . As a specific example, the control unit 210 includes information (scanning mode or the like) indicating a scanning area set in a past examination, and a near-infrared fundus image (a still image, for example, a frame) in which the scanning area is set. Are associated with each other and stored in the storage unit 212 (practically associated with a patient ID and left and right eye information). The control unit 210 aligns the past near-infrared fundus image and the frame of the current near-infrared moving image, and in the current near-infrared moving image corresponding to the scanning region in the past near-infrared fundus image. Specify the image area. Thereby, the scanning area applied in the past examination is set for the current near-infrared moving image.

(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 detector 48 detects the amount of measurement light in the second wavelength band divided by the wavelength division member 47. The monitoring unit 2111 compares the light amount of the measurement light in the second wavelength band detected by the detection unit 48 with a predetermined threshold value.

(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 monitoring unit 2111 determines that the amount of measurement light in the second wavelength band is less than the predetermined threshold (S7: Y), the operation of the ophthalmologic photographing apparatus 1 proceeds to S8. When the monitoring unit 2111 determines that the amount of measurement light in the second wavelength band is equal to or greater than the predetermined threshold (S7: N), the operation of the ophthalmologic photographing apparatus 1 proceeds to S9.

(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 monitoring unit 2111 determines that the amount of measurement light in the second wavelength band is less than a predetermined threshold (S7: Y), the control unit 210 controls the light source unit 101 and the optical path length changing unit 41, and The OCT measurement of the fundus oculi Ef is performed by controlling the optical scanner 42 based on the scanning region set in S5.

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 image forming unit 220 forms a tomographic image (image) of the A line based on the collected data obtained by sampling the detection signal obtained by the detector 150 based on the clock KC as described above. To do. When the scanning mode is a three-dimensional scan, the data processing unit 230 forms a three-dimensional image of the fundus oculi Ef based on a plurality of tomographic images formed by the image forming unit 220. This is the end of this operation example (end).

(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 monitoring unit 2111 determines that the amount of measurement light in the second wavelength band is equal to or greater than a predetermined threshold (S7: N), the control unit 210 (main control unit 211) outputs notification information to the notification unit 250. And at least one of stopping the incidence of the measurement light to the eye E. Thereafter, the operation of the ophthalmologic photographing apparatus 1 ends (END).

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 control part 210 based on the monitoring result of the monitoring part 2111 shown to S6, S7, and S9 may be performed in either S1-S5.

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 control unit 210 performs alignment between the reference image and the image currently used for auto-tracking, thereby setting the scanning area set on the reference image. An image region in the real-time near-infrared moving image corresponding to is specified. This process can also set the scanning area in the real-time near-infrared moving image as in S4 and S5. Further, according to this method, since the scanning area can be set on the still image, the work can be facilitated and ensured as compared with the case of setting on the moving image that is actually auto-tracked.

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 OCT unit 100, a collimator lens unit 40, a wavelength division member 47, a detection unit 48, an optical path length changing unit 41, an optical scanner 42, a focusing lens 43, a mirror 44, And a relay lens 45) and an image forming unit (for example, the image forming unit 220). The interference optical system divides light (for example, light L0) from a light source (for example, the wavelength sweep type light source of the light source unit 101) into measurement light (for example, measurement light LS) and reference light (for example, reference light LR). Then, the measurement light is incident on the eye to be examined (for example, eye E to be examined), and interference light (for example, interference light LC) between the return light of the measurement light from the eye to be examined and the reference light is detected. The image forming unit forms an image of the eye to be examined based on the detection result of the interference light by the interference optical system. The interference optical system includes a wavelength division member (for example, wavelength division member 47). The wavelength division member uses the light from the light source or the measurement light, the measurement light in the first wavelength band (for example, the wavelength band WL1) used for the image forming process by the image forming unit, and the second wavelength other than the first wavelength band. It is used to divide the measurement light into bands (for example, wavelength bands WL2 and WL3). The ophthalmologic photographing apparatus includes a monitoring unit (for example, a monitoring unit 2111) that causes measurement light including only the first wavelength band to enter the eye to be examined and monitors the amount of measurement light in the second wavelength band.

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 control unit 210 or the main control unit 211) that stops the measurement light from entering the eye to be inspected based on the output from the monitoring unit may be included.

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 OCT unit 100, the collimator lens unit 40, the wavelength division member 47, the detection unit 48, the optical path length changing unit 41, the optical scanner 42, the focusing lens 43, the mirror 44, and the relay lens 45) is a light source ( For example, light (for example, measurement light) from the wavelength sweep type light source of the light source unit 101 is incident on the eye to be examined (for example, eye E to be examined), and return light from the eye to be examined is detected. The information generation unit (for example, the image forming unit 220) generates information (for example, an image) related to the eye to be examined based on the detection result of the return light by the optical system. The optical system converts light from the light source into light in a first wavelength band (for example, wavelength band WL1) that is used for information generation processing (for example, image formation processing) by the information generation unit, and in light other than the first wavelength band. A wavelength division member (for example, wavelength division member 47) for dividing light into two wavelength bands (for example, wavelength bands WL2 and WL3) is included, and light including only the first wavelength band is incident on the eye to be examined. The ophthalmologic apparatus includes a monitoring unit (for example, a monitoring unit 2111) that monitors light in the second wavelength band.

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 apparatus 1 has a plurality of operation modes and performs OCT measurement by making measurement light in a wavelength band corresponding to the operation modes incident on the eye E, the first wavelength band divided by the wavelength dividing member 47 The second wavelength band may be changeable according to the operation mode.

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 ophthalmic imaging apparatus 1 according to this embodiment. Hereinafter, an ophthalmologic photographing apparatus according to this modification will be described focusing on differences from the present embodiment.

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 ophthalmic imaging apparatus 1 according to this embodiment is that the mode switching unit 2112 is provided in the main control unit 211. is there.

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 image forming unit 220 is different, and in the switched operation mode. It is possible to acquire an image of the eye E by the OCT measurement performed. The mode switching unit 2112 switches a plurality of operation modes in response to a user operation on the operation unit 242. The plurality of operation modes include an imaging mode according to the imaging region, an examination mode according to the lesion, an imaging mode according to the scan pattern, an operation mode according to the analysis content for the acquired image, and an OCT measurement. There are operation modes according to the output mode of the obtained results.

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 main control unit 211 changes at least one of the first wavelength band and the second wavelength band of the measurement light divided by the wavelength division member 47 according to the operation mode switched by the mode switching unit 2112. Specifically, when the mode switching unit 2112 switches to the anterior segment imaging mode, the main control unit 211 sets the first wavelength band and the second wavelength so that the first wavelength band becomes the anterior segment imaging wavelength band. The wavelength division member 47 is controlled so that the band is changed. When the mode switching unit 2112 switches to the fundus imaging mode, the main control unit 211 changes the first wavelength band and the second wavelength band so that the first wavelength band becomes the fundus imaging wavelength band. The wavelength division member 47 is controlled. As described above, the wavelength division member 47 can change the first wavelength band and the second wavelength band.

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 light source unit 101 includes one or more light sources (wavelength sweep type light sources) capable of emitting light in the first wavelength band and the second wavelength band, and the main control unit 211 is divided into first wavelengths divided by the wavelength dividing member 47. You may make it change the output wavelength band of the light source of the light source unit 101 according to the change of a wavelength band (or 2nd wavelength band). In this case, the main control unit 211 may change the wavelength band of light emitted from one wavelength sweep type light source, or may switch a plurality of wavelength sweep type light sources having different output wavelength bands. Good.

(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 wavelength division member 47 in the embodiment is not limited to the configuration shown in FIG. 2 and may have other configurations.

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 wavelength division member 47 according to the embodiment may be configured by a high-pass filter, a low-pass filter, or a single dichroic mirror. The wavelength division member 47 is specific if it can achieve the function of dividing the measurement light in the first wavelength band used for the image forming process into the measurement light in the second wavelength band other than the first wavelength band. Regardless of configuration.

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 SYMBOLS 1 Ophthalmologic imaging apparatus 2 Fundus camera unit 42 Optical scanner 47 Wavelength division member 471 First wavelength selection member 472 Second wavelength selection member 48 Detector 481 First photodetector 482 Second photodetector 100 OCT unit 200 Arithmetic control unit 210 Control unit 211 Main control unit 2111 Monitoring unit 2112 Mode switching unit 212 Storage unit 220 Image forming unit 230 Data processing unit 240 User interface 241 Display unit 242 Operation unit 250 Notification unit E Eye to be examined

Claims (5)

光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記測定光を被検眼に入射させ、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、
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.
前記監視部からの出力に基づいて報知を行う報知部を含む
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.
前記監視部からの出力に基づいて前記被検眼に対する前記測定光の入射を停止させる制御部を含む
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.
前記監視部からの出力に基づいて前記光源を制御する制御部を含む
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.
光源からの光を被検眼に入射させ、前記被検眼からの戻り光を検出する光学系と、
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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