JP2017029483A - Ophthalmologic imaging device - Google Patents
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Abstract
Description
本開示は、光断層干渉計と走査型レーザー検眼鏡とを複合させた眼科撮影装置に関する。 The present disclosure relates to an ophthalmologic imaging apparatus in which an optical tomographic interferometer and a scanning laser ophthalmoscope are combined.
被検眼の断層画像を非侵襲で得ることができる眼科撮影装置として、光断層干渉計（Optical Coherence Tomography:OCT）が知られている。このような装置は、例えば、眼球の断層像を得るために使用される。また、被検眼においてレーザー光を２次元的に走査することによって、被検眼の正面画像を得る走査型レーザー検眼鏡(Scanning Laser Ophthalmoscope:SLO)が知られている。 2. Description of the Related Art An optical tomography (OCT) is known as an ophthalmic imaging apparatus that can obtain a tomographic image of an eye to be examined non-invasively. Such an apparatus is used, for example, to obtain a tomographic image of the eyeball. In addition, a scanning laser ophthalmoscope (SLO) that obtains a front image of a subject eye by two-dimensionally scanning the subject's eye with laser light is known.
更に、光断層干渉計と走査型レーザー検眼鏡との複合装置も存在する。例えば、特許文献１には、ＯＣＴ光学系と、ＳＬＯ光学系とで、主に対物レンズ系を共用し、その他の部材が別々に設けられた装置が開示されている。例えば、この装置においては、光源、光スキャナ、および検出器等の部材が、ＯＣＴ光学系と、ＳＬＯ光学系とで、別々に設けられている。 Furthermore, there is a combined device of an optical tomographic interferometer and a scanning laser ophthalmoscope. For example, Patent Document 1 discloses an apparatus in which an OCT optical system and an SLO optical system mainly share an objective lens system and other members are separately provided. For example, in this apparatus, members such as a light source, an optical scanner, and a detector are separately provided for the OCT optical system and the SLO optical system.
上記のような複合装置は、大型化しやすく、高コストになりやすい。本開示は、従来技術における問題点の少なくとも１つを解決した眼科撮影装置を提供することを目的とするものである。 The composite apparatus as described above tends to be large and expensive. An object of the present disclosure is to provide an ophthalmologic photographing apparatus that solves at least one of the problems in the prior art.
本開示の第１態様に係る眼科撮影装置は、第１光源からの測定光を前記被検眼において走査し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と，参照光と，が合成された合成光に基づいて前記被検眼の断層画像を得るＯＣＴ光学系と、第２光を被検眼において走査し、第２光の前記被検眼による反射光に基づいて前記被検眼の正面画像を得るＳＬＯ光学系と、を備える眼科撮影装置であって、前記ＯＣＴ光学系と前記ＳＬＯ光学系とで共用される検出器であって、前記反射光と、前記合成光と、をそれぞれ受光し、前記正面画像および前記断層画像を形成するための受光信号を、それぞれ出力する検出器と、を有する。 The ophthalmologic photographing apparatus according to the first aspect of the present disclosure scans the measurement light from the first light source in the eye to be examined, and combines the return light of the measurement light from the eye to be examined and the reference light. An OCT optical system that obtains a tomographic image of the eye to be inspected based on light, and SLO optical that scans the second light in the eye to be examined and obtains a front image of the eye to be inspected based on reflected light of the eye to be examined by the second light An ophthalmic imaging apparatus comprising: a system, a detector shared by the OCT optical system and the SLO optical system, each receiving the reflected light and the combined light, and the front image And a detector for outputting a light reception signal for forming the tomographic image.
本開示によれば、従来技術における問題点の少なくとも１つを解決することができる。 According to the present disclosure, at least one of the problems in the prior art can be solved.
以下、本開示における典型的な実施形態を、図面に基づいて説明する。 Hereinafter, exemplary embodiments of the present disclosure will be described with reference to the drawings.
＜概要＞
まず、図１を参照して、本開示に係る眼科撮影装置（以下、「撮影装置」と省略する）の概要を説明する。図１に示すように、撮影装置１は、ＯＣＴとＳＬＯとの複合装置である。換言すれば、撮影装置１は、ＯＣＴ光学系２と、ＳＬＯ光学系３と、を有する。本実施形態において、ＯＣＴ光学系２は、被検眼Ｅの所定部位の断層画像を光干渉の技術を用いて非侵襲で得るために利用される。また、ＳＬＯ光学系３は、被検眼Ｅの所定部位の正面画像を得るために利用される。
<Overview>
First, an overview of an ophthalmologic photographing apparatus according to the present disclosure (hereinafter abbreviated as “imaging apparatus”) will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 1, the imaging apparatus 1 is a combined apparatus of OCT and SLO. In other words, the imaging apparatus 1 includes the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3. In the present embodiment, the OCT optical system 2 is used for non-invasively obtaining a tomographic image of a predetermined part of the eye E to be examined using an optical interference technique. The SLO optical system 3 is used to obtain a front image of a predetermined part of the eye E.
ＯＣＴ光学系２は、光源１１からの測定光を、被検眼Ｅにおいて走査する。被検眼Ｅからの測定光の戻り光は、参照光と合成され、これによって、合成光が得られる。ＯＣＴ光学系２では、断層画像が、この合成光に基づいて取得される。 The OCT optical system 2 scans the measurement light from the light source 11 in the eye E. The return light of the measurement light from the eye E is combined with the reference light, thereby obtaining the combined light. In the OCT optical system 2, a tomographic image is acquired based on the combined light.
図１に示すように、ＯＣＴ光学系２は、例えば、光源１１と、光分割部１２と、光スキャナ２７と、光結合部３５と、検出器４４と、を有してもよい。このようなＯＣＴ光学系２としては、ＳＳ−ＯＣＴ（Swept Source-OCT）方式、ＳＤ−ＯＣＴ（Spectral domain-OCT）方式等が用いられ得る。 As illustrated in FIG. 1, the OCT optical system 2 may include, for example, a light source 11, a light dividing unit 12, an optical scanner 27, an optical coupling unit 35, and a detector 44. As such an OCT optical system 2, an SS-OCT (Swept Source-OCT) system, an SD-OCT (Spectral domain-OCT) system, or the like can be used.
光分割部１２は、光源１１からの光を、測定光と参照光とに分割する。光分割部１２には、例えば、カップラ、およびハーフミラー等のいずれかが採用されてもよい。光スキャナ２７は、測定光を被検眼Ｅにおいて走査する。光スキャナ２７は、互いに異なる方向に測定光を偏向する２つの光スキャナ２７ａ，２７ｂを少なくとも含んでいてもよい。被検眼Ｅからの測定光の戻り光は、光結合部３５によって参照光と合成され、その結果として、合成光が得られる。この合成光が、検出器４４によって受光される。そして、検出器４４からの受光信号に基づいて被検眼Ｅの断層画像が得られる。 The light splitting unit 12 splits the light from the light source 11 into measurement light and reference light. For example, a coupler, a half mirror, or the like may be employed as the light splitting unit 12. The optical scanner 27 scans the measurement light on the eye E. The optical scanner 27 may include at least two optical scanners 27a and 27b that deflect measurement light in different directions. The return light of the measurement light from the eye E is combined with the reference light by the optical coupling unit 35, and as a result, composite light is obtained. This combined light is received by the detector 44. Then, a tomographic image of the eye E is obtained based on the light reception signal from the detector 44.
図１に示すように、ＳＬＯ光学系３は、光源５１からのレーザー光（第２光の一例）を被検眼Ｅにおいて２次元的に走査し、被検眼Ｅによるレーザー光の反射光に基づいて被検眼Ｅの正面画像を取得する。図１に示すように、ＳＬＯ光学系３は、例えば、光源５１と、光スキャナ５５と、有害光除去部（有害光除去光学系ともいう。具体例としては、ホールミラー５３、共焦点アパーチャ６２等のいずれか）と、検出器４４と、を有してもよい。このようなＳＬＯ光学系３としては、ポイントスキャンＳＬＯ方式が用いられ得る。但し必ずしもこれに限られるものではなく、ＳＬＯ光学系３は、ラインスキャンＳＬＯ方式（つまり、ＬＳＬＯ）であってもよい。 As shown in FIG. 1, the SLO optical system 3 two-dimensionally scans laser light (an example of second light) from the light source 51 on the eye E and based on the reflected light of the laser light from the eye E. A front image of the eye E is acquired. As shown in FIG. 1, the SLO optical system 3 includes, for example, a light source 51, an optical scanner 55, a harmful light removal unit (also referred to as a harmful light removal optical system. As a specific example, a hole mirror 53 and a confocal aperture 62. And the detector 44 may be included. As such an SLO optical system 3, a point scan SLO method can be used. However, the present invention is not necessarily limited to this, and the SLO optical system 3 may be a line scan SLO method (that is, LSLO).
光源５１は、レーザー光を出射する。光スキャナ５５は、レーザー光を被検眼Ｅにおいて走査する。有害光除去部は、例えば、被検眼Ｅの観察面とは異なる箇所において、散乱および反射された光（つまり、有害光）を除去する。例えば、眼底を撮影する場合、典型的には、角膜および対物レンズ２９のレンズ面に基づいて有害光が生じる。ＳＬＯ光学系３は、有害光除去部として、例えば、ホールミラー５３、および共焦点アパーチャ６２、黒点板（図示せず）等のいずれかを用いることができる。このような有害光除去部は、観察面からの反射光のうち、有害光が含まれやすい光軸近傍の光が検出器４４に導かれることを抑制すると共に、有害光が含まれにくい光軸から離れた位置を通過する光を、検出器４４に導く。有害光除去部は、光軸近傍の光を、反射、遮光、又は、透過することで、検出器４４に導かれることを抑制する。結果、被検眼Ｅによるレーザー光の反射光のうち、有害光除去部を通過した反射光が検出器４４に導かれる。このとき、有害光除去部は、観察部位からの反射光を受光素子に導く一方で、観察部位とは前後する位置で散乱又は反射された光を遮光してもよい。その結果として、正面画像においてフレアおよびゴースト等が抑制される。 The light source 51 emits laser light. The optical scanner 55 scans the eye E with laser light. The harmful light removal unit removes scattered and reflected light (that is, harmful light) at a location different from the observation surface of the eye E, for example. For example, when photographing the fundus, typically harmful light is generated based on the cornea and the lens surfaces of the objective lens 29. The SLO optical system 3 can use, for example, any one of a hole mirror 53, a confocal aperture 62, a black spot plate (not shown), and the like as a harmful light removal unit. Such a harmful light removing unit suppresses the light near the optical axis, which is likely to contain harmful light, from the reflected light from the observation surface, and prevents the harmful light from being contained in the optical axis. The light passing through a position away from is guided to the detector 44. The harmful light removal unit suppresses the light near the optical axis from being guided to the detector 44 by reflecting, shielding, or transmitting light. As a result, of the reflected light of the laser light from the eye E, the reflected light that has passed through the harmful light removal unit is guided to the detector 44. At this time, the harmful light removing unit may guide the reflected light from the observation site to the light receiving element, and shield the light scattered or reflected at a position before and after the observation site. As a result, flare and ghost are suppressed in the front image.
本実施形態において、ＯＣＴ光学系２と、ＳＬＯ光学系３とは、検出器４４を共用している。このため、被検眼Ｅの断層画像と正面画像とは、いずれも、共用の検出器４４からの信号に基づいて形成される。検出器４４に少なくとも１つ含まれる受光素子が、被検眼Ｅからの測定光の戻り光と、被検眼Ｅからのレーザー光の反射光と、をそれぞれ受光する。このような受光素子は、例えば、１つの受光部からなるポイントセンサであってもよいし、画素が一方向に並べられたラインセンサ（一次元受光素子）であってもよい。 In the present embodiment, the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 share the detector 44. For this reason, both the tomographic image and the front image of the eye E are formed based on the signal from the shared detector 44. At least one light receiving element included in the detector 44 receives the return light of the measurement light from the eye E and the reflected light of the laser light from the eye E, respectively. Such a light receiving element may be, for example, a point sensor including one light receiving unit, or a line sensor (one-dimensional light receiving element) in which pixels are arranged in one direction.
例えば、ＯＣＴ光学系２がＳＳ−ＯＣＴ方式であり、ＳＬＯ光学系３がポイントスキャンＳＬＯ方式である場合、ポイントセンサが受光素子として用いられてもよい。この場合、２つの光学系で共用される受光素子を複数、或いは、共用される受光素子とは別に１以上の受光素子を設けることで、検出器４４を平衡検出器として構成してもよい。平衡検出器（Balanced Detector）を用いる場合、撮影装置１は、複数の受光素子からの干渉信号の差分を得て、干渉信号に含まれる不要なノイズを削減することができる。その結果、断層画像の品質が向上する。 For example, when the OCT optical system 2 is an SS-OCT system and the SLO optical system 3 is a point scan SLO system, a point sensor may be used as a light receiving element. In this case, the detector 44 may be configured as a balanced detector by providing a plurality of light receiving elements shared by the two optical systems or providing one or more light receiving elements separately from the shared light receiving elements. When using a balanced detector, the imaging apparatus 1 can obtain the difference between interference signals from a plurality of light receiving elements, and reduce unnecessary noise included in the interference signals. As a result, the quality of the tomographic image is improved.
また、ＯＣＴ光学系２がＳＤ−ＯＣＴ方式であり、ＳＬＯ光学系３がラインスキャンＳＬＯ方式である場合、ラインセンサが、受光素子として用いられてもよい。この場合、検出器４４は、例えば、光結合部３５から導かれる合成光を、周波数成分に分光してラインセンサに受光させる分光光学系（スペクトルメータ）であってもよい。分光光学系は、ラインセンサと、光結合部３５との間に、回折格子を設けることで、形成できる。一方、ＳＬＯ光学系３からの被検眼Ｅによるレーザー光の反射光は、周波数成分ごとに分光されることなく（例えば、上記の回折格子を介さないで）、ラインセンサに導かれるようにしてもよい。 Further, when the OCT optical system 2 is an SD-OCT system and the SLO optical system 3 is a line scan SLO system, a line sensor may be used as a light receiving element. In this case, for example, the detector 44 may be a spectroscopic optical system (spectrum meter) in which the combined light guided from the optical coupling unit 35 is split into frequency components and received by the line sensor. The spectroscopic optical system can be formed by providing a diffraction grating between the line sensor and the optical coupling unit 35. On the other hand, the reflected light of the laser light from the eye E from the SLO optical system 3 may be guided to the line sensor without being separated for each frequency component (for example, not via the diffraction grating). Good.
共用の検出器４４から、被検眼Ｅの断層画像と正面画像とを、それぞれ取得するためには、例えば、測定光の照射とレーザー光の照射とが、互いに異なるタイミングで行われるように、ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３とがそれぞれ制御されてもよい。この場合、光源１１と光源５１とが制御されてもよい。また、例えば、光源１１と被検眼Ｅとの間、光源５１と被検眼Ｅとの間、のそれぞれに、シャッターを設け、それぞれのシャッターが互い違いに開閉されるように制御することで、測定光と、レーザー光とが、被検眼Ｅに対して切り替えて照射されるようにしてもよい。測定光の照射とレーザー光の照射とが互いに異なるタイミングで行われる場合、検出器４４からの受光信号に基づいて断層画像を形成する処理と、正面画像を形成する処理と、が切替えて実行されてもよい。その結果として、共用の検出器４４から、被検眼Ｅの断層画像と正面画像とが、それぞれ取得される。 In order to acquire the tomographic image and the front image of the eye E from the common detector 44, for example, the OCT is performed so that the measurement light irradiation and the laser light irradiation are performed at different timings. Each of the optical system 2 and the SLO optical system 3 may be controlled. In this case, the light source 11 and the light source 51 may be controlled. In addition, for example, by providing a shutter between the light source 11 and the eye E and between the light source 51 and the eye E, the measurement light can be controlled by alternately opening and closing the shutters. Then, the laser light may be switched and applied to the eye E. When the measurement light irradiation and the laser light irradiation are performed at different timings, a process of forming a tomographic image and a process of forming a front image are switched and executed based on a light reception signal from the detector 44. May be. As a result, a tomographic image and a front image of the eye E are acquired from the common detector 44, respectively.
このようにして、ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３とで、検出器４４を共用することで、例えば、装置をコンパクトに構成しやすくなる。また、装置を安価に製造しやすくなる。 Thus, by sharing the detector 44 between the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3, for example, it becomes easy to configure the apparatus compactly. In addition, the device can be easily manufactured at low cost.
ＯＣＴ光学系２と、ＳＬＯ光学系３とには、被検眼Ｅからの測定光の戻り光と、被検眼Ｅからのレーザー光の反射光と、を分離する光分離部（光分離光学系）が設けられていてもよい。光分離部は、被検眼Ｅからの測定光の戻り光が、ＳＬＯ光学系３における有害光除去部（共焦点アパーチャ６２および穴開きミラー５３等）を通過して検出器４４に導かれること、及び、被検眼Ｅによるレーザー光の反射光が、ＯＣＴ光学系２における光結合部３５を経て検出器４４に導かれること、をそれぞれ妨げる（換言すれば、抑制する）。これにより、断層画像と正面画像とのいずれか一方を撮影する場合に、その撮影結果に、他方を撮影するための光学系から回り込んだノイズ光が影響することが抑制される。 The OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 include a light separation unit (light separation optical system) that separates the return light of the measurement light from the eye E and the reflected light of the laser light from the eye E. May be provided. The light separation unit is such that the return light of the measurement light from the eye E is guided to the detector 44 through the harmful light removal unit (the confocal aperture 62 and the perforated mirror 53) in the SLO optical system 3. In addition, the reflected light of the laser light from the eye E is prevented from being guided to the detector 44 via the optical coupling unit 35 in the OCT optical system 2 (in other words, suppressed). Thereby, when any one of a tomographic image and a front image is imaged, it is possible to suppress the influence of noise light that wraps around from the optical system for imaging the other on the imaged result.
例えば、光分離部は、波長選択的に光を分離する光学素子であってもよい。この場合、光分離部には、測定光の波長域と、レーザー光の波長域とを分離させる特性を持つ光学素子（換言すれば、波長分離光学部材）が含まれてもよい。より具体的には、光分離部には、ダイクロイックミラーおよびフィルタ等の少なくともいずれかが含まれてよい。光分離部にダイクロイックミラーが含まれる場合、そのダイクロイックミラーは、ＯＣＴ光学系２の光路と、ＳＬＯ光学系３の光路と、の結合および分岐の少なくとも何れかに利用されてもよい。例えば、図１に示す光学系では、ビームスプリッタ２８，４２のうち、少なくとも一方が、上記の光分離部として利用されるダイクロイックミラーであってもよい。光分離部として、ビームスプリッタ２８のように、ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３との光路の分岐と、波長分離とを同時に行う光学素子が用いられることで、光学系における光量の損失が抑制できる。 For example, the light separation unit may be an optical element that separates light in a wavelength selective manner. In this case, the light separation unit may include an optical element (in other words, a wavelength separation optical member) having a characteristic of separating the wavelength range of the measurement light and the wavelength range of the laser light. More specifically, the light separation unit may include at least one of a dichroic mirror and a filter. When the light separation unit includes a dichroic mirror, the dichroic mirror may be used for at least one of coupling and branching between the optical path of the OCT optical system 2 and the optical path of the SLO optical system 3. For example, in the optical system shown in FIG. 1, at least one of the beam splitters 28 and 42 may be a dichroic mirror used as the light separation unit. An optical element that simultaneously performs branching of the optical path between the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 and wavelength separation, such as the beam splitter 28, is used as the light separation unit, thereby suppressing light loss in the optical system. it can.
なお、図１の例において、ビームスプリッタ２８は、測定光とレーザー光との光路を結合することにより、測定光とレーザー光とを共通光路にて被検眼Ｅに導く。また、共通光路を逆に辿る測定光の戻り光を，および，レーザー光の反射光を分岐させる。これにより、測定光の戻り光を、光結合部３５へ案内し、且つ、レーザー光の反射光を、共焦点アパーチャ６２へ案内する。また、ビームスプリッタ４２は、共焦点アパーチャ６２を通過したレーザー光の反射光と光結合部３５からの合成光との光路を結合することにより、それぞれの光を同軸にして検出器４４に導く。なお、他に光分離部が設けられている場合、ビームスプリッタ４２の代わりにカップラ等の他の光結合素子を設け、この光結合素子でレーザー光の反射光と光結合部３５からの合成光との光路を結合するようにしてもよい。 In the example of FIG. 1, the beam splitter 28 guides the measurement light and the laser light to the eye E through a common optical path by combining the optical paths of the measurement light and the laser light. In addition, the return light of the measurement light and the reflected light of the laser light are branched off following the common optical path. As a result, the return light of the measurement light is guided to the optical coupling unit 35, and the reflected light of the laser light is guided to the confocal aperture 62. Further, the beam splitter 42 couples the reflected light of the laser light that has passed through the confocal aperture 62 and the combined light from the light coupling unit 35, and guides each light to the detector 44 in a coaxial manner. In the case where another light separating unit is provided, another optical coupling element such as a coupler is provided instead of the beam splitter 42, and the reflected light of the laser beam and the combined light from the optical coupling unit 35 are provided by this optical coupling element. You may make it couple | bond the optical path with.
また、ビームスプリッタ２８と被検眼Ｅとの間に形成されるＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３との共通光路には、ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３とで、共用される部材が配置されてもよい。一例として、図１では、対物レンズ系２９（対物光学系の一態様）が共通光路に置かれている。但し、必ずしもこれに限られるものではなく、例えば、光スキャナおよび視度調整機構等が、この共通光路に配置されることで、ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３とに共用されてもよい（詳細は後述する）。 In addition, a member shared by the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 is disposed in the common optical path of the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 formed between the beam splitter 28 and the eye E to be examined. May be. As an example, in FIG. 1, the objective lens system 29 (one aspect of the objective optical system) is placed in the common optical path. However, the present invention is not necessarily limited to this. For example, an optical scanner, a diopter adjustment mechanism, and the like may be shared by the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 by being disposed in this common optical path ( Details will be described later).
また、ＯＣＴ光学系２と、ＳＬＯ光学系３とは、光源を共用してもよい。この場合、例えば、ＯＣＴ光学系２の光源１１が、ＳＬＯ光学系の光源として利用されてもよい。このとき、測定光の戻り光に基づいて検出器４４から出射される受光信号には、様々な波長成分、および、参照光の成分を含み得る。そこで、画像処理部（例えば、制御部７０、図２参照）は、参照光の成分を含まず、分光された状態の戻り光の強度情報を、検出器４４からの受光信号から取得し、各波長成分のなかから予め選択された一定の波長成分の強度情報に基づいて、正面画像を形成するようにしてもよい。これにより、例えば、検出器４４だけでなく、光源も共用して、被検眼Ｅの断層画像と正面画像とを、それぞれ取得できる。
＜第１実施例＞
図１を参照して、第１実施例における撮影装置１を説明する。第１実施例における撮影装置１は、干渉光学系（ＯＣＴ光学系）２と、ＳＬＯ光学系３と、固視標投影光学系４と、演算制御部（ＣＰＵ）７０と、メモリ７２、モニタ７５、を含む。その他、ＯＣＴ装置１には、図示無き、前眼部観察光学系が設けられていてもよい。
The OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 may share a light source. In this case, for example, the light source 11 of the OCT optical system 2 may be used as a light source of the SLO optical system. At this time, the received light signal emitted from the detector 44 based on the return light of the measurement light may include various wavelength components and reference light components. Therefore, the image processing unit (for example, the control unit 70, see FIG. 2) acquires the intensity information of the return light in the dispersed state without the reference light component from the received light signal from the detector 44, The front image may be formed based on the intensity information of a certain wavelength component selected in advance from the wavelength components. Thereby, for example, not only the detector 44 but also the light source is shared, and the tomographic image and the front image of the eye E can be acquired.
<First embodiment>
With reference to FIG. 1, the imaging device 1 in 1st Example is demonstrated. The imaging apparatus 1 in the first embodiment includes an interference optical system (OCT optical system) 2, an SLO optical system 3, a fixation target projection optical system 4, an arithmetic control unit (CPU) 70, a memory 72, and a monitor 75. ,including. In addition, the OCT apparatus 1 may be provided with an anterior ocular segment observation optical system (not shown).
ＯＣＴ光学系２は、ＳＳ−ＯＣＴ（Swept Source-OCT）方式が用いられ、光源１１として出射波長を時間的に高速で変化させる波長可変光源（波長走査型光源）が用いられる。光源１１は、出射光の波長を変化させる。検出器４４は、例えば、受光素子からなる平衡検出器が設けられる。受光素子は、受光部が一つのみからなるポイントセンサであって、例えば、アバランシェ・フォト・ダイオードが用いられる。 The OCT optical system 2 uses an SS-OCT (Swept Source-OCT) system, and a tunable light source (wavelength scanning light source) that changes the emission wavelength at a high speed temporally is used as the light source 11. The light source 11 changes the wavelength of the emitted light. For example, the detector 44 is provided with a balanced detector including a light receiving element. The light receiving element is a point sensor having only one light receiving portion, and for example, an avalanche photodiode is used.
光源１１は、例えば、レーザ媒体、共振器、及び波長選択フィルタによって構成される。そして、波長選択フィルタとして、例えば、回折格子とポリゴンミラーの組み合わせ、ファブリー・ペローエタロンを用いたフィルタが挙げられる。 The light source 11 includes, for example, a laser medium, a resonator, and a wavelength selection filter. Examples of the wavelength selection filter include a combination of a diffraction grating and a polygon mirror, and a filter using a Fabry-Perot etalon.
本実施例では、瞬間輝線幅が短く、共振器長が短い光源としてＡＸＳＵＮ社のTUNABLE LASER が用いられる（例えば、λc=1060nm、Δλ=110nm、δλ=0.055nm、共振器長~14mm）。このような波長可変光源は、例えば、米国公開２００９／００５９９７１号に記載されている。 In this embodiment, a TUNABLE LASER manufactured by AXUN is used as a light source having a short instantaneous emission line width and a short resonator length (for example, λc = 1060 nm, Δλ = 110 nm, δλ = 0.055 nm, resonator length to 14 mm). Such a wavelength tunable light source is described in, for example, US Publication No. 2009/0059971.
ＯＣＴ光学系２は、光源１１から出射された光をカップラ（スプリッタ）１２によって測定光（測定光）と参照光に分割する。 The OCT optical system 2 divides the light emitted from the light source 11 into measurement light (measurement light) and reference light by a coupler (splitter) 12.
ＯＣＴ光学系２は、測定光学系２０によって測定光を眼Ｅの眼底Ｅｆに導き，また、参照光を参照光学系３０に導く。ＯＣＴ光学系２は、眼底Ｅｆによって反射された測定光と，参照光との合成によって取得される干渉光を検出器（受光素子）４４に受光させる。 The OCT optical system 2 guides the measurement light to the fundus oculi Ef of the eye E by the measurement optical system 20 and guides the reference light to the reference optical system 30. The OCT optical system 2 causes the detector (light receiving element) 44 to receive interference light acquired by combining the measurement light reflected by the fundus oculi Ef and the reference light.
測定光学系２０には、光ファイバー２１、サーキュレータ２２、光ファイバー２３、コリメータレンズ２４、フォーカスレンズ２５、ミラー２６、光スキャナ２７、ビームスプリッタ２８、対物レンズ２９、が順次設けられている。フォーカスレンズ２５は、光軸方向に移動され、被検物に対するフォーカスを調整するために用いられる。駆動部２５ａが光軸に沿ってフォーカスレンズ２５を変位させることで、ＯＣＴ光学系２における視度補正が行われる。 In the measurement optical system 20, an optical fiber 21, a circulator 22, an optical fiber 23, a collimator lens 24, a focus lens 25, a mirror 26, an optical scanner 27, a beam splitter 28, and an objective lens 29 are sequentially provided. The focus lens 25 is moved in the optical axis direction and is used to adjust the focus on the test object. The driving unit 25a displaces the focus lens 25 along the optical axis, whereby diopter correction in the OCT optical system 2 is performed.
光ファイバー２１に入射した測定光は、サーキュレータ２２、光ファイバ２３を介して、フォーカスレンズ２５によって集光された後、コリメータレンズ２４によって平行ビームに変換され、ガルバノミラー２７ａとガルバノミラー２７ｂで構成される光スキャナ２７によって反射方向が変えられる。そして、光スキャナ２７によって偏向された測定光は、ビームスプリッタ２８へ照射される。詳細は後述するが、ビームスプリッタ２８は、光源１１から出射される波長域の光を反射するダイクロイックミラーである。ビームスプリッタ２８は、測定光を反射し、対物レンズ２９に導く。測定光は、対物レンズ２９によって平行ビームとなって被検眼Ｅに入射し、眼底Ｅｆに照射される。 The measurement light incident on the optical fiber 21 is condensed by the focus lens 25 through the circulator 22 and the optical fiber 23, and then converted into a parallel beam by the collimator lens 24, and is constituted by the galvanometer mirror 27a and the galvanometer mirror 27b. The reflection direction is changed by the optical scanner 27. Then, the measurement light deflected by the optical scanner 27 is applied to the beam splitter 28. Although details will be described later, the beam splitter 28 is a dichroic mirror that reflects light in a wavelength region emitted from the light source 11. The beam splitter 28 reflects the measurement light and guides it to the objective lens 29. The measurement light is converted into a parallel beam by the objective lens 29 and enters the eye E to be examined, and is irradiated on the fundus oculi Ef.
光スキャナ２７は、眼底Ｅｆ上でＸＹ方向（横断方向）に測定光を走査させる。光スキャナ２７は、瞳孔と略共役な位置に配置される。光スキャナ２７は、例えば、２つのガルバノミラー２７ａ、２７ｂであり、その反射角度が駆動機構２７ｃによって任意に調整される。光スキャナ２７は、駆動部（ドライバ）２７ｃに入力される制御信号に基づいて動作する。 The optical scanner 27 scans the measurement light in the XY direction (transverse direction) on the fundus oculi Ef. The optical scanner 27 is disposed at a position substantially conjugate with the pupil. The optical scanner 27 is, for example, two galvanometer mirrors 27a and 27b, and the reflection angle thereof is arbitrarily adjusted by the drive mechanism 27c. The optical scanner 27 operates based on a control signal input to a drive unit (driver) 27c.
光源１１から出射された光束は、その反射（進行）方向が変化され、眼底上で任意の方向に走査される。光スキャナ２７としては、反射ミラー（ガルバノミラー、ポリゴンミラー、レゾナントスキャナ）の他、光の進行（偏向）方向を変化させる音響光学素子（ＡＯＭ）等が用いられる。 The reflection (advance) direction of the light beam emitted from the light source 11 is changed and scanned in an arbitrary direction on the fundus. As the optical scanner 27, an acousto-optic device (AOM) that changes the traveling (deflection) direction of light is used in addition to a reflection mirror (galvano mirror, polygon mirror, resonant scanner).
測定光の眼底Ｅｆからの後方散乱光（反射光）は、対物レンズ２９を経て、ダイクロイックミラー２８で反射されることによって、測定光学系２０の光路を逆に辿り、サーキュレータ２２に導かれる。その後、測定光の反射光は、光結合部（カップラ）３５によって参照光と合波されて干渉する。 The backscattered light (reflected light) from the fundus oculi Ef of the measurement light is reflected by the dichroic mirror 28 through the objective lens 29, thereby tracing back the optical path of the measurement optical system 20 and being guided to the circulator 22. Thereafter, the reflected light of the measurement light is combined with the reference light by the optical coupling unit (coupler) 35 and interferes therewith.
参照光学系３０は、眼底Ｅｆでの測定光の反射によって取得される反射光と合成される参照光を生成する。参照光学系３０は、マイケルソンタイプであってもよいし、マッハツェンダタイプであっても良い。参照光学系３０は、例えば、反射光学系（例えば、参照ミラー）によって形成され、カップラ１２からの光を反射光学系により反射することにより、光結合部３５を介して、検出光学系４０（つまり、検出器４４）へ導く。他の例としては、参照光学系３０は、透過光学系（例えば、光ファイバー）によって形成され、カップラ１２からの光を戻さず透過させることにより検出光学系４０へと導いてもよい。 The reference optical system 30 generates reference light that is combined with reflected light acquired by reflection of measurement light at the fundus oculi Ef. The reference optical system 30 may be a Michelson type or a Mach-Zehnder type. The reference optical system 30 is formed by, for example, a reflection optical system (for example, a reference mirror), and reflects the light from the coupler 12 by the reflection optical system, so that the detection optical system 40 (that is, the detection optical system 40) To the detector 44). As another example, the reference optical system 30 may be formed by a transmission optical system (for example, an optical fiber), and may be guided to the detection optical system 40 by transmitting the light from the coupler 12 without returning.
撮影装置１は、測定光と参照光との光路長差を調整するためにＯＣＴ光学系２に配置された光学部材の少なくとも一部を光軸方向に移動させる。例えば、参照光学系３０は、参照光路中の光学部材（例えば、参照ミラー３３）を移動させることにより、測定光と参照光との光路長差を調整する構成を有する。例えば、駆動機構３３ａの駆動によって参照ミラー３３が光軸方向に移動される。光路長差を変更するための構成は、測定光学系２０の測定光路中に配置されてもよい。測定光路中に配置された光学部材（例えば、光ファイバーの端部）が光軸方向に移動される。 The imaging apparatus 1 moves at least a part of the optical member arranged in the OCT optical system 2 in the optical axis direction in order to adjust the optical path length difference between the measurement light and the reference light. For example, the reference optical system 30 has a configuration that adjusts the optical path length difference between the measurement light and the reference light by moving an optical member (for example, the reference mirror 33) in the reference light path. For example, the reference mirror 33 is moved in the optical axis direction by driving the drive mechanism 33a. The configuration for changing the optical path length difference may be arranged in the measurement optical path of the measurement optical system 20. An optical member (for example, an end of an optical fiber) disposed in the measurement optical path is moved in the optical axis direction.
測定光と参照光とが合成された干渉信号光は、光結合部３５、およびファイバ４１を介して、検出光学系４０に導かれる。図１に示す検出光学系４０は、ビームスプリッタ４２、レンズ４３、検出器４４を備える。第１実施例において、ビームスプリッタ４２は、光源１１から出射される波長域の光を透過するダイクロイックミラーである。干渉信号光は、ビームスプリッタ４２によって透過されることによって、レンズ４３を介して検出器４４により受光される。検出器４４は、干渉信号光を検出する。 The interference signal light in which the measurement light and the reference light are combined is guided to the detection optical system 40 through the optical coupling unit 35 and the fiber 41. The detection optical system 40 shown in FIG. 1 includes a beam splitter 42, a lens 43, and a detector 44. In the first embodiment, the beam splitter 42 is a dichroic mirror that transmits light in the wavelength region emitted from the light source 11. The interference signal light is transmitted by the beam splitter 42 and is received by the detector 44 through the lens 43. The detector 44 detects interference signal light.
光源１１により出射波長が変化されると、これに対応する干渉信号光が検出器４４に受光され、結果的に、スペクトル干渉信号光として検出器４４に受光される。検出器４４から出力されたスペクトル干渉信号は、制御部７０に取り込まれ、このスペクトル干渉信号に基づき、深さプロファイルが形成される。 When the emission wavelength is changed by the light source 11, the corresponding interference signal light is received by the detector 44, and as a result, received by the detector 44 as spectrum interference signal light. The spectrum interference signal output from the detector 44 is taken into the control unit 70, and a depth profile is formed based on this spectrum interference signal.
制御部７０は、光スキャナ２７の駆動を制御し、眼底Ｅｆ上で測定光を横断方向に走査させる。制御部７０は、各走査位置での深さプロファイルを順次並べることにより眼底断層画像を形成させる。 The control unit 70 controls driving of the optical scanner 27 and scans the measurement light on the fundus oculi Ef in the transverse direction. The control unit 70 forms a fundus tomographic image by sequentially arranging the depth profiles at the respective scanning positions.
ＳＬＯ光学系２は、照射光学系５０と、受光光学系６０と、を有している。照射光学系５０は、被検眼Ｅの眼底Ｅｒにレーザー光（照明光）を照射する。本実施形態において、照射光学系５０には、光源５１、集光レンズ５２、穴開きミラー５３、フォーカスレンズ５４、光スキャナ５５、ビームスプリッタ２８、および、対物レンズ２９が含まれる。 The SLO optical system 2 includes an irradiation optical system 50 and a light receiving optical system 60. The irradiation optical system 50 irradiates the fundus Er of the eye E with laser light (illumination light). In the present embodiment, the irradiation optical system 50 includes a light source 51, a condenser lens 52, a perforated mirror 53, a focus lens 54, an optical scanner 55, a beam splitter 28, and an objective lens 29.
光源５１は、照射光学系５０の光源である。光源５１には、レーザー光を出射する光源（例えば、レーザーダイオード（LD）、スーパールミネッセントダイオード（SLD）等）が用いられてもよい。本実施例において、光源５１は、単色光（より詳細には、赤外光）を出射する光源を有するものとして説明する。但し、必ずしもこれに限られるものではない。例えば、光源５１は、複数の光源を有していてもよく、この場合、複数色の光を同時に、又は選択的に出射する構成であってもよい。また、光源５１から出射される光の波長も、赤外域に限らず、例えば、可視域等の波長であってもよい。 The light source 51 is a light source of the irradiation optical system 50. As the light source 51, a light source that emits laser light (for example, a laser diode (LD), a super luminescent diode (SLD), or the like) may be used. In the present embodiment, the light source 51 will be described as having a light source that emits monochromatic light (more specifically, infrared light). However, it is not necessarily limited to this. For example, the light source 51 may have a plurality of light sources. In this case, the light source 51 may be configured to emit light of a plurality of colors simultaneously or selectively. Further, the wavelength of light emitted from the light source 51 is not limited to the infrared region, and may be a wavelength in the visible region, for example.
光源５１から出射されるレーザー光は、集光レンズ５２を経て穴開きミラー５３に形成された開口部を通り、フォーカスレンズ５４を介した後、光スキャナ５５に向かう。光スキャナ５５によって反射されたレーザー光は、対物レンズ２９を通過した後、被検眼Ｅの眼底Ｅｒに照射される。その結果として、眼底Ｅｒで反射・散乱される光が瞳孔から出射される。 Laser light emitted from the light source 51 passes through a condensing lens 52, passes through an opening formed in a perforated mirror 53, passes through a focus lens 54, and then travels to an optical scanner 55. The laser light reflected by the optical scanner 55 passes through the objective lens 29 and is then applied to the fundus Er of the eye E. As a result, light reflected and scattered by the fundus Er is emitted from the pupil.
フォーカスレンズ５４は、駆動機構５４ａによって、光軸Ｌ１方向へ移動可能に構成されている。レンズ５４の位置に応じて、照射光学系５０および受光光学系６０の視度が変わる。本実施形態では、フォーカスレンズ５４の位置を調節することによって、被検眼Ｅの視度の誤差を矯正（軽減）する。その結果として、レーザー光の集光位置を眼底Ｅｒの観察部位（例えば、網膜表面）に調節することができる。 The focus lens 54 is configured to be movable in the direction of the optical axis L1 by a drive mechanism 54a. Depending on the position of the lens 54, the diopter of the irradiation optical system 50 and the light receiving optical system 60 changes. In the present embodiment, the diopter error of the eye E is corrected (reduced) by adjusting the position of the focus lens 54. As a result, the condensing position of the laser light can be adjusted to the observation site (for example, the retina surface) of the fundus oculi Er.
光スキャナ５５は、レーザー光の進行方向を変える（レーザー光を偏向する）ことで、眼底上でレーザ光を二次元的に走査する。光スキャナ５５は、例えば、レゾナントスキャナ５５ａと、ガルバノミラー５５ｂと、を有する。レゾナントスキャナ５５ａによって、Ｘ方向にレーザー光の主走査が行われる。また、ガルバノミラー５５ｂによって、Ｙ方向にレーザー光の副走査が行われる。光スキャナ５５としては、例えば、反射ミラー（ガルバノミラー、ポリゴンミラー、レゾナントスキャナ）の他、光の進行（偏向）方向を変化させる音響光学素子（ＡＯＭ）等が用いられてもよい。 The optical scanner 55 changes the traveling direction of the laser light (deflects the laser light) to scan the laser light two-dimensionally on the fundus. The optical scanner 55 includes, for example, a resonant scanner 55a and a galvanometer mirror 55b. The resonant scanner 55a performs main scanning of laser light in the X direction. Further, the sub scanning of the laser beam is performed in the Y direction by the galvanometer mirror 55b. As the optical scanner 55, for example, an acousto-optic device (AOM) that changes the traveling (deflection) direction of light may be used in addition to a reflection mirror (galvano mirror, polygon mirror, resonant scanner).
光スキャナ５５を経たレーザー光は、ビームスプリッタ（本実施例では、ダイクロイックミラー）２８に照射される。ビームスプリッタ２８は、レーザー光の波長域を透過する特性を持つ。結果、レーザー光は、ビームスプリッタ２８を通過して対物レンズ２９に導かれることで、平行光とされて被検眼の眼底Ｅｒに照射される。眼底Ｅｒに照射されたレーザー光は、集光位置（例えば、網膜表面）にて反射される。眼底Ｅｒによる反射光は、平行光として瞳孔から出射する。 The laser light that has passed through the optical scanner 55 is applied to a beam splitter (in this embodiment, a dichroic mirror) 28. The beam splitter 28 has a characteristic of transmitting the wavelength range of laser light. As a result, the laser light passes through the beam splitter 28 and is guided to the objective lens 29 to be converted into parallel light and irradiated onto the fundus Er of the eye to be examined. The laser light applied to the fundus Er is reflected at a condensing position (for example, the retina surface). The reflected light from the fundus Er exits from the pupil as parallel light.
受光光学系６０は、眼底Ｅｒによるレーザー光の反射光を、穴開きミラー５３および共焦点アパーチャ６２を介して検出器４４に受光させる。照射光学系５０からのレーザー光に伴う眼底Ｅｒからの光を検出器４４で受光する。例えば、受光光学系６０は、レンズ６１、共焦点アパーチャ６２、レンズ６３、ビームスプリッタ４２、レンズ４３、および、検出器４４、を有してもよい。共焦点アパーチャ６２は、眼底Ｅｒと共役な位置に配置されており、後述するように共焦点絞りとして機能する。また、受光光学系６０は、対物レンズ２９から穴開きミラー５３までに配置された各部材を、照射光学系５０と共用している。その結果として、本実施例では、被検眼Ｅから穴開きミラー５３までの光路が、照射光学系５０および受光光学系６０の共通部分として形成されている。 The light receiving optical system 60 causes the detector 44 to receive the reflected light of the laser beam from the fundus Er via the perforated mirror 53 and the confocal aperture 62. The detector 44 receives light from the fundus Er accompanying the laser light from the irradiation optical system 50. For example, the light receiving optical system 60 may include a lens 61, a confocal aperture 62, a lens 63, a beam splitter 42, a lens 43, and a detector 44. The confocal aperture 62 is disposed at a position conjugate with the fundus Er and functions as a confocal stop as described later. Further, the light receiving optical system 60 shares the members arranged from the objective lens 29 to the perforated mirror 53 with the irradiation optical system 50. As a result, in this embodiment, the optical path from the eye E to the perforated mirror 53 is formed as a common part of the irradiation optical system 50 and the light receiving optical system 60.
第１実施例では、ＯＣＴ光学系２の光スキャナ２７と、ＳＬＯ光学系３の光スキャナ５５とが、別々に設けられている。１フレームの正面画像をＳＬＯ光学系３で得るためには、多数の主走査が必要なので、ＳＬＯ光学系３の光スキャナ５５には、ＯＣＴ光学系２の光スキャナよりも高速で動作するスキャナを採用することが望ましい。本第１実施例では、ＯＣＴ光学系２の光スキャナ２７と、ＳＬＯ光学系３の光スキャナ５５とが、別々に設けられているので、各光学系２，３で、走査速度の異なる光スキャナを採用できる。結果、断層画像と、正面画像とを、それぞれ良好に取得できる。 In the first embodiment, the optical scanner 27 of the OCT optical system 2 and the optical scanner 55 of the SLO optical system 3 are provided separately. In order to obtain a front image of one frame with the SLO optical system 3, a large number of main scans are required. Therefore, the optical scanner 55 of the SLO optical system 3 is a scanner that operates at a higher speed than the optical scanner of the OCT optical system 2. It is desirable to adopt. In the first embodiment, since the optical scanner 27 of the OCT optical system 2 and the optical scanner 55 of the SLO optical system 3 are provided separately, the optical scanners having different scanning speeds in the optical systems 2 and 3. Can be adopted. As a result, a tomographic image and a front image can be acquired satisfactorily.
被検眼Ｅの眼底Ｅｒにレーザー光が照射される場合、眼底からの反射光は、前述した照射光学系５０を逆に辿り、穴開きミラー５３を照射する。なお、穴開きミラー５３は、その開口が被検眼Ｅの瞳位置と共役な関係となる位置に配置される。眼底Ｅｒからの光のうち、瞳孔の周辺部（つまり、瞳孔の外周に近い瞳孔内領域）を通った光が、穴開きミラー５３のミラー部によって反射され、検出器４４の配置された光路に導かれる。一方、瞳孔の中心部を通った眼底Ｅｒからの光は、対物レンズ２９のレンズ面および角膜等のいずれかに基づく有害光（例えば、対物レンズ２９の反射光、角膜反射光）と共に穴開きミラー５３の開口部１３ａを通過する。結果、有害光の一部が穴開きミラーで取り除かれる。 When laser light is irradiated on the fundus Er of the eye E, the reflected light from the fundus traces the irradiation optical system 50 described above and irradiates the perforated mirror 53. Note that the perforated mirror 53 is disposed at a position where the opening thereof is conjugated with the pupil position of the eye E to be examined. Of the light from the fundus Er, the light that has passed through the peripheral part of the pupil (that is, the intra-pupil region near the outer periphery of the pupil) is reflected by the mirror part of the perforated mirror 53 and enters the optical path where the detector 44 is disposed. Led. On the other hand, the light from the fundus Er passing through the center of the pupil is a perforated mirror together with harmful light (for example, reflected light from the objective lens 29, reflected light from the cornea) based on any of the lens surface of the objective lens 29, the cornea, and the like. It passes through 53 openings 13a. As a result, part of the harmful light is removed by the perforated mirror.
穴開きミラー５３によって反射された光は、レンズ６１によって集光される。フォーカスレンズ５４による視度補正が適正に行われた場合において、レンズ６１を介した光は、共焦点アパーチャ６２のピンホール（つまり、開口）に焦点を結ぶ。つまり、この場合、ピンホールが眼底共役位置に配置される。ピンホールによって、対物レンズ２９のレンズ面および角膜等のいずれかに基づく有害光が更に取り除かれた眼底反射光が、ピンホールを通過する。ピンホールを経た光は、レンズ６３を介して、ビームスプリッタ４２に照射される。本実施例において、ビームスプリッタ４２は、レーザー光の波長域を反射するダイクロイックミラーである。よって、レーザー光の眼底反射光は、ビームスプリッタ４２によって反射されることにより、更に、レンズ４３を介して検出器４４に導かれる。１フレーム分のレーザー光の走査が光スキャナ５５によって行われる度に、検出器４４から出力される１フレーム分の受光信号が画像処理部（図示を省略する）によって処理され、その結果、１フレームの眼底画像が生成される。 The light reflected by the perforated mirror 53 is collected by the lens 61. When the diopter correction is properly performed by the focus lens 54, the light passing through the lens 61 is focused on the pinhole (that is, opening) of the confocal aperture 62. That is, in this case, the pinhole is disposed at the fundus conjugate position. The fundus reflection light from which harmful light based on any one of the lens surface of the objective lens 29 and the cornea is further removed by the pinhole passes through the pinhole. The light that has passed through the pinhole is applied to the beam splitter 42 via the lens 63. In this embodiment, the beam splitter 42 is a dichroic mirror that reflects the wavelength range of laser light. Therefore, the fundus reflection light of the laser light is reflected by the beam splitter 42 and further guided to the detector 44 via the lens 43. Each time one frame of laser light is scanned by the optical scanner 55, one frame of light reception signal output from the detector 44 is processed by an image processing unit (not shown). Are generated.
本実施形態では、ビームスプリッタ２８，４２が、それぞれ、ＯＣＴ光学系２による測定光と、ＳＬＯ光学系３によるレーザー光とを分離する。図１の例において、ビームスプリッタ２８は、測定光を反射すると共に、レーザー光を透過する特性を持つ。ビームスプリッタ２８によって、測定光（又は、測定光の戻り光）とレーザー光（又は、レーザー光の眼底反射光）との分離が行われる。また、同時に、被検眼Ｅによる測定光の反射光の光路と、被検眼Ｅによるレーザー光の反射光の光路とが、ビームスプリッタ２８によって分岐される。一方、ビームスプリッタ４２は、被検眼Ｅによる測定光の反射光の光路と、被検眼Ｅによるレーザー光の反射光の光路と、を同軸にする。ビームスプリッタ４２は、ビームスプリッタ２８とは、図１の例では、反射／透過特性が反対になっている（つまり、測定光を透過すると共に、レーザー光を反射する）。なお、上記したビームスプリッタ２８，４２の反射／透過特性は、一例に過ぎない。測定光の戻り光の光路と、レーザー光の反射光の光路との分岐、および結合のそれぞれに、測定光を透過すると共に、レーザー光を反射する特性を持つビームスプリッタ、および、測定光を反射すると共に、レーザー光を透過する特性を持つビームスプリッタのうち、いずれが利用されてもよい。 In the present embodiment, the beam splitters 28 and 42 separate measurement light from the OCT optical system 2 and laser light from the SLO optical system 3, respectively. In the example of FIG. 1, the beam splitter 28 has characteristics of reflecting the measurement light and transmitting the laser light. The beam splitter 28 separates the measurement light (or the return light of the measurement light) and the laser light (or the fundus reflection light of the laser light). At the same time, the optical path of the reflected light of the measurement light from the eye E and the optical path of the reflected light of the laser light from the eye E are branched by the beam splitter 28. On the other hand, the beam splitter 42 makes the optical path of the reflected light of the measurement light from the eye E to be coaxial with the optical path of the reflected light of the laser light from the eye E. In the example of FIG. 1, the beam splitter 42 is opposite in reflection / transmission characteristics (that is, transmits the measurement light and reflects the laser light). The reflection / transmission characteristics of the beam splitters 28 and 42 described above are only examples. A beam splitter that transmits the measurement light and reflects the laser light and reflects the measurement light in each of the branching and coupling of the return light path of the measurement light and the reflected light path of the laser light. In addition, any of the beam splitters having a characteristic of transmitting laser light may be used.
このように、光分離部として、ダイクロイックミラーを設けることにより、測定光およびレーザー光の光量のロスが抑制される。結果、断層画像および正面画像を良好に得ることができる。 As described above, by providing the dichroic mirror as the light separation unit, loss of the light amounts of the measurement light and the laser light is suppressed. As a result, a tomographic image and a front image can be obtained satisfactorily.
また、第１実施例において、撮影装置１は、固視光学系８０を更に備える。固視光学系８０は、被検眼Ｅに固視標を投光する。固視光学系８０は、光源（固視灯）８１と、レンズ８２と、ビームスプリッタ８３と、対物レンズ２９と、を含む。光源８１は、固視灯であって、可視光を出射する。光源１１から出射される光は、レンズ８２を介して、ビームスプリッタ８３で反射される。その後、対物レンズ２９を介して、眼底Ｅｒに結像される。これにより、被検眼Ｅは固視が可能となる。なお、第１実施例のように、ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３との光スキャナが、独立に設けられている場合は、ＳＬＯ光学系３の光源５１を、ＯＣＴ光学系２の固視灯として利用してもよい。 In the first example, the photographing apparatus 1 further includes a fixation optical system 80. The fixation optical system 80 projects a fixation target onto the eye E to be examined. The fixation optical system 80 includes a light source (fixation lamp) 81, a lens 82, a beam splitter 83, and an objective lens 29. The light source 81 is a fixation lamp and emits visible light. Light emitted from the light source 11 is reflected by the beam splitter 83 via the lens 82. Thereafter, an image is formed on the fundus Er via the objective lens 29. Thereby, the eye E can be fixed. When the optical scanners of the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 are provided independently as in the first embodiment, the light source 51 of the SLO optical system 3 is fixed to the OCT optical system 2. It may be used as a light.
次に、図２を参照して撮影装置１の制御系を説明する。制御部７０は、撮影装置１の装置全体の制御を行うプロセッサ（例えば、ＣＰＵ）である。本実施形態では、制御部７０が画像処理部を兼用する。例えば、検出器４４からの受光信号は制御部７０に入力され、制御部７０が受光信号から各種画像（断層画像、正面画像）を形成する。 Next, the control system of the photographing apparatus 1 will be described with reference to FIG. The control unit 70 is a processor (for example, a CPU) that controls the entire apparatus of the photographing apparatus 1. In the present embodiment, the control unit 70 also serves as an image processing unit. For example, the light reception signal from the detector 44 is input to the control unit 70, and the control unit 70 forms various images (tomographic image, front image) from the light reception signal.
本実施形態において、制御部７０には、メモリ７２、モニタ７５、等が電気的に接続される。また、制御部７０には、光源１１，５１，８１、駆動部２５ａ，２７ｃ，５４ａ，５５ｃ、検出器４４等が電気的に接続される。 In the present embodiment, a memory 72, a monitor 75, and the like are electrically connected to the control unit 70. The control unit 70 is electrically connected to the light sources 11, 51, 81, the drive units 25a, 27c, 54a, 55c, the detector 44, and the like.
メモリ７２は、各種の制御プログラムおよび固定データを格納する。また、７２には、撮影装置１によって撮影された画像、一時データ等が記憶されてもよい。 The memory 72 stores various control programs and fixed data. Further, 72 may store an image photographed by the photographing apparatus 1, temporary data, and the like.
制御部７０は、光源１１と光源５１を交互に点灯させることによって被検眼の眼底像を得るために被検眼の眼底に照射される光を，ＯＣＴ光学系２を介して照射される測定光とＳＬＯ光学系３を介して照射されるレーザ光とで切り換える。これにより、制御部７０には、検出器４４への合成光の受光結果としての受光信号と、検出器４４へのレーザーの反射光の受光結果としての受光信号とが、逐次入力される。このとき、制御部７０は、例えば、ＯＣＴ光学系２のＢスキャン画像と、ＳＬＯ光学系２よる正面画像とが、１フレームずつ交互に取得されるように、光源と、画像処理とを同期して切り替えてもよい。制御部７０は、このような制御を連続して行い、交互に得られたＢスキャン画像及び正面画像を、モニタ７５に対して、同時に動画として表示させてもよい。
＜第２実施例＞
次に、図３を参照して第２実施例に係る撮影装置１について説明する。なお、ここでは、第１実施例との相違点を中心に説明を行い、第１実施例と同様の構成については、同様の符号を付し、詳細な説明を省略する。第２実施例に係る撮影装置１は、ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３とにおいて共用される部材として、対物レンズ２９と検出器４４との他に、フォーカスレンズ１０１、光スキャナ１０２、を有する。つまり、第１実施例においてＯＣＴ光学系２に設けられた光スキャナ２７と、ＳＬＯ光学系３に設けられた光スキャナ５５とが、図３の例では、共用の光スキャナ１０２に置き換えられている（図１、図３参照）。また、第１実施例においてＯＣＴ光学系２に設けられたフォーカスレンズ５４と、ＳＬＯ光学系３に設けられたフォーカスレンズ２５とが、図３の例では、共用のフォーカスレンズ１０１に置き換えられている（図１、図３参照）。
The control unit 70 turns on the light source 11 and the light source 51 alternately to obtain light irradiating the fundus of the subject's eye in order to obtain the fundus image of the subject's eye, and the measurement light irradiated via the OCT optical system 2. Switching is performed by laser light irradiated through the SLO optical system 3. As a result, a light reception signal as a result of receiving the combined light to the detector 44 and a light reception signal as a result of receiving the reflected light of the laser to the detector 44 are sequentially input to the control unit 70. At this time, for example, the control unit 70 synchronizes the light source and the image processing so that the B-scan image of the OCT optical system 2 and the front image of the SLO optical system 2 are alternately acquired frame by frame. May be switched. The control unit 70 may continuously perform such control and display the alternately obtained B scan image and front image on the monitor 75 as a moving image at the same time.
<Second embodiment>
Next, the photographing apparatus 1 according to the second embodiment will be described with reference to FIG. Here, the description will focus on the differences from the first embodiment, and the same components as those in the first embodiment will be denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof will be omitted. The imaging apparatus 1 according to the second example includes a focus lens 101 and an optical scanner 102 in addition to the objective lens 29 and the detector 44 as members shared by the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3. . That is, the optical scanner 27 provided in the OCT optical system 2 and the optical scanner 55 provided in the SLO optical system 3 in the first embodiment are replaced with the common optical scanner 102 in the example of FIG. (See FIGS. 1 and 3). In the first embodiment, the focus lens 54 provided in the OCT optical system 2 and the focus lens 25 provided in the SLO optical system 3 are replaced with the common focus lens 101 in the example of FIG. (See FIGS. 1 and 3).
第２実施例では、２つの光学系２，３で共用される光スキャナ１０２によって、光源５１からのレーザー光と，光源１１からの測定光と，がそれぞれ被検眼において走査される。光スキャナ１０２は、例えば、走査する方向が互いに異なる２つのスキャナを含んでいてもよい。各スキャナには、例えば、ガルバノミラー、音響光学素子（ＡＯＭ）等を用いることができる。勿論、これら以外のスキャナが利用されてもよい。 In the second embodiment, the optical scanner 102 shared by the two optical systems 2 and 3 scans the laser light from the light source 51 and the measurement light from the light source 11 in the eye to be examined. The optical scanner 102 may include, for example, two scanners with different scanning directions. For each scanner, for example, a galvano mirror, an acousto-optic device (AOM), or the like can be used. Of course, other scanners may be used.
また、共用のフォーカスレンズ１０１によって、各光学系２，３における視度補正が、まとめて行われる。 Further, the diopter correction in each of the optical systems 2 and 3 is collectively performed by the common focus lens 101.
このように、第２実施例では、第１実施例と比べて、更に、フォーカスレンズ１０１、光スキャナ１０２とをＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３とにおいて共用しているので、装置サイズが一層抑制されやすい。また、装置コストが抑制されやすい。 As described above, in the second embodiment, the focus lens 101 and the optical scanner 102 are shared by the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 as compared with the first embodiment. It is easy to be suppressed. Also, the device cost is likely to be suppressed.
なお、第２実施例では、ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３とが、すべての光スキャナを共用する場合について示したが、必ずしもこれに限られるものではない。ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３とが、少なくとも１つの光スキャナを共用する構成であってもよい。 In the second embodiment, the case where the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 share all the optical scanners has been described. However, the present invention is not limited to this. The OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 may be configured to share at least one optical scanner.
＜第３実施例＞
次に、図４を参照して第３実施例に係る撮影装置１について説明する。なお、ここでは、第１実施例との相違点を中心に説明を行い、第１実施例と同様の構成については、同様の符号を付し、詳細な説明を省略する。
<Third embodiment>
Next, the photographing apparatus 1 according to the third embodiment will be described with reference to FIG. Here, the description will focus on the differences from the first embodiment, and the same components as those in the first embodiment will be denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof will be omitted.
第３実施例に係る撮影装置１は、ＯＣＴ光学系２における測定光学系２０を、ＳＬＯ光学系３の投光光学系として兼用する。換言すれば、ＯＣＴ光学系２において測定光の導波路となるファイバーの少なくとも一部が、ＳＬＯ光学系３の投光光学系に含まれる。 The imaging apparatus 1 according to the third example also uses the measurement optical system 20 in the OCT optical system 2 as the light projecting optical system of the SLO optical system 3. In other words, at least a part of a fiber that becomes a waveguide of measurement light in the OCT optical system 2 is included in the light projecting optical system of the SLO optical system 3.
図４の例において、ＳＬＯ光学系３の光源５１からの光は、ファイバ１５１によって、カップラ１２に導光される。これにより、光源５１からの光は、ＯＣＴ光学系２の測定光学系２０を介して、被検眼Ｅに導かれる。即ち、図４の例では、光源１１，５１からの光は、カップラ１２を経た後、光ファイバ２１、サーキュレータ２２、光ファイバ２３を介して、コリメートレンズ２４に入射されて、平行光束となる。 In the example of FIG. 4, the light from the light source 51 of the SLO optical system 3 is guided to the coupler 12 by the fiber 151. Thereby, the light from the light source 51 is guided to the eye E through the measurement optical system 20 of the OCT optical system 2. That is, in the example of FIG. 4, the light from the light sources 11 and 51 passes through the coupler 12 and then enters the collimating lens 24 through the optical fiber 21, circulator 22, and optical fiber 23 to become a parallel light flux.
図４の例では、コリメートレンズ２４と、フォーカスレンズ２５（或いは、光スキャナ２７）との間に、ハーフミラー２０１が配置されている。このハーフミラー２０１は、測定光の戻り光と、レーザー光の反射光とを分離するために使用される（詳細は後述する）。コリメートレンズ２４を通過した平行光は、ハーフミラー２０１を透過した後、フォーカスレンズ２５、光スキャナ２７、対物レンズ２９を介して被検眼Ｅの眼底に照射される。 In the example of FIG. 4, the half mirror 201 is disposed between the collimating lens 24 and the focus lens 25 (or the optical scanner 27). The half mirror 201 is used to separate the return light of the measurement light and the reflected light of the laser light (details will be described later). The parallel light that has passed through the collimating lens 24 passes through the half mirror 201 and is then irradiated onto the fundus of the eye E through the focus lens 25, the optical scanner 27, and the objective lens 29.
測定光の戻り光、およびレーザー光の反射光は、被検眼Ｅからハーフミラー２０１までの光路を逆に辿り、ハーフミラー２０１によって分岐される。図４の例では、ハーフミラー２０１を透過した光が、ＳＬＯ光学系２の光結合部３５にて、参照光と合波される。また、図４の例では、ハーフミラー２０１によって反射される光が、ファイバ２０２を経て、ＳＬＯ光学系３の受光光学系６０へと導かれる。 The return light of the measurement light and the reflected light of the laser light follow the optical path from the eye E to the half mirror 201 in the reverse direction and are branched by the half mirror 201. In the example of FIG. 4, the light transmitted through the half mirror 201 is combined with the reference light in the optical coupling unit 35 of the SLO optical system 2. In the example of FIG. 4, the light reflected by the half mirror 201 is guided to the light receiving optical system 60 of the SLO optical system 3 through the fiber 202.
ここで、図４の例において、ビームスプリッタ４２は、光分離部として利用されるダイクロイックミラーである。つまり、ビームスプリッタ４２は、測定光の波長域の光を透過すると共に、レーザー光の波長域の光を反射する。光結合部３５からの光に含まれるレーザー光の反射光成分、および、共焦点アパーチャ６２からの光に含まれる測定光の戻り光成分は、いずれも、ビームスプリッタ４２で除去される。その結果、第３実施例においても、断層画像と正面画像とのいずれか一方を撮影する場合に、その撮影結果に、他方を撮影するための光学系から回り込んだノイズ光が影響することが抑制される。第３実施例では、ＳＬＯ光学系２において、光ファイバ２１等、光源５１以外の投光光学系の構成を、ＯＣＴ光学系３と共用できるので、更に一層、装置サイズが抑制されやすい。また、装置コストが抑制されやすい。 Here, in the example of FIG. 4, the beam splitter 42 is a dichroic mirror used as a light separation unit. That is, the beam splitter 42 transmits light in the wavelength range of the measurement light and reflects light in the wavelength range of the laser light. Both the reflected light component of the laser light included in the light from the optical coupling unit 35 and the return light component of the measurement light included in the light from the confocal aperture 62 are removed by the beam splitter 42. As a result, also in the third embodiment, when any one of the tomographic image and the front image is photographed, noise light that wraps around from the optical system for photographing the other may affect the photographing result. It is suppressed. In the third embodiment, in the SLO optical system 2, the configuration of the light projecting optical system other than the light source 51 such as the optical fiber 21 can be shared with the OCT optical system 3, so that the size of the apparatus is further easily suppressed. Also, the device cost is likely to be suppressed.
＜第４実施例＞
次に、図５を参照して第４実施例に係る撮影装置１について説明する。なお、ここでは、第３実施例との相違点を中心に説明を行い、第３実施例と同様の構成については、同様の符号を付し、詳細な説明を省略する。
<Fourth embodiment>
Next, the photographing apparatus 1 according to the fourth embodiment will be described with reference to FIG. Here, the description will focus on the differences from the third embodiment, and the same components as those in the third embodiment will be denoted by the same reference numerals and detailed description thereof will be omitted.
図５に示す撮影装置１は、光源および検出器を、ＯＣＴ光学系２と、ＳＬＯ光学系と、で兼用する装置の一例である。図５の例では、正面画像撮影用（ＳＬＯ撮影用）の光が光源１１から出射される測定光に含まれており、これにより、光源１１がＳＬＯ光学系３と共用の光源として利用される。また、図５の例では、ＯＣＴ光学系２全体を、ＳＬＯ光学系として兼用している。図５では、光源１１から被検眼Ｅまでの測定光の光路がＳＬＯ光学系によるレーザー光の投光光路として利用される。また、図５では、被検眼Ｅから検出器４４までの戻り光の光路が、レーザー光の眼底反射光の受光光路として利用される。 The imaging apparatus 1 shown in FIG. 5 is an example of an apparatus that combines the light source and the detector with the OCT optical system 2 and the SLO optical system. In the example of FIG. 5, the light for front image shooting (SLO shooting) is included in the measurement light emitted from the light source 11, whereby the light source 11 is used as a light source shared with the SLO optical system 3. . In the example of FIG. 5, the entire OCT optical system 2 is also used as the SLO optical system. In FIG. 5, the optical path of the measuring light from the light source 11 to the eye E is used as a light projecting optical path of the laser light by the SLO optical system. In FIG. 5, the optical path of the return light from the eye E to the detector 44 is used as the light receiving optical path of the fundus reflection light of the laser light.
光源１１は、上記各実施例と同様、出射波長を時間的に高速で変化させる波長可変光源（波長走査型光源）であってもよい。第４実施例では、検出器４４に入射される測定光の戻り光に基づいて正面画像が形成される。例えば、制御部７０は、光源１１において、走査可能な波長の範囲のうち、予め選択された一定の波長の光に対する検出結果に基づいて、正面画像を形成してもよい。この場合、制御部７０は、波長毎に分光された状態における受光信号の強度情報を、検出器４４からの受光信号に基づいて取得し、そのうち、予め選択された一定の波長における強度情報に基づいて正面画像を取得してもよい。例えば、制御部７０は、光源１１において波長の走査を行いつつ、光源１１から一定の光が出射されるタイミングでの受光信号を、一定の波長における受光信号の強度情報として取得してもよい。また、制御部７０は、光源１１から出射される光の波長を一定に制御することで、一定の波長における強度情報が受光信号として検出器４４から出力されるようにしてもよい。 The light source 11 may be a wavelength tunable light source (wavelength scanning light source) that changes the emission wavelength at a high speed in time as in the above embodiments. In the fourth embodiment, a front image is formed based on the return light of the measurement light incident on the detector 44. For example, the control unit 70 may form a front image in the light source 11 based on a detection result for light having a predetermined wavelength selected from a range of wavelengths that can be scanned. In this case, the control unit 70 acquires the intensity information of the received light signal in a state of being dispersed for each wavelength based on the received light signal from the detector 44, and based on the intensity information at a predetermined wavelength selected in advance. The front image may be acquired. For example, the control unit 70 may acquire a light reception signal at a timing when constant light is emitted from the light source 11 as intensity information of the light reception signal at a constant wavelength while scanning the wavelength with the light source 11. Further, the control unit 70 may control the wavelength of light emitted from the light source 11 to be constant so that intensity information at a constant wavelength is output from the detector 44 as a light reception signal.
なお、光源１１において、走査可能な波長の範囲のうち、正面画像を形成するために利用される波長は、少なくとも２つ以上が予め選択されていてもよい。換言すれば、第１の波長と、第１の波長とは異なる第２の波長とが、少なくとも選択されていてもよい。この場合、制御部７０は、第１の波長における強度情報に基づいて第１の正面画像を形成し、第２の波長における強度情報に基づいて第２の正面画像（第１の正面画像とは別個の画像）を形成してもよい。 In the light source 11, at least two or more wavelengths used for forming the front image may be selected in advance from the range of wavelengths that can be scanned. In other words, at least the first wavelength and the second wavelength different from the first wavelength may be selected. In this case, the control unit 70 forms the first front image based on the intensity information at the first wavelength, and the second front image (what is the first front image?) Based on the intensity information at the second wavelength. A separate image) may be formed.
一方、第４実施例において、断層画像は、第１〜第３実施例と同様、合成光の入射に基づいて検出器４４が逐次出力する受光信号（干渉信号）へのフーリエ変換の結果として形成される。 On the other hand, in the fourth embodiment, as in the first to third embodiments, the tomographic image is formed as a result of Fourier transform to a received light signal (interference signal) that is sequentially output by the detector 44 based on the incidence of the synthesized light. Is done.
図５の撮影装置１は、検出器４４に入射される光を、測定光の戻り光と参照光と合成光（干渉信号光）、および、測定光の戻り光（つまり、参照光と合成されていない戻り光）と、に切り替える制御が行われてもよい（詳細は後述する）。この場合、制御部７０は、検出器４４に入射させる光を切換度に、検出器４４からの受光信号に基づいて断層画像を形成する処理と、正面画像を形成する処理と、を切換えて実行することで、断層画像および正面画像をそれぞれ取得できる。 The imaging device 1 in FIG. 5 combines light incident on the detector 44 with measurement light return light, reference light, combined light (interference signal light), and measurement light return light (that is, reference light). (The return light that is not) may be controlled (details will be described later). In this case, the control unit 70 performs switching between the process of forming a tomographic image and the process of forming a front image based on the light reception signal from the detector 44, with the light incident on the detector 44 being switched. By doing so, a tomographic image and a front image can be acquired.
ここで、図５の例では、ＳＬＯの光源として、出射波長を時間的に高速で変化させる波長可変光源（波長走査型光源）が用いられているので、正面画像の画像形成方法は、上記各実施例と異なる。 Here, in the example of FIG. 5, a wavelength variable light source (wavelength scanning light source) that changes the emission wavelength at a high speed with time is used as the light source of the SLO. Different from the embodiment.
また、第４実施例の撮影装置１は、検出器４４に入射される光を、測定光の戻り光と参照光と合成光（干渉信号光）、および、測定光の戻り光（つまり、参照光と合成されていない戻り光）と、に切り替えるための検出光切替部を有する。例えば、検出光切替部は、光学的、電気的、或いは音響的に、光結合部３５への参照光を導く状態と、遮断する状態と、に切り替わる部材であってもよい。検出光切替部には、例えば、シャッター、フィルタ、ミラー、音響光学素子等を利用してもよい。図５の例において、制御部７０は、断層画像を取得する間は、検出器４４に合成光が入射されるように光切替部を制御し、正面画像を取得する間は、検出器４４に測定光の戻り光が入射されるように光切替部を制御する。 The imaging apparatus 1 according to the fourth embodiment uses the light incident on the detector 44 as the return light of the measurement light, the reference light, the combined light (interference signal light), and the return light of the measurement light (that is, the reference light). A return light that is not combined with the light) and a detection light switching unit for switching to the return light. For example, the detection light switching unit may be a member that switches between a state of guiding the reference light to the optical coupling unit 35 and a state of blocking it, optically, electrically, or acoustically. For the detection light switching unit, for example, a shutter, a filter, a mirror, an acoustooptic device, or the like may be used. In the example of FIG. 5, the control unit 70 controls the light switching unit so that the combined light is incident on the detector 44 while acquiring the tomographic image, and controls the detector 44 while acquiring the front image. The light switching unit is controlled so that the return light of the measurement light is incident.
図５の例では、参照光学系３０の光路上に、参照光の遮光と透過とを切換える音響光学素子３０１が、検出光切替部として配置される。音響光学素子３０１が参照光を遮光することで、検出器４４には、測定光の戻り光が入射される。また、音響光学素子３０１が参照光を透過することで、検出器４４には、合成光が入射される。 In the example of FIG. 5, an acousto-optic element 301 that switches between blocking and transmitting the reference light is arranged as a detection light switching unit on the optical path of the reference optical system 30. As the acoustooptic device 301 blocks the reference light, the return light of the measurement light is incident on the detector 44. Further, the acoustooptic device 301 transmits the reference light, so that the combined light enters the detector 44.
光ファイバ２３の光スキャナ２７側の端部が、眼底と共役な位置に置かれてもよい。眼底の集光点からの光がこの端部に入射される一方で、有害光は、その多くが、端部に入射されずに除去される。つまり、第１から第３実施例で示したＳＬＯ光学系３の共焦点アパーチャ６２の代わりに、光ファイバ２３の光スキャナ２７側の端部によって、有害光が除去される。 The end of the optical fiber 23 on the optical scanner 27 side may be placed at a position conjugate with the fundus. While light from the condensing point of the fundus is incident on this end, much of the harmful light is removed without entering the end. That is, harmful light is removed by the end of the optical fiber 23 on the optical scanner 27 side instead of the confocal aperture 62 of the SLO optical system 3 shown in the first to third embodiments.
このように、第４実施例によれば、光源および検出器が、ＯＣＴ光学系２と、ＳＬＯ光学系と、で兼用されるので、更に一層、装置サイズが抑制されやすい。また、装置コストが抑制されやすい。特に、図５の例では、ＳＬＯ光学系のための特別な光学構成を必ずしも必要としないので、装置をより簡素化できる。 As described above, according to the fourth embodiment, the light source and the detector are shared by the OCT optical system 2 and the SLO optical system, so that the apparatus size can be further suppressed. Also, the device cost is likely to be suppressed. In particular, the example of FIG. 5 does not necessarily require a special optical configuration for the SLO optical system, so that the apparatus can be further simplified.
＜変形例＞
以上、実施形態に基づいて本開示を説明したが、本開示は、上記実施形態に限定されることなく、様々な変形が可能である。
<Modification>
As mentioned above, although this indication was explained based on an embodiment, this indication is not limited to the above-mentioned embodiment, and various modifications are possible.
例えば、上記実施形態において、少なくとも１枚の対物レンズからなる対物光学系を示したが、必ずしもこれに限られるものではない。例えば、対物光学系は、ミラー系で形成されてもよい。また、レンズ系とミラー系との組み合わせによる対物光学系であってもよい。 For example, in the above embodiment, an objective optical system including at least one objective lens is shown, but the present invention is not necessarily limited thereto. For example, the objective optical system may be formed of a mirror system. Further, an objective optical system that is a combination of a lens system and a mirror system may be used.
また、上記各実施形態では、ＯＣＴ光学系２およびＳＬＯ光学系３における視度補正光学系として、フォーカスレンズ２５，５４，１０１が使用される場合について説明した。しかし、しかし、必ずしもこれに限られるものではなく、視度補正光学系としては、バダールなどの他の光学系が適用されてもよい。 In each of the above embodiments, the case where the focus lenses 25, 54, and 101 are used as the diopter correction optical system in the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 has been described. However, the present invention is not necessarily limited to this, and other optical systems such as Badal may be applied as the diopter correction optical system.
また、例えば、第１または第２実施例において、測定光とレーザー光との光路を結合するビームスプリッタ２８は、跳ね上げミラーで置き換えられてもよい。この跳ね上げミラーは、投光光学系５０の光路中に斜めに配置されることにより、レーザー光を遮りつつ、測定光を反射して測定光を被検眼Ｅに導く状態と、投光光学系５０の光路から退避されることにより、測定光を光路外に導きつつ、レーザー光を被検眼Ｅに導く状態とに切り替えられてもよい。つまり、跳ね上げミラーによって、有害光除去部を通過する測定光の戻り光、および、光結合部３５を通過するレーザー光の反射光、のそれぞれが検出器４４に入射されることが妨げられる。ビームスプリッタ２８が跳ね上げミラーで置き換えられた場合、波長選択性を有する上述した光分離部は、必ずしも撮影装置１において必要とされない。 Further, for example, in the first or second embodiment, the beam splitter 28 that couples the optical paths of the measurement light and the laser light may be replaced with a flip-up mirror. The flip-up mirror is disposed obliquely in the light path of the light projecting optical system 50, thereby reflecting the measurement light while blocking the laser light and guiding the measurement light to the eye E, and the light projecting optical system. By retracting from the 50 optical paths, the laser light may be switched to a state of guiding the eye E while guiding the measurement light out of the optical path. That is, the flip-up mirror prevents the return light of the measurement light passing through the harmful light removal unit and the reflected light of the laser light passing through the optical coupling unit 35 from being incident on the detector 44. When the beam splitter 28 is replaced with a flip-up mirror, the above-described light separation unit having wavelength selectivity is not necessarily required in the imaging apparatus 1.
また、第１実施例のように、ＯＣＴ光学系２とＳＬＯ光学系３とが、各々個別に光スキャナを有する場合、図６に例示するような光学構成を採用してもよい。 Further, when the OCT optical system 2 and the SLO optical system 3 each have an optical scanner as in the first embodiment, an optical configuration as illustrated in FIG. 6 may be employed.
なお、図６には、光スキャナ２７から被検眼ＥまでのＯＣＴ光学系２、光スキャナ５５から被検眼ＥまでのＳＬＯ光学系３を示している。光スキャナ２７から検出器４４までのＯＣＴ光学系２、および光スキャナ５５から検出器４４までのＳＬＯ光学系３は、第１実施例と同様の光学構成であってもよい。 FIG. 6 shows the OCT optical system 2 from the optical scanner 27 to the eye E and the SLO optical system 3 from the optical scanner 55 to the eye E. The OCT optical system 2 from the optical scanner 27 to the detector 44 and the SLO optical system 3 from the optical scanner 55 to the detector 44 may have the same optical configuration as in the first embodiment.
図６では、光スキャナ２７と被検眼Ｅとの間にレンズ４０２を配置することで、光スキャナ２７の共役点が、光スキャナ２７と被検眼Ｅとの間であって、ＳＬＯ光学系３におけるレーザー光の光路外に形成されている。図６では、この共役点にミラー４０１が設けられることによって、ＯＣＴ光学系２の光路とＳＬＯ光学系３の光路とを、略同軸にすると共に、測定光の戻り光とレーザー光の反射光とを分離できる。 In FIG. 6, the lens 402 is disposed between the optical scanner 27 and the eye E, so that the conjugate point of the optical scanner 27 is between the optical scanner 27 and the eye E, and in the SLO optical system 3. It is formed outside the optical path of the laser beam. In FIG. 6, by providing a mirror 401 at this conjugate point, the optical path of the OCT optical system 2 and the optical path of the SLO optical system 3 are made substantially coaxial, and the return light of the measurement light and the reflected light of the laser light Can be separated.
また、図６の例では、光スキャナ５５と被検眼Ｅとの間にレンズ４０３を配置することで、光スキャナ５５の共役点を、ミラー４０１が置かれる光スキャナ２７の共役点の近傍に形成している。これにより、ＳＬＯ光学系３の光路を遮らずに、ＯＣＴ光学系２の光路とＳＬＯ光学系３の光路とのずれを軽減できる。 In the example of FIG. 6, the lens 403 is disposed between the optical scanner 55 and the eye E, so that the conjugate point of the optical scanner 55 is formed in the vicinity of the conjugate point of the optical scanner 27 on which the mirror 401 is placed. doing. Thereby, the deviation between the optical path of the OCT optical system 2 and the optical path of the SLO optical system 3 can be reduced without blocking the optical path of the SLO optical system 3.
なお、図６の例では、光スキャナ２７と被検眼Ｅとの間に形成される光スキャナ２７の共役点にミラー４０１を設け、これにより、ＯＣＴ光学系２の光路とＳＬＯ光学系３の光路との結合、および分離を行う場合について説明したが、必ずしもこれに限られるものではない。例えば、、光スキャナ５５と被検眼Ｅとの間に形成される光スキャナ５５の共役点にミラーを設けてもよい。 In the example of FIG. 6, a mirror 401 is provided at the conjugate point of the optical scanner 27 formed between the optical scanner 27 and the eye E, whereby the optical path of the OCT optical system 2 and the optical path of the SLO optical system 3. However, the present invention is not necessarily limited to this. For example, a mirror may be provided at a conjugate point of the optical scanner 55 formed between the optical scanner 55 and the eye E.
１ 眼科撮影装置
２ ＯＣＴ光学系
３ ＳＬＯ光学系
１１ 光源
２７ 光スキャナ
２８ ビームスプリッタ
４２ ビームスプリッタ
４４ 検出器
５１ 光源
５３ 穴開きミラー
５５ 光スキャナ
６２ 共焦点アパーチャ
７０ 制御部
１０２ 光スキャナ
Ｅ 被検眼
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ophthalmic imaging device 2 OCT optical system 3 SLO optical system 11 Light source 27 Optical scanner 28 Beam splitter 42 Beam splitter 44 Detector 51 Light source 53 Hole mirror 55 Optical scanner 62 Confocal aperture 70 Control part 102 Optical scanner E Eye to be examined
Claims (10)
第２光を被検眼において走査し、第２光の前記被検眼による反射光に基づいて前記被検眼の正面画像を得るＳＬＯ光学系と、を備える眼科撮影装置であって、
前記ＯＣＴ光学系と前記ＳＬＯ光学系とで共用される検出器であって、前記反射光と、前記合成光と、をそれぞれ受光し、前記正面画像および前記断層画像を形成するための受光信号を、それぞれ出力する検出器と、を有する眼科撮影装置。 OCT which scans the measurement light from the first light source in the eye to be examined and obtains a tomographic image of the eye based on the combined light obtained by combining the return light of the measurement light from the eye to be examined and the reference light Optical system,
An ophthalmologic photographing apparatus comprising: an SLO optical system that scans second light on the eye to be examined and obtains a front image of the eye to be examined based on reflected light of the second light by the eye to be examined;
A detector shared by the OCT optical system and the SLO optical system, which receives the reflected light and the combined light, respectively, and receives light reception signals for forming the front image and the tomographic image. , An ophthalmologic photographing apparatus having a detector for outputting each.
前記ＳＬＯ光学系は、有害光を除去する有害光除去部を有すると共に、前記有害光除去部を通過した前記反射光を前記検出器に導き、
前記有害光除去部を通過する前記戻り光、および、前記光結合部を通過した前記反射光、のそれぞれが前記検出器に導かれることを妨げる光学素子を有する請求項１記載の眼科撮影装置。 The OCT optical system includes an optical coupling unit that synthesizes the return light and the reference light, and guides the synthesized light obtained by the optical coupling unit to the detector.
The SLO optical system has a harmful light removing unit that removes harmful light, and guides the reflected light that has passed through the harmful light removing unit to the detector.
The ophthalmologic photographing apparatus according to claim 1, further comprising an optical element that prevents each of the return light that has passed through the harmful light removal unit and the reflected light that has passed through the optical coupling unit from being guided to the detector.
前記光学素子は、前記戻り光と前記反射光とを波長選択的に分離する請求項３記載の眼科撮影装置。 The measurement light from the first light source and the light from the second light source are light having different wavelengths,
The ophthalmologic photographing apparatus according to claim 3, wherein the optical element separates the return light and the reflected light in a wavelength selective manner.
前記光切換手段による切換制御に伴って逐次取得される前記断層画像と前記正面画像とをモニタの同一画面に動画画像として並べて表示する表示制御手段と、を備えることを特徴とする請求項１から７のいずれかに記載の眼科撮影装置。 Light switching means for switching light that scans in the eye to be examined substantially alternately between the measurement light and the second light;
The display control means for displaying the tomographic image and the front image sequentially acquired in accordance with the switching control by the light switching means side by side as a moving image on the same screen of a monitor. The ophthalmologic photographing apparatus according to any one of 7.
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Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2019003804A1 (en) * | 2017-06-26 | 2019-01-03 | 株式会社トプコン | Ophthalmic device and method for controlling same |
| JP2019025185A (en) * | 2017-08-02 | 2019-02-21 | 株式会社トプコン | Ophthalmologic apparatus and data collection method |
| WO2019050049A1 (en) * | 2017-09-11 | 2019-03-14 | 株式会社ニコン | Ophthalmic equipment, management method, and management system |
| WO2019189223A1 (en) * | 2018-03-30 | 2019-10-03 | 株式会社ニコン | Ophthalmic apparatus |
| WO2021049243A1 (en) * | 2019-09-11 | 2021-03-18 | 株式会社トプコン | Ophthalmic device |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008029467A (en) * | 2006-07-27 | 2008-02-14 | Nidek Co Ltd | Ophthalmic photographing apparatus |
| JP2009535164A (en) * | 2006-05-01 | 2009-10-01 | フィジカル サイエンシーズ， インコーポレイテッド | Hybrid spectral domain optical coherence tomography line scan laser ophthalmoscope |
| JP2015000131A (en) * | 2013-06-13 | 2015-01-05 | 国立大学法人 筑波大学 | Optical coherence tomography apparatus for selectively visualizing and analyzing choroid vascular plexus, and image processing program therefor |
| JP2015043844A (en) * | 2013-08-28 | 2015-03-12 | 株式会社ニデック | Ophthalmologic imaging device and ophthalmologic imaging program |
-
2015
- 2015-08-03 JP JP2015153701A patent/JP2017029483A/en active Pending
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009535164A (en) * | 2006-05-01 | 2009-10-01 | フィジカル サイエンシーズ， インコーポレイテッド | Hybrid spectral domain optical coherence tomography line scan laser ophthalmoscope |
| JP2008029467A (en) * | 2006-07-27 | 2008-02-14 | Nidek Co Ltd | Ophthalmic photographing apparatus |
| JP2015000131A (en) * | 2013-06-13 | 2015-01-05 | 国立大学法人 筑波大学 | Optical coherence tomography apparatus for selectively visualizing and analyzing choroid vascular plexus, and image processing program therefor |
| JP2015043844A (en) * | 2013-08-28 | 2015-03-12 | 株式会社ニデック | Ophthalmologic imaging device and ophthalmologic imaging program |
Cited By (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11213202B2 (en) | 2017-06-26 | 2022-01-04 | Topcon Corporation | Ophthalmologic apparatus and method for controlling the same |
| JP2019005254A (en) * | 2017-06-26 | 2019-01-17 | 株式会社トプコン | Ophthalmologic apparatus and control method of the same |
| WO2019003804A1 (en) * | 2017-06-26 | 2019-01-03 | 株式会社トプコン | Ophthalmic device and method for controlling same |
| JP2019025185A (en) * | 2017-08-02 | 2019-02-21 | 株式会社トプコン | Ophthalmologic apparatus and data collection method |
| JP2022091937A (en) * | 2017-09-11 | 2022-06-21 | 株式会社ニコン | Ophthalmologic equipment, management method, and management device |
| JPWO2019050049A1 (en) * | 2017-09-11 | 2020-10-29 | 株式会社ニコン | Ophthalmic equipment, management methods, and management equipment |
| WO2019050049A1 (en) * | 2017-09-11 | 2019-03-14 | 株式会社ニコン | Ophthalmic equipment, management method, and management system |
| US11918286B2 (en) | 2017-09-11 | 2024-03-05 | Nikon Corporation | Ophthalmic instrument, management method, and management device |
| WO2019189223A1 (en) * | 2018-03-30 | 2019-10-03 | 株式会社ニコン | Ophthalmic apparatus |
| WO2021049243A1 (en) * | 2019-09-11 | 2021-03-18 | 株式会社トプコン | Ophthalmic device |
| JPWO2021049243A1 (en) * | 2019-09-11 | 2021-03-18 | ||
| JP7216218B2 (en) | 2019-09-11 | 2023-01-31 | 株式会社トプコン | ophthalmic equipment |
| EP4029428A4 (en) * | 2019-09-11 | 2023-10-11 | Topcon Corporation | Ophthalmic device |
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