JP2018051391A - Ophthalmologic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
この発明は、被検眼内の距離を計測するための眼科装置に関する。 The present invention relates to an ophthalmologic apparatus for measuring a distance in an eye to be examined.
眼科分野の診断において、被検眼内の距離は重要なパラメータの1つである。たとえば、角膜と網膜との間の距離を示す眼軸長は、軸性近視や軸性遠視の診断に用いられる。また、病変の位置(被検眼の特徴点に対する相対位置など)や大きさ(一端から他端までの距離など)も重要な診断材料である。以下、このような被検眼内の距離を「眼内距離」と呼ぶことがある。眼内距離の測定方法としては、超音波を用いる方法や、光干渉断層法(Optical Coherence Tomography、OCT)を用いる方法が知られている。 In the diagnosis in the ophthalmic field, the distance within the eye to be examined is one of important parameters. For example, the axial length indicating the distance between the cornea and the retina is used for diagnosis of axial myopia and axial hyperopia. In addition, the position of the lesion (relative position with respect to the feature point of the eye to be examined) and the size (distance from one end to the other end) are also important diagnostic materials. Hereinafter, such a distance in the eye to be examined may be referred to as “intraocular distance”. As a method for measuring the intraocular distance, a method using an ultrasonic wave and a method using an optical coherence tomography (OCT) are known.
OCTを用いて眼内距離を測定する場合、当該距離の両端となる2つの部位(第1の部位および第2の部位とする)それぞれからの測定光の戻り光を個別に検出する必要がある。この検出動作には、同時検出と非同時検出とがある。 When measuring the intraocular distance using OCT, it is necessary to individually detect the return light of the measurement light from each of the two parts (referred to as the first part and the second part) at both ends of the distance. . This detection operation includes simultaneous detection and non-simultaneous detection.
同時検出が適用される場合、2つの部位からの戻り光に対応する2つの参照光路を形成するための光学的構成が必要である。たとえば、この光学的構成は、第1の部位からの戻り光に対応する第1の参照光路を形成するための第1の参照ミラーと、第2の部位からの戻り光に対応する第2の参照光路を形成するための第2の参照ミラーと、第1の参照ミラーおよび第2の参照ミラーをそれぞれ独立に移動するための駆動機構とを含む。したがって、同時検出には、装置の構成が複雑化、大型化するという不利益がある。 When simultaneous detection is applied, an optical configuration is required to form two reference light paths corresponding to the return light from the two parts. For example, this optical configuration includes a first reference mirror for forming a first reference optical path corresponding to the return light from the first part, and a second reference corresponding to the return light from the second part. A second reference mirror for forming a reference optical path; and a drive mechanism for independently moving the first reference mirror and the second reference mirror. Therefore, simultaneous detection has a disadvantage that the configuration of the apparatus becomes complicated and large.
一方、非同時検出が適用される場合、第1の部位からの戻り光の検出と第2の部位からの戻り光の検出とが異なるタイミングで行われるので、これら検出の間に被検眼の位置や向きが変化するおそれがある。したがって、非同時検出には、測定の確度が低下するという不利益がある。 On the other hand, when non-simultaneous detection is applied, detection of the return light from the first part and detection of the return light from the second part are performed at different timings. And the orientation may change. Therefore, non-simultaneous detection has the disadvantage that the accuracy of measurement is reduced.
この発明の目的は、装置の大型化や複雑化を伴うことなく高い確度で眼内距離を測定可能な眼科装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide an ophthalmologic apparatus capable of measuring an intraocular distance with high accuracy without increasing the size and complexity of the apparatus.
実施形態の第1の態様に係る眼科装置は、撮影部と、光学系と、変更部と、制御部と、演算部とを含む。撮影部は、2以上の異なる方向から被検眼を撮影する。光学系は、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、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。変更部は、測定光および/または参照光の光路長を変更する。制御部は、変更部により第1の光路長が設定されているときに撮影部による第1の撮影と光学系による第1の検出とを実行させ、さらに、第2の光路長が設定されているときに撮影部による第2の撮影と光学系による第2の検出とを実行させる。演算部は、第1の撮影により取得された第1の画像と、第2の撮影により取得された第2の画像と、第1の光路長と、第2の光路長とに基づいて、第1の検出において測定光が通過した被検眼の第1の部位と、第2の検出において測定光が通過した第2の部位との間の距離を求める。さらに、第1の部位および第2の部位のそれぞれがコヒーレンスゲートに相当する場合、演算部は、第1の画像と第2の画像との間の変位を算出し、第1の光路長と第2の光路長との差を算出し、変位および差に基づいて距離を算出する。
実施形態の第2の態様に係る眼科装置は、撮影部と、光学系と、変更部と、制御部と、演算部とを含む。撮影部は、2以上の異なる方向から被検眼を撮影する。光学系は、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、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。変更部は、測定光および/または参照光の光路長を変更する。制御部は、変更部により第1の光路長が設定されているときに撮影部による第1の撮影と光学系による第1の検出とを実行させ、さらに、第2の光路長が設定されているときに撮影部による第2の撮影と光学系による第2の検出とを実行させる。演算部は、第1の撮影により取得された第1の画像と、第2の撮影により取得された第2の画像と、第1の光路長と、第2の光路長とに基づいて、第1の検出において測定光が通過した被検眼の第1の部位と、第2の検出において測定光が通過した第2の部位との間の距離を求める。さらに、第1の部位および第2の部位の少なくとも一方がコヒーレンスゲートから離れた位置に相当する場合、演算部は、第1の画像と第2の画像との間の第1の変位を算出し、コヒーレンスゲートから離れた位置とコヒーレンスゲートとの間の第2の変位を算出し、第1の光路長と第2の光路長との差を算出し、第1の変位、第2の変位および差に基づいて距離を算出する。
The ophthalmologic apparatus according to the first aspect of the embodiment includes an imaging unit, an optical system, a changing unit, a control unit, and a calculation unit. The imaging unit images the eye to be examined from two or more different directions. The optical system divides the light from the light source into measurement light and reference light, and detects interference light between the return light of the measurement light from the eye to be examined and the reference light. The changing unit changes the optical path length of the measurement light and / or the reference light. The control unit causes the first imaging by the imaging unit and the first detection by the optical system to be executed when the first optical path length is set by the changing unit, and further, the second optical path length is set. The second imaging by the imaging unit and the second detection by the optical system are executed. The computing unit is configured to calculate the first image acquired by the first imaging, the second image acquired by the second imaging, the first optical path length, and the second optical path length. The distance between the first part of the eye to be examined through which the measurement light has passed in the first detection and the second part through which the measurement light has passed in the second detection is obtained. Further, when each of the first part and the second part corresponds to a coherence gate, the calculation unit calculates a displacement between the first image and the second image, and calculates the first optical path length and the first optical path length. 2 is calculated, and the distance is calculated based on the displacement and the difference.
The ophthalmologic apparatus according to the second aspect of the embodiment includes an imaging unit, an optical system, a changing unit, a control unit, and a calculation unit. The imaging unit images the eye to be examined from two or more different directions. The optical system divides the light from the light source into measurement light and reference light, and detects interference light between the return light of the measurement light from the eye to be examined and the reference light. The changing unit changes the optical path length of the measurement light and / or the reference light. The control unit causes the first imaging by the imaging unit and the first detection by the optical system to be executed when the first optical path length is set by the changing unit, and further, the second optical path length is set. The second imaging by the imaging unit and the second detection by the optical system are executed. The computing unit is configured to calculate the first image acquired by the first imaging, the second image acquired by the second imaging, the first optical path length, and the second optical path length. The distance between the first part of the eye to be examined through which the measurement light has passed in the first detection and the second part through which the measurement light has passed in the second detection is obtained. Furthermore, when at least one of the first part and the second part corresponds to a position away from the coherence gate, the calculation unit calculates a first displacement between the first image and the second image. , Calculating a second displacement between the position away from the coherence gate and the coherence gate, calculating a difference between the first optical path length and the second optical path length, and calculating the first displacement, the second displacement, and The distance is calculated based on the difference.
この発明に係る眼科装置によれば、装置の大型化や複雑化を伴うことなく高い確度で眼内距離を測定することができる。 According to the ophthalmologic apparatus of the present invention, the intraocular distance can be measured with high accuracy without increasing the size and complexity of the apparatus.
この発明に係る眼科装置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。実施形態に係る眼科装置は、OCTを用いて眼内距離を計測する機能を有する。この明細書において、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、OCT画像を形成するための計測動作をOCTまたはOCT計測と呼ぶことがある。なお、この明細書に記載された文献の記載内容を、以下の実施形態の内容として適宜援用することが可能である。 An example of an embodiment of an ophthalmologic apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The ophthalmologic apparatus according to the embodiment has a function of measuring an intraocular distance using OCT. In this specification, images acquired by OCT may be collectively referred to as OCT images. Further, a measurement operation for forming an OCT image may be referred to as OCT or OCT measurement. In addition, it is possible to use suitably the description content of the literature described in this specification as the content of the following embodiment.
以下の実施形態では、低コヒーレンス光源と分光器が搭載された、いわゆるスペクトラルドメイン(Spectral Domain)タイプのOCTを用いる干渉断層計について説明するが、スペクトラルドメイン以外のタイプ、たとえばスウェプトソースタイプ、インファスタイプのOCTの手法を用いた光干渉断層計に対してこの発明を適用することも可能である。なお、スウェプトソース(Swept Source)OCTとは、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順次に検出することで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手法である。また、インファス(en−face)OCTとは、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(C断面)における被測定物体の画像を形成する手法であり、フルフィールド(full−field)タイプとも呼ばれる。 In the following embodiment, a coherence tomometer using a so-called Spectral Domain type OCT equipped with a low-coherence light source and a spectroscope will be described. However, types other than the spectral domain, for example, a swept source type and an infath type are described. The present invention can also be applied to an optical coherence tomography using the OCT method. Note that the swept source OCT scans (wavelength sweeps) the wavelength of the light irradiated to the object to be measured, and the interference light obtained by superimposing the reflected light of each wavelength and the reference light. This is a technique for obtaining a spectral intensity distribution by sequentially detecting and imaging the form of an object to be measured by applying a Fourier transform thereto. Further, in-face OCT is to irradiate the object to be measured with light having a predetermined beam diameter and analyze the component of the interference light obtained by superimposing the reflected light and the reference light. This is a method of forming an image of the object to be measured in a cross section (C cross section) orthogonal to the traveling direction of light, and is also called a full-field type.
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、この発明の適用対象はこのような複合機には限定されない。たとえば、他の組み合わせからなる複合機や、単体機としての眼科用光干渉断層計に対して、この発明を適用することも可能である。なお、複合機の例として、OCT装置と走査型レーザ検眼装置(SLO)との組み合わせからなる複合機、OCT装置とスリットランプ顕微鏡との組み合わせからなる複合機、OCT装置と手術用顕微鏡との組み合わせからなる複合機などがある。また、3種類以上の装置の組み合わせからなる複合機に対して、この発明を適用することも可能である。 Moreover, although the following embodiment demonstrates the apparatus which combined the OCT apparatus and the fundus camera, the application object of this invention is not limited to such a multifunctional machine. For example, the present invention can also be applied to a multi-function machine composed of other combinations or an ophthalmic optical coherence tomography as a single machine. In addition, as an example of a complex machine, a complex machine composed of a combination of an OCT apparatus and a scanning laser optometry apparatus (SLO), a complex machine composed of a combination of an OCT apparatus and a slit lamp microscope, and a combination of an OCT apparatus and a surgical microscope There is a multi-function machine. In addition, the present invention can be applied to a multi-function machine composed of a combination of three or more types of devices.
〈第1の実施形態〉
[構成]
図1に示すように、眼科装置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、眼底のOCT画像を取得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。
<First Embodiment>
[Constitution]
As shown in FIG. 1, the ophthalmologic apparatus 1 includes a
〔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。なお、被検眼Eの前眼部Eaに光学系のピントが合っている場合、眼底カメラユニット2は前眼部Eaの観察画像を取得することができる。撮影画像は、たとえば、可視光をフラッシュ発光して得られるカラー画像、または近赤外光若しくは可視光を照明光として用いたモノクロの静止画像であってもよい。眼底カメラユニット2は、これら以外の画像、たとえばフルオレセイン蛍光画像やインドシアニングリーン蛍光画像や自発蛍光画像などを取得可能に構成されていてもよい。
[Fundus camera unit]
The
眼底カメラユニット2には、被検者の顔を支持するための顎受けと額当てが設けられている。顎受けおよび額当ては、図4Aおよび図4Bに示す支持部440に相当する。なお、図4Aおよび図4Bにおいて、符号410は、光学系駆動部2A等の駆動系や、演算制御回路が格納されたベースを示す。また、符号420は、ベース410上に設けられた、光学系が格納された筐体を示す。また、符号430は、筐体420の前面に突出して設けられた、対物レンズ22が収容されたレンズ収容部を示す。
The
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からの測定光を眼底Efに導くとともに、眼底Efを経由した測定光をOCTユニット100に導く。
The
照明光学系10の観察光源11は、たとえばLED(Light Emitting Diode)またはハロゲンランプにより構成される。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。さらに、観察照明光は、撮影光源15の近傍にて一旦集束し、ミラー16により反射され、リレーレンズ17、18、絞り19およびリレーレンズ20を経由する。そして、観察照明光は、孔開きミラー21の周辺部(孔部の周囲の領域)にて反射され、ダイクロイックミラー46を透過し、対物レンズ22により屈折されて眼底Efを照明する。
The observation
観察照明光の眼底反射光は、対物レンズ22により屈折され、ダイクロイックミラー46を透過し、孔開きミラー21の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー55を透過し、合焦レンズ31を経由し、ミラー32により反射される。さらに、この眼底反射光は、ハーフミラー39A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、撮影光学系のピントが前眼部に合わせられている場合、被検眼Eの前眼部の観察画像が表示される。
The fundus reflection light of the observation illumination light is refracted by the
撮影光源15は、たとえばLEDまたはキセノンランプにより構成される。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。
The
LCD(Liquid Crystal Display)39は、固視標や視力測定用指標を表示する。固視標は被検眼Eを固視させるための指標であり、眼底撮影時やOCT計測時などに使用される。 An LCD (Liquid Crystal Display) 39 displays a fixation target and an eyesight measurement index. The fixation target is an index for fixing the eye E to be examined, and is used at the time of fundus photographing or OCT measurement.
LCD39から出力された光は、その一部がハーフミラー39A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。
A part of the light output from the
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。被検眼Eの固視位置としては、たとえば従来の眼底カメラと同様に、眼底Efの黄斑部を中心とする画像を取得するための位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための位置や、黄斑部と視神経乳頭との間の眼底中心(眼底Efと眼軸との交差位置)を中心とする画像を取得するための位置などがある。また、固視標の表示位置を任意に変更することも可能である。
By changing the display position of the fixation target on the screen of the
さらに、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、眼底Efに対してフォーカス(ピント)を合わせるための指標(スプリット指標)を生成する。
Further, the
アライメント光学系50のLED51から出力された光(アライメント光)は、絞り52、53およびリレーレンズ54を経由してダイクロイックミラー55により反射され、孔開きミラー21の孔部を通過し、ダイクロイックミラー46を透過し、対物レンズ22により被検眼Eの角膜に投影される。
The light (alignment light) output from the
アライメント光の角膜反射光は、対物レンズ22、ダイクロイックミラー46および上記孔部を経由し、その一部がダイクロイックミラー55を透過し、合焦レンズ31を通過し、ミラー32により反射され、ハーフミラー39A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)。なお、この実施形態では、後述の前眼部カメラ300を用いてオートアライメントを実行することができるので、アライメント指標を用いたオートアライメントが可能なことは必須な事項ではない。ただし、前眼部カメラ300を用いたオートアライメントが成功しなかった場合などにアライメント指標を用いたオートアライメントを行えるように構成したり、前眼部カメラ300を用いたオートアライメントとアライメント指標を用いたオートアライメントとを選択的に使用できるように構成したりすることも可能である。
The corneal reflection light of the alignment light passes through the
フォーカス調整を行う際には、照明光学系10の光路上に反射棒67の反射面が斜設される。フォーカス光学系60のLED61から出力された光(フォーカス光)は、リレーレンズ62を通過し、スプリット指標板63により2つの光束に分離され、二孔絞り64を通過し、ミラー65に反射され、集光レンズ66により反射棒67の反射面に一旦結像されて反射される。さらに、フォーカス光は、リレーレンズ20を経由し、孔開きミラー21に反射され、ダイクロイックミラー46を透過し、対物レンズ22により屈折されて眼底Efに投影される。
When performing the focus adjustment, the reflecting surface of the reflecting
フォーカス光の眼底反射光は、アライメント光の角膜反射光と同様の経路を通ってCCDイメージセンサ35により検出される。CCDイメージセンサ35による受光像(スプリット指標)は、観察画像とともに表示装置3に表示される。演算制御ユニット200は、従来と同様に、スプリット指標の位置を解析して合焦レンズ31およびフォーカス光学系60を移動させてピント合わせを行う(オートフォーカス機能)。また、スプリット指標を視認しつつ手動でピント合わせを行ってもよい。
The fundus reflection light of the focus light is detected by the
ダイクロイックミラー46は、眼底撮影用の光路からOCT計測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計測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計測用の光路には、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、光路長変更部41と、ガルバノスキャナ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。
The
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、測定光LS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、さらにはOCT計測の対象部位(眼底Ef、前眼部Ea等)の変更などに利用される。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。光路長変更部41は、測定光LSの光路(測定光路)と、参照光LRの光路(参照光路)との間の光路長差を変更するために用いられる。なお、この実施形態においては、光学系駆動部2Aを用いて光学系全体を前後方向(z方向)に移動させることによって、測定光路の長さを変更することも可能である。
The optical path
この実施形態では、測定光路の長さ(測定光路長)を変更することによって上記光路長差を変更しているが、上記光路長差を変更するための構成はこれに限定されない。たとえば、参照光路の長さ(参照光路長)を変更するための構成を設けることにより上記光路長差を変更することができる。また、測定光路長を変更するための構成と、参照光路長を変更するための構成との双方を設けてもよい。測定光路長を変更するための構成は、この実施形態の光路長変更部41に限定されず、当該機能を実現可能な任意の構成であってよい。また、参照光路長を変更するための構成についても同様に任意であってよい。
In this embodiment, the optical path length difference is changed by changing the length of the measurement optical path (measurement optical path length). However, the configuration for changing the optical path length difference is not limited to this. For example, the optical path length difference can be changed by providing a configuration for changing the length of the reference optical path (reference optical path length). Further, both a configuration for changing the measurement optical path length and a configuration for changing the reference optical path length may be provided. The configuration for changing the measurement optical path length is not limited to the optical path
また、光路長の変更するための構成は、実空間における光路の長さを変更する構成には限定されない。たとえば、光路の少なくとも一部に所定の屈折率を有する部材や材料を配置可能とする構成や、光路に配置された部材等の屈折率を変更する構成など、光路の光学的距離を変更するための任意の構成を適用することが可能である。 Further, the configuration for changing the optical path length is not limited to the configuration for changing the length of the optical path in real space. For example, in order to change the optical distance of the optical path, such as a configuration in which a member or material having a predetermined refractive index can be disposed in at least a part of the optical path, or a configuration in which the refractive index of a member disposed in the optical path is changed It is possible to apply any configuration.
また、光路長を変更するための手段は、眼科装置1に対して装着可能なユニット(アタッチメント)であってよい。たとえば、眼底のOCT計測が可能な眼科装置に対して前眼部撮影用のアタッチメントを装着する構成、または、前眼部のOCT計測が可能な眼科装置に対して眼底撮影用のアタッチメントを装着する構成を適用することが可能である。このようなアタッチメントは、たとえば、対物レンズ22と被検眼Eとの間に配置される。このとき、前眼部カメラ300の撮影野から外れた位置にアタッチメントを配置することができる。
The means for changing the optical path length may be a unit (attachment) that can be attached to the ophthalmologic apparatus 1. For example, a configuration in which an anterior ocular segment attachment is attached to an ophthalmologic apparatus capable of OCT measurement of the fundus, or an ocular fundus attachment is attached to an ophthalmic apparatus capable of OCT measurement of the anterior ocular segment. It is possible to apply a configuration. Such an attachment is disposed between the
ガルバノスキャナ42は、OCT計測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で走査することができる。ガルバノスキャナ42は、たとえば、測定光LSをx方向に走査するガルバノミラーと、y方向に走査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走査することができる。
The
眼底カメラユニット2には前眼部カメラ300が設けられている。前眼部カメラ300は、前眼部Eaを異なる方向から実質的に同時に撮影する。この実施形態では、眼底カメラユニット2の被検者側の面に2台のカメラが設けられている(図4Aに示す前眼部カメラ300A、300Bを参照)。また、前眼部カメラ300Aおよび300Bはそれぞれ、図1および図4Aに示すように、照明光学系10の光路および撮影光学系30の光路から外れた位置に設けられている。つまり、前眼部カメラ300Aおよび300Bは、照明光学系10および撮影光学系30と非同軸に設けられている。以下、2台の前眼部カメラ300Aおよび300Bをまとめて符号300で表すことがある。
The
この実施形態では、2台の前眼部カメラ300Aおよび300Bが設けられているが、実施形態に係る前眼部カメラの個数は2以上の任意の個数であってよい(ただし、アライメント指標を用いる場合には前眼部カメラを設ける必要はない)。しかし、後述の演算処理を考慮すると、異なる2方向から実質的に同時に前眼部を撮影可能な構成であれば十分である。また、この実施形態では、照明光学系10および撮影光学系30とは別個に前眼部カメラ300を設けているが、少なくとも撮影光学系30を用いて同様の前眼部撮影を行うことができる。つまり、2以上の前眼部カメラのうちの1つを撮影光学系30を含む構成によって担うようにしてもよい。いずれにしても、この実施形態は、異なる2(以上の)方向から実質的に同時に前眼部を撮影可能に構成されていればよい。
In this embodiment, two
なお、「実質的に同時」とは、2以上の前眼部カメラによる撮影において、眼球運動を無視できる程度の撮影タイミングのズレを許容することを示す。それにより、被検眼Eが実質的に同じ位置(向き)にあるときの画像を2以上の前眼部カメラによって取得することができる。 Note that “substantially simultaneously” indicates that a photographing timing shift that allows negligible eye movement is allowed in photographing with two or more anterior segment cameras. Thereby, an image when the eye E is substantially at the same position (orientation) can be acquired by two or more anterior segment cameras.
また、2以上の前眼部カメラによる撮影は動画撮影でも静止画撮影でもよい。動画撮影の場合、撮影開始タイミングを合わせるよう制御したり、フレームレートや各フレームの撮影タイミングを制御したりすることにより、上記した実質的に同時の前眼部撮影を実現することができる。また、2以上の前眼部カメラから制御部210(後述)に対して実質的に同時に入力された信号同士を対応付けるように構成してもよい。一方、静止画撮影の場合、撮影タイミングを合わせるよう制御を実行することにより、これを実現することができる。 Further, the shooting by two or more anterior segment cameras may be moving image shooting or still image shooting. In the case of moving image shooting, the above-described substantially simultaneous anterior ocular shooting can be realized by controlling the shooting start timing to match or by controlling the frame rate and shooting timing of each frame. Moreover, you may comprise so that the signal input simultaneously substantially simultaneously with respect to the control part 210 (after-mentioned) from two or more anterior eye part cameras may be matched. On the other hand, in the case of still image shooting, this can be realized by executing control to match the shooting timing.
〔OCTユニット〕
図2を参照しつつOCTユニット100の構成の一例を説明する。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、従来のスペクトラルドメインタイプのOCT装置と同様の構成を有する。すなわち、この光学系は、光源からの光(低コヒーレンス光)を参照光と測定光に分割し、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、この干渉光のスペクトル成分を検出するように構成されている。この検出結果(検出信号)は演算制御ユニット200に送られる。
[OCT unit]
An example of the configuration of the
なお、スウェプトソースタイプのOCT装置の場合には、低コヒーレンス光源を出力する光源の代わりに波長掃引光源が設けられるとともに、干渉光をスペクトル分解する光学部材が設けられない。一般に、OCTユニット100の構成については、OCTのタイプに応じた公知の技術を任意に適用することができる。
In the case of a swept source type OCT apparatus, a wavelength swept light source is provided instead of a light source that outputs a low coherence light source, and an optical member that spectrally decomposes interference light is not provided. In general, for the configuration of the
光源ユニット101は広帯域の低コヒーレンス光L0を出力する。低コヒーレンス光L0は、たとえば、近赤外領域の波長帯(約800nm〜900nm程度)を含み、数十マイクロメートル程度の時間的コヒーレンス長を有する。なお、さらに長い波長帯、たとえば1040〜1060nm程度の中心波長を有する近赤外光を低コヒーレンス光L0として用いてもよい。
The
光源ユニット101は、スーパールミネセントダイオード(Super Luminescent Diode:SLD)や、LEDや、SOA(Semiconductor Optical Amplifier)等の光出力デバイスを含んで構成される。
The
光源ユニット101から出力された低コヒーレンス光L0は、光ファイバ102によりファイバカプラ103に導かれて測定光LSと参照光LRに分割される。
The low coherence light L0 output from the
参照光LRは、光ファイバ104により導かれて光減衰器(アッテネータ)105に到達する。光減衰器105は、公知の技術を用いて、演算制御ユニット200の制御の下、光ファイバ104に導かれる参照光LRの光量を自動で調整する。光減衰器105により光量が調整された参照光LRは、光ファイバ104により導かれて偏波調整器(偏波コントローラ)106に到達する。偏波調整器106は、たとえば、ループ状にされた光ファイバ104に対して外部から応力を与えることで、光ファイバ104内を導かれる参照光LRの偏光状態を調整する装置である。なお、偏波調整器106の構成はこれに限定されるものではなく、任意の公知技術を用いることが可能である。偏波調整器106により偏光状態が調整された参照光LRは、ファイバカプラ109に到達する。
The reference light LR is guided by the
ファイバカプラ103により生成された測定光LSは、光ファイバ107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。さらに、測定光LSは、光路長変更部41、ガルバノスキャナ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・反射される。被検眼Eによる測定光LSの後方散乱光(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103に導かれ、光ファイバ108を経由してファイバカプラ109に到達する。
The measurement light LS generated by the
ファイバカプラ109は、測定光LSの後方散乱光と、光ファイバ104を経由した参照光LRとを干渉させる。これにより生成された干渉光LCは、光ファイバ110により導かれて出射端111から出射される。さらに、干渉光LCは、コリメータレンズ112により平行光束とされ、回折格子113により分光(スペクトル分解)され、集光レンズ114により集光されてCCDイメージセンサ115の受光面に投影される。なお、図2に示す回折格子113は透過型であるが、たとえば反射型の回折格子など、他の形態の分光素子を用いることも可能である。
The
CCDイメージセンサ115は、たとえばラインセンサであり、分光された干渉光LCの各スペクトル成分を検出して電荷に変換する。CCDイメージセンサ115は、この電荷を蓄積して検出信号を生成し、これを演算制御ユニット200に送る。
The
この実施形態ではマイケルソン型の干渉計を採用しているが、たとえばマッハツェンダー型など任意のタイプの干渉計を適宜に採用することが可能である。また、CCDイメージセンサに代えて、他の形態のイメージセンサ、たとえばCMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor)イメージセンサなどを用いることが可能である。 In this embodiment, a Michelson type interferometer is employed, but any type of interferometer such as a Mach-Zehnder type can be appropriately employed. Further, in place of the CCD image sensor, another form of image sensor such as a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) image sensor can be used.
〔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、CCDイメージセンサ115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、従来のスペクトラルドメインタイプのOCT装置と同様である。
[Calculation control unit]
The configuration of the
また、演算制御ユニット200は、眼底カメラユニット2、表示装置3およびOCTユニット100の各部を制御する。たとえば演算制御ユニット200は、被検眼EのOCT画像を表示装置3に表示させる。
The
また、眼底カメラユニット2の制御として、演算制御ユニット200は、観察光源11、撮影光源15およびLED51、61の動作制御、LCD39の動作制御、合焦レンズ31、43の移動制御、反射棒67の移動制御、フォーカス光学系60の移動制御、光路長変更部41の移動制御、ガルバノスキャナ42の動作制御、前眼部カメラ300の動作制御などを行う。
As the control of the
また、OCTユニット100の制御として、演算制御ユニット200は、光源ユニット101の動作制御、光減衰器105の動作制御、偏波調整器106の動作制御、CCDイメージセンサ115の動作制御などを行う。
As control of the
演算制御ユニット200は、たとえば、従来のコンピュータと同様に、マイクロプロセッサ、RAM、ROM、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
眼底カメラユニット2、表示装置3、OCTユニット100および演算制御ユニット200は、一体的に(つまり単一の筺体内に)構成されていてもよいし、2つ以上の筐体に別れて構成されていてもよい。
The
〔制御系〕
眼科装置1の制御系の構成について図3を参照しつつ説明する。
[Control system]
The configuration of the control system of the ophthalmologic apparatus 1 will be described with reference to FIG.
(制御部)
眼科装置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、前述の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と、光学系位置取得部213と、情報判定部214とが設けられている。
(Control part)
The control system of the ophthalmologic apparatus 1 is configured around the
(主制御部)
主制御部211は前述した各種の動作制御を行う。なお、合焦レンズ31の移動制御は、図示しない合焦駆動部を制御して合焦レンズ31を光軸方向に移動させるものである。それにより、撮影光学系30の合焦位置が変更される。また、合焦レンズ43の移動制御は、図示しない合焦駆動部を制御して合焦レンズ43を光軸方向に移動させるものである。それにより、測定光LSの合焦位置が変更される。
(Main control unit)
The
主制御部211は、光学系駆動部2A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、オートアライメントやトラッキングにおいて実行される。ここで、トラッキングとは、被検眼Eの眼球運動に合わせて装置光学系を移動させるものである。トラッキングは、たとえばアライメントよりも後の段階で実行される(場合によってはピント合わせも事前に実行される)。トラッキングは、装置光学系の位置を眼球運動に追従させることにより、アライメント(およびピント)が合った好適な位置関係を維持する機能である。
The
なお、この実施形態の光学系駆動部2Aは眼底カメラユニット2に搭載された光学系を移動させるものであるが、眼底カメラユニット2に搭載された光学系とOCTユニット100に搭載された光学系とを光学系駆動部2Aによって移動させるように構成されていてもよい。光学系駆動部2Aは「移動機構」の一例である。
Note that the optical system drive unit 2A of this embodiment moves the optical system mounted on the
また、この実施形態の前眼部カメラ300は眼底カメラユニット2の筐体に設けられているので、光学系駆動部2A(撮影移動部)を制御することにより前眼部カメラ300を移動させることができる。また、2以上の前眼部カメラ300をそれぞれ独立に移動させることが可能な撮影移動部を設けることができる。具体的には、撮影移動部は、各前眼部カメラ300に対して設けられた駆動機構(アクチュエータ、動力伝達機構等)を含む構成であってもよい。また、撮影移動部は、単一のアクチュエータにより発生された動力を前眼部カメラ300ごとに設けられた動力伝達機構によって伝達することにより、2以上の前眼部カメラ300を移動させるように構成されていてもよい。
In addition, since the
また、主制御部211は、記憶部212にデータを書き込む処理や、記憶部212からデータを読み出す処理を行う。
Further, the
(記憶部)
記憶部212は、各種のデータを記憶する。記憶部212に記憶されるデータとしては、たとえば、OCT画像の画像データ、眼底像の画像データ、被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者IDや氏名などの被検者に関する情報や、左眼/右眼の識別情報などの被検眼に関する情報を含む。また、記憶部212には、眼科装置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
記憶部212には収差情報212aがあらかじめ記憶されている。収差情報212aには、各前眼部カメラ300について、それに搭載された光学系の影響により撮影画像に発生する歪曲収差に関する情報が記録されている。ここで、前眼部カメラ300に搭載された光学系には、たとえばレンズ等の歪曲収差を発生させる光学素子が含まれている。収差情報212aは、これらの光学素子が撮影画像に与える歪みを定量化したパラメータと言える。
The
収差情報212aの生成方法の例を説明する。前眼部カメラ300の器差(歪曲収差の差異)を考慮して各前眼部カメラ300について次のような測定が行われる。作業者は、所定の基準点を準備する。基準点とは、歪曲収差の検出に用いられる撮影ターゲットである。作業者は、基準点と前眼部カメラ300との相対位置を変更しつつ複数回の撮影を行う。それにより、異なる方向から撮影された基準点の複数の撮影画像が得られる。作業者は、取得された複数の撮影画像をコンピュータで解析することにより、この前眼部カメラ300の収差情報212aを生成する。なお、この解析処理を行うコンピュータは、データ処理部230であってもよいし、それ以外の任意のコンピュータ(製品出荷前の検査用コンピュータ、メンテナンス用コンピュータ等)のであってもよい。
An example of a method for generating the
収差情報212aを生成するための解析処理には、たとえば以下の工程が含まれる:
各撮影画像から基準点に相当する画像領域を抽出する抽出工程;
各撮影画像における基準点に相当する画像領域の分布状態(座標)を算出する分布状態算出工程;
得られた分布状態に基づいて歪曲収差を表すパラメータを算出する歪曲収差算出工程;
得られたパラメータに基づいて歪曲収差を補正するための係数を算出する補正係数算出工程。
The analysis process for generating the
An extraction step of extracting an image region corresponding to the reference point from each captured image;
A distribution state calculation step of calculating a distribution state (coordinates) of an image area corresponding to a reference point in each captured image;
A distortion aberration calculating step of calculating a parameter representing distortion based on the obtained distribution state;
A correction coefficient calculation step of calculating a coefficient for correcting distortion based on the obtained parameter.
なお、光学系が画像に与える歪曲収差に関連するパラメータとしては、主点距離、主点位置(縦方向、横方向)、レンズのディストーション(放射方向、接線方向)などがある。収差情報212aは、各前眼部カメラ300の識別情報と、これに対応する補正係数とを関連付けた情報(たとえばテーブル情報)として構成される。このようにして生成された収差情報212aは、主制御部211によって記憶部212に格納される。このような収差情報212aの生成およびこれに基づく収差補正は、カメラのキャリブレーション(Calibration)などと呼ばれる。
Parameters relating to distortion aberration given to an image by the optical system include principal point distance, principal point position (vertical direction, horizontal direction), lens distortion (radiation direction, tangential direction), and the like. The
(光学系位置取得部)
光学系位置取得部213は、眼科装置1に搭載された光学系の現在位置を取得する。光学系とは、被検眼Eを光学的に検査するために用いられる光学系である。この実施形態の眼科装置1(眼底カメラとOCT装置の複合機)における光学系は、被検眼の画像を得るための光学系である。
(Optical system position acquisition unit)
The optical system
光学系位置取得部213は、たとえば、主制御部211による光学系駆動部2Aの移動制御の内容を表す情報を受けて、光学系駆動部2Aにより移動される光学系の現在位置を取得する。この処理の具体例を説明する。主制御部211は、所定のタイミング(装置起動時、患者情報入力時など)で光学系駆動部2Aを制御して、光学系を所定の初期位置に移動させる。それ以降、主制御部211は、光学系駆動部2Aが制御される度に、その制御内容を記録する。それにより、制御内容の履歴が得られる。光学系位置取得部213は、この履歴を参照して現在までの制御内容を取得し、この制御内容に基づいて光学系の現在位置を求める。
The optical system
また、主制御部211が光学系駆動部2Aを制御する度にその制御内容を光学系位置取得部213に送信し、光学系位置取得部213が当該制御内容を受ける度に光学系の現在位置を逐次求めるようにしてもよい。
Further, every time the
他の構成例として、光学系の位置を検知する位置センサを光学系位置取得部213に設けるようにしてもよい。
As another configuration example, a position sensor that detects the position of the optical system may be provided in the optical system
以上のようにして光学系位置取得部213により光学系の現在位置が取得された場合、主制御部211は、取得された現在位置と、後述の解析部231により求められた被検眼Eの3次元位置とに基づいて、光学系駆動部2Aに光学系を移動させることができる。具体的には、主制御部211は、光学系位置取得部213による取得結果によって光学系の現在位置を認識し、解析部231による解析結果によって被検眼Eの3次元位置を認識する。そして、主制御部211は、被検眼Eの3次元位置に対する光学系の位置が所定の位置関係になるように、光学系の現在位置を起点としてその位置を変更する。この所定の位置関係は、x方向およびy方向の位置がそれぞれ一致し、かつ、z方向の距離が所定の作動距離になるようなものである。ここで、作動距離とは、ワーキングディスタンスとも呼ばれる既定値であり、光学系を用いた検査時における被検眼Eと光学系との間の距離を意味する。
When the current position of the optical system is acquired by the optical system
(情報判定部)
情報判定部214は、OCTを行うことによって取得された情報が、OCTを実行するにあたり適当であるか否か判定する。OCTにより取得される情報としては、OCTユニット100のCCDイメージセンサ115からの検出信号や、この検出信号に対して所定の処理を施すことにより得られる情報がある。後者の例として次のような情報がある:検出信号に基づき画像形成部220により形成される断面像(Aスキャン像、2次元断面像);この断面像形成処理の途中段階で得られる情報;画像形成部220により形成された1以上の断面像に基づきデータ処理部230により形成される情報(画像等);これら以外の処理を検出信号に施すことにより得られる情報。
(Information judgment part)
The
CCDイメージセンサ115からの検出信号に基づく判定処理の例を説明する。情報判定部214は、検出信号を解析してその特性を示す情報(特性情報)を求め、この特性情報がOCTを実行するにあたり適当であるか否か判定する。特性情報の種別は、たとえば、眼内に存在する光を撹乱する要因が測定光LSに与える影響(つまり干渉光LCに与える影響)に基づいて、あらかじめ決定される。
An example of determination processing based on the detection signal from the
特性情報の例として強度(振幅等)がある。たとえば被検眼E内の混濁部位を測定光LSが通過する場合、測定光LSの強度が低下し、その結果、干渉光LCの強度が低下する。情報判定部214は、干渉光LCを検出して得られる検出信号の強度を求め、この強度を閾値と比較する。強度が閾値以下である場合、情報判定部214は、この検出信号は不適当であると判定する。この閾値は、たとえば、光源ユニット101から出力される光の強度に基づいてあらかじめ決定される。なお、ファイバカプラ103による光の分割比率や、光学部材による光の減衰量、健常眼の内部を通過することによる標準的な光の減衰量など、各種のファクタを考慮することによって閾値を決定することもできる。また、信号強度以外の特性情報の例として、ノイズ量やSN比などがある。
An example of characteristic information is intensity (amplitude, etc.). For example, when the measurement light LS passes through the turbid site in the eye E, the intensity of the measurement light LS decreases, and as a result, the intensity of the interference light LC decreases. The
断面像形成処理の途中段階で得られる情報や、画像形成処理以外の処理を検出信号に施すことにより得られる情報を考慮する場合においても、検出信号を考慮する場合と同様の処理を適用することが可能である。また、画像形成部220により形成された1以上の断面像に基づきデータ処理部230によって形成される情報(たとえば画像以外の情報)を考慮する場合についても同様である。
Even when considering information obtained in the middle of cross-sectional image formation processing or information obtained by performing processing other than image formation processing on the detection signal, the same processing as when considering the detection signal should be applied. Is possible. The same applies to the case of considering information (for example, information other than an image) formed by the
情報判定部214が実行する処理の例を説明する。この判定処理は、オートZと呼ばれる処理に関する。オートZとは、OCT画像(断面像)のフレーム内の所定の範囲(ターゲット範囲)に被検眼Eの画像を描画させる機能である。
An example of processing executed by the
オートZでは、被検眼Eの同じ位置が繰り返しスキャンされる。各スキャンの軌跡は、たとえば線分形状(ラインスキャン)である。情報判定部214は、この反復的なスキャンにより逐次に得られる断面像をそれぞれ解析することにより、被検眼Eの所定の組織(眼底表面、角膜表面、高輝度の層組織など)の画像が描画されているフレーム内の深さ位置(z方向(深さ方向)における位置)をリアルタイムで特定する。さらに、情報判定部214は、特定された深さ位置とターゲット範囲との間の変位を算出する。主制御部211は、算出された変位を打ち消すように、つまり所定の組織の画像がターゲット範囲に描画されるように、測定光LSと参照光LRとの間の光路長差を調整する。
In auto Z, the same position of the eye E is repeatedly scanned. The trajectory of each scan is, for example, a line segment shape (line scan). The
光路長差の調整は、光路長変更部41を制御して測定光LSの光路長を変更させることにより行われる。なお、参照光の光路長を変更する構成(たとえば後述する可動の参照ミラー)を適用することも可能である。また、測定光の光路長を変更する構成と、参照光の光路長を変更する構成の双方を適用してもよい。
The adjustment of the optical path length difference is performed by controlling the optical path
主制御部211と情報判定部214は、反復的なスキャンにより取得される各断面像について(または所定の間隔をおいて)上記の処理を実行する。情報判定部214は、所定のタイミングまでに上記変位が閾値以下となった場合、つまり所定のタイミングまでに所定の組織の画像がターゲット範囲に描画された場合、オートZは成功したと判定する。
The
逆に、所定のタイミングまでに上記変位が閾値以下とならなかった場合、つまり所定のタイミングまでに所定の組織の画像がターゲット範囲に描画されなかった場合、情報判定部214は、オートZは失敗したと判定する。なお、この所定のタイミングは、たとえば、上記変位と閾値とを比較した回数として、または、オートZの開始からの経過時間として、あらかじめ設定される。
Conversely, if the displacement does not fall below the threshold by a predetermined timing, that is, if an image of a predetermined tissue is not drawn in the target range by the predetermined timing, the
詳細は後述するが、この実施形態では、被検眼Eの2つの部位(たとえば角膜と網膜)のOCT計測をそれぞれ実行することにより、これら2つの部位の間の距離を求める。このような処理において、OCT計測の準備としてオートZを行うことができる。このオートZは、被検眼Eの所定部位をフレーム中の所定位置に配置させることを意図する。 Although details will be described later, in this embodiment, the distance between the two parts is obtained by executing OCT measurement of two parts (for example, the cornea and the retina) of the eye E. In such processing, auto-Z can be performed as preparation for OCT measurement. This auto Z is intended to place a predetermined part of the eye E to be examined at a predetermined position in the frame.
たとえば、眼内距離として眼軸長を求める場合、コヒーレンスゲートに相当するフレーム中の位置に角膜表面(たとえば角膜頂点)を配置させることを意図してオートZを実行し、その後、角膜表面を含む領域のOCT計測を実行する。さらに、コヒーレンスゲートに相当するフレーム中の位置に網膜表面(たとえば網膜中心)を配置させることを意図してオートZを実行し、その後、網膜表面を含む領域のOCT計測を実行する。この実施形態に係る処理は、このようなオートZの成否にかかわらず実行可能である。なお、コヒーレンスゲートとは、測定光路長と参照光路長との差がゼロになる位置を示す。 For example, when obtaining the axial length as the intraocular distance, auto Z is executed with the intention of placing the corneal surface (for example, the corneal apex) at a position in the frame corresponding to the coherence gate, and then the corneal surface is included. Perform OCT measurement of the region. Furthermore, auto-Z is executed with the intention of placing the retina surface (for example, the retina center) at a position in the frame corresponding to the coherence gate, and thereafter, OCT measurement of the region including the retina surface is executed. The processing according to this embodiment can be executed regardless of whether Auto Z is successful or not. The coherence gate indicates a position where the difference between the measurement optical path length and the reference optical path length is zero.
(画像形成部)
画像形成部220は、CCDイメージセンサ115からの検出信号に基づいて、被検眼Eの断面像の画像データを形成する。この処理には、従来のスペクトラルドメインタイプの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。他のタイプのOCTが適用される場合、画像形成部220は、そのタイプに応じた公知の処理を実行する。
(Image forming part)
The
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。
The
(データ処理部)
データ処理部230は、画像形成部220により形成された画像に対して各種の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各種補正処理を実行する。また、データ処理部230は、眼底カメラユニット2により得られた画像(眼底像、前眼部像等)に対して各種の画像処理や解析処理を施す。
(Data processing part)
The
データ処理部230は、断面像の間の画素を補間する補間処理などの公知の画像処理を実行して、被検眼Eの3次元画像データを形成する。なお、3次元画像データとは、3次元座標系により画素の位置が定義された画像データを意味する。3次元画像データとしては、3次元的に配列されたボクセルからなる画像データがある。この画像データは、ボリュームデータ或いはボクセルデータなどと呼ばれる。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(ボリュームレンダリングやMIP(Maximum Intensity Projection:最大値投影)など)を施して、特定の視線方向から見たときの擬似的な3次元画像の画像データを形成する。表示部241には、この擬似的な3次元画像が表示される。
The
また、3次元画像データとして、複数の断面像のスタックデータを形成することも可能である。スタックデータは、複数の走査線に沿って得られた複数の断面像を、走査線の位置関係に基づいて3次元的に配列させることで得られる画像データである。すなわち、スタックデータは、元々個別の2次元座標系により定義されていた複数の断面像を、1つの3次元座標系により表現する(つまり1つの3次元空間に埋め込む)ことにより得られる画像データである。 It is also possible to form stack data of a plurality of cross-sectional images as 3D image data. The stack data is image data obtained by three-dimensionally arranging a plurality of cross-sectional images obtained along a plurality of scanning lines based on the positional relationship of the scanning lines. That is, stack data is image data obtained by expressing a plurality of cross-sectional images originally defined by individual two-dimensional coordinate systems by one three-dimensional coordinate system (that is, by embedding them in one three-dimensional space). is there.
また、データ処理部230は、3次元画像データに基づいて、任意の断面における断面像を形成することができる。この処理は、断面変換または多断面再構成(Multi−Planar Reconstruction)などと呼ばれ、指定された断面に位置する画素(ボクセル)を抽出する処理と、抽出された画素を配列する処理とを含む。
Further, the
さらに、データ処理部230には、解析部231と、画像判定部232と、画像特定部233と、距離演算部234とが設けられている。
Further, the
(解析部)
解析部231は、2以上の前眼部カメラ300により実質的に同時に得られた2以上の撮影画像を解析することで、被検眼Eの3次元位置を求める。この処理を実行するための構成の一例として、解析部231には、画像補正部2311と、特徴位置特定部2312と、3次元位置算出部2313が設けられている。
(Analysis Department)
The
(画像補正部)
画像補正部2311は、前眼部カメラ300により得られた各撮影画像の歪みを、記憶部212に記憶されている収差情報212aに基づいて補正する。この処理は、たとえば、歪曲収差を補正するための補正係数に基づく公知の画像処理技術によって実行される。なお、前眼部カメラ300の光学系が撮影画像に与える歪曲収差が十分に小さい場合などには、収差情報212aおよび画像補正部2311を設けなくてもよい。
(Image correction unit)
The
(特徴位置特定部)
特徴位置特定部2312は、(画像補正部2311により歪曲収差が補正された)各撮影画像を解析することで、前眼部Eaの所定の特徴部位に相当する当該撮影画像中の位置(特徴位置と呼ぶ)を特定する。所定の特徴部位としては、たとえば被検眼Eの瞳孔中心または角膜頂点が用いられる。以下、瞳孔中心を特定する処理の具体例を説明する。
(Feature position identification part)
The feature
まず、特徴位置特定部2312は、撮影画像の画素値(輝度値など)の分布に基づいて、被検眼Eの瞳孔に相当する画像領域(瞳孔領域)を特定する。一般に瞳孔は他の部位よりも低い輝度で描画されるので、低輝度の画像領域を探索することによって瞳孔領域を特定することができる。このとき、瞳孔の形状を考慮して瞳孔領域を特定するようにしてもよい。つまり、略円形かつ低輝度の画像領域を探索することによって瞳孔領域を特定するように構成することができる。
First, the feature
次に、特徴位置特定部2312は、特定された瞳孔領域の中心位置を特定する。上記のように瞳孔は略円形であるので、瞳孔領域の輪郭を特定し、この輪郭(の近似円または近似楕円)の中心位置を特定し、これを瞳孔中心とすることができる。また、瞳孔領域の重心を求め、この重心位置を瞳孔中心としてもよい。
Next, the feature
なお、他の特徴部位に対応する特徴位置を特定する場合であっても、上記と同様に撮影画像の画素値の分布に基づいて当該特徴位置を特定することが可能である。 Even when the feature position corresponding to another feature part is specified, it is possible to specify the feature position based on the distribution of pixel values of the photographed image in the same manner as described above.
(3次元位置算出部)
3次元位置算出部2313は、2以上の前眼部カメラ300の位置と、特徴位置特定部2312により特定された2以上の撮影画像中の特徴位置とに基づいて、被検眼Eの特徴部位の3次元位置を算出する。この処理について図5Aおよび図5Bを参照しつつ説明する。
(3D position calculator)
The three-dimensional
図5Aは、被検眼Eと前眼部カメラ300Aおよび300Bとの間の位置関係を示す上面図である。図5Bは、被検眼Eと前眼部カメラ300Aおよび300Bとの間の位置関係を示す側面図である。2つの前眼部カメラ300Aおよび300Bの間の距離(基線長)を「B」で表す。2つの前眼部カメラ300Aおよび300Bの基線と、被検眼Eの特徴部位Pとの間の距離(撮影距離)を「H」で表す。各前眼部カメラ300Aおよび300Bと、その画面平面との間の距離(画面距離)を「f」で表す。
FIG. 5A is a top view showing the positional relationship between the eye E and the
このような配置状態において、前眼部カメラ300Aおよび300Bによる撮影画像の分解能は次式で表される。ここで、Δpは画素分解能を表す。
In such an arrangement state, the resolution of the image captured by the
xy方向の分解能(平面分解能):Δxy=H×Δp/f
z方向の分解能(奥行き分解能):Δz=H×H×Δp/(B×f)
Resolution in xy direction (planar resolution): Δxy = H × Δp / f
Resolution in the z direction (depth resolution): Δz = H × H × Δp / (B × f)
3次元位置算出部2313は、2つの前眼部カメラ300Aおよび300Bの位置(既知である)と、2つの撮影画像において特徴部位Pに相当する特徴位置とに対して、図5Aおよび図5Bに示す配置関係を考慮した公知の三角法を適用することにより、特徴部位Pの3次元位置、つまり被検眼Eの3次元位置を算出する。
The three-dimensional
3次元位置算出部2313により算出された被検眼Eの3次元位置は制御部210に送られる。制御部210は、この3次元位置の算出結果に基づいて、光学系の光軸を被検眼Eの軸に合わせるように、かつ、被検眼Eに対する光学系の距離が所定の作動距離になるように光学系駆動部2Aを制御する。
The three-dimensional position of the eye E calculated by the three-dimensional
また、前眼部カメラ300が前眼部Eaを異なる方向から並行して動画撮影する場合、たとえば次のような処理(1)および(2)を行うことにより、被検眼Eの動きに対する光学系のトラッキングを実行することが可能である。
(1)解析部231が、2以上の前眼部カメラ300による動画撮影において実質的に同時に得られた2以上のフレームを逐次に解析することで、被検眼Eの3次元位置を逐次に求める。
(2)制御部210が、解析部231により逐次に求められる被検眼Eの3次元位置に基づき光学系駆動部2Aを逐次に制御することにより、光学系の位置を被検眼Eの動きに追従させる。
Further, when the
(1) The
(2) The
解析部231は、3次元位置算出部2313により取得された被検眼Eの3次元位置に基づいて、被検眼Eと光学系との間の変位を求めることができる。この処理は、前眼部カメラ300の位置および光学系の位置が既知であることを利用して実行される。なお、光学系の位置は、あらかじめ決められた所定位置であり、たとえば、対物レンズ22の前面(被検眼Eの面)と、光学系の光軸とが交差する位置である。
The
被検眼Eと光学系との間の変位を求めるための処理の他の例を説明する。本例では、被検眼Eの前眼部にアライメント指標が投影される。さらに、アライメント指標が投影されている状態の前眼部を眼底カメラユニット2によって動画撮影する。この動画撮影により取得される各フレームには、一般に、一対のアライメント指標が映り込んでいる。解析部231は、一対のアライメント指標の描画位置に基づいて、目的の変位を算出する。
Another example of the process for obtaining the displacement between the eye E and the optical system will be described. In this example, an alignment index is projected on the anterior segment of the eye E. Further, the
この処理についてより具体的に説明する。光学系が被検眼Eに対して所定の検査可能位置に配置されると、一対のアライメント指標はフレームの所定位置(たとえばフレーム中心)に重なって描画される。検査可能位置とは、たとえば、被検眼Eの所定位置(角膜頂点、瞳孔中心など)のx座標およびy座標と、光学系の光軸のx座標およびy座標とが実質的に等しく、かつ、被検眼Eと光学系(たとえば対物レンズ22)との間の距離が所定の作動距離に実質的に等しくなるような、被検眼Eと光学系との位置関係を示す。また、2つのアライメント指標の間の描画位置のズレ(第1のズレ)は、z方向における作動距離からの変位を反映し、フレームの所定位置に対するアライメント指標の描画位置のズレ(第2のズレ)は、xy方向における被検眼Eの所定位置からの変位を反映する。解析部231は、この関係を利用することにより、第1のズレからz方向の変位を求め、第2のズレからxy方向の変位を求める。それにより、被検眼Eと光学系との間の3次元的な変位が得られる。なお、このような変位算出処理は、公知のオートアライメントにおいて実行される処理である。
This process will be described more specifically. When the optical system is disposed at a predetermined inspectable position with respect to the eye E, the pair of alignment indexes are drawn so as to overlap a predetermined position (for example, the frame center) of the frame. The inspectable position is, for example, that the x coordinate and y coordinate of a predetermined position of the eye E to be examined (corneal vertex, pupil center, etc.) are substantially equal to the x coordinate and y coordinate of the optical axis of the optical system, and The positional relationship between the eye E and the optical system is shown such that the distance between the eye E and the optical system (for example, the objective lens 22) is substantially equal to a predetermined working distance. Also, the drawing position shift (first shift) between the two alignment indexes reflects the displacement from the working distance in the z direction, and the alignment index drawing position shift (second shift) with respect to the predetermined position of the frame. ) Reflects the displacement of the eye E from the predetermined position in the xy direction. Using this relationship, the
(画像判定部)
画像判定部232は、2以上の前眼部カメラ300のうちの少なくとも1つにより得られた撮影画像を解析することで、前眼部Eaの画像が当該撮影画像中の所定領域に含まれているか否か判定する。
(Image judgment part)
The
この所定領域は、前眼部カメラ300による撮影範囲内においてあらかじめ設定され、たとえば当該撮影範囲の中心を含む領域として設定される。ここで、前眼部カメラ300による撮影条件(前眼部カメラ300の位置、撮影倍率等)に応じて当該所定領域の範囲を変化させることができる。また、後述の特徴点の設定に応じて当該所定領域の範囲を決定することができる。また、被検者の顔を支持する支持部440(顎受け、額当て等。図4Aおよび図4Bを参照。)の位置またはその近傍位置に相当するように当該所定領域を設定することができる。
This predetermined area is set in advance within the imaging range of the
画像判定部232が実行する処理の具体例を説明する。まず、画像判定部232は、前眼部Eaの所定の特徴点に相当する画像領域を撮影画像中から特定する。この特徴点としては、瞳孔中心、瞳孔輪郭、虹彩中心、虹彩輪郭、角膜頂点などがある。特徴点に相当する画像領域の特定処理は、たとえば特徴位置特定部2312が実行する処理と同様である。なお、特徴点と特徴部位とが同一の場合には、特徴位置特定部2312による特定結果を画像判定部232が行う処理に利用することができる。
A specific example of processing executed by the
次に、画像判定部232は、特定された特徴点が撮影画像(のフレーム)中の所定領域に含まれているか否か判定する。この処理は、所定領域に相当する座標と特徴点の座標とを比較することによって行われる。
Next, the
画像判定部232は、この判定結果を制御部210に送る。制御部210は、前眼部Eaの画像が所定領域に含まれていないと判定された場合に、光学系駆動部2A(撮影移動部)を制御して前眼部カメラ300を支持部440(つまり被検者の顔)から離れる方向および/または支持部440の外側方向に移動させる。支持部440から離れる方向とは、図1等に示す座標系における−z方向である。また、支持部440の外側方向とは、前眼部カメラ300が光学系の光軸から離れる方向である。光学系から離れる方向については、水平方向(±x方向)および/または垂直方向(±y方向)において定義することが可能である。つまり、xy平面内の任意の方向において、光学系から離れる方向を定義することが可能である。
The
また、前眼部カメラ300の移動方向および/または移動距離については、たとえば、移動前における前眼部カメラ300と支持部440との位置関係に基づいて設定することができる。また、画像判定部232による判定処理と、前眼部カメラ300の移動処理とを交互に行うことにより、前眼部カメラ300を好適な位置に追い込んでいくように制御を行うことも可能である。また、特徴点に相当する画像領域と所定領域との間の距離(ピクセル数)に応じて前眼部カメラ300の移動方向および/または移動距離を決定するように構成してもよい。また、特徴点に相当する画像領域と所定領域内の所定位置(たとえば中心位置)との間の距離に応じて前眼部カメラ300の移動方向および/または移動距離を決定するように構成することも可能である。
Further, the moving direction and / or moving distance of the
画像判定部232による判定結果に基づく他の動作例を説明する。制御部210は、前眼部Eaの画像が所定領域に含まれていないと判定された場合に、所定の警告情報を出力部に出力させる。この出力部としては、表示部241、図示しない音声出力部などがある。表示部241を出力部として用いる場合、制御部210は、所定の文字列情報、画像情報、ポップアップウインドウ等からなる警告メッセージを表示部241に表示させる。音声出力部を出力部として用いる場合、制御部210は、所定の音声情報、警告音等を音声出力部に出力させる。
Another operation example based on the determination result by the
このような警告情報によりユーザは前眼部Eaの画像が所定領域に含まれていないことを認識する。そして、ユーザは、操作部242を用いて前眼部カメラ300を3次元的に移動させる。なお、制御部210が、前眼部カメラ300の移動方向および/または移動距離を表す情報(移動情報)を警告情報とともに出力させるようにしてもよい。この移動情報は、たとえば、画像判定部232により得られる特徴点に相当する画像領域と所定領域との間の位置関係に基づいて生成される。ユーザによる手動での移動が完了したら、画像判定部232による判定処理を再度行うように構成してもよい。
With such warning information, the user recognizes that the image of the anterior segment Ea is not included in the predetermined area. Then, the user moves the
(画像特定部)
画像特定部233は、たとえば、前眼部カメラ300が時系列画像を取得する場合に動作する。時系列画像とは、時系列(時間軸)に並ぶ複数の静止画像(フレーム)を意味する。時系列画像は動画像を含む。ここで、動画像とは、時間軸に同期して(つまり一定の時間間隔で)取得された一連の静止画像であり、被写体の動きを表す。なお、時系列画像は、動画像には限定されず、たとえばフレーム間の時間間隔は一定である必要はない。
(Image identification part)
For example, the
画像特定部233は、時系列画像として順次に取得される静止画像を既定の参照画像(第1の画像)と比較することにより、この参照画像と実質的に同一の静止画像(第2の画像)を特定する。この比較処理は、2つの画像の同一性(類似度)を判定するための任意の画像処理を含む。この画像処理は、たとえば、画像相関、特徴点抽出、画像差分、アフィン変換などのいずれかを含んでいてよい。
The
なお、この比較処理において、第1の画像および第2の画像は、2つの前眼部カメラ300Aおよび300Bのそれぞれにより得られる画像であってよい。その場合、画像特定部233は、前眼部カメラ300Aにより取得された第1の画像と第2の画像とを比較し、および/または、前眼部カメラ300Bにより取得された第1の画像と第2の画像とを比較する。或いは、第1の画像および第2の画像は、2つの前眼部カメラ300Aおよび300Bにより実質的に同時に取得された2つの画像の合成画像(たとえば立体画像)であってよい。その場合、画像特定部233は、合成画像としての第1の画像と、合成画像としての第2の画像とを比較する。
In this comparison process, the first image and the second image may be images obtained by the two
「実質的に同一」とは、2つの画像の相違を既定の程度まで許容することを意図している。たとえば、画像特定部233は、画像相関値の許容範囲をあらかじめ記憶しており、上記比較処理中の画像相関により得られた相関値がこの許容範囲に含まれるか判定する。許容範囲に含まれていると判定された場合、比較された2つの画像は実質的に同一と判定される。実質的に同一と判定された静止画像は上記第2の画像に相当する。なお、許容範囲は、たとえば、眼内距離を取得するという目的を考慮して経験的におよび/または理論的に設定される(以下同様)。
“Substantially the same” is intended to allow a difference between two images to a predetermined extent. For example, the
他の例を説明する。画像特定部233は、2以上の特徴点の配置関係(距離、相対位置など)の相違の許容範囲をあらかじめ記憶している。特徴点は、眼の任意の部位(たとえば瞳孔中心、瞳孔周縁など)に相当する画像中の位置である。さらに、画像特定部233は、特徴点抽出を実行することにより、第1の画像(参照画像)中の2以上の特徴点の配置関係と、時系列画像に含まれる静止画像中の2以上の特徴点の配置関係とをそれぞれ取得する。そして、画像特定部233は、これら2つの配置関係の相違を示す指標(差、比など)を算出し、この指標が上記許容範囲に含まれるか判定する。許容範囲に含まれていると判定された場合、比較された2つの画像は実質的に同一と判定される。実質的に同一と判定された静止画像は上記第2の画像に相当する。
Another example will be described. The
さらに他の例を説明する。画像特定部233は、差分画像に表れる画素に関する情報(たとえば画素数、画素値など)の許容範囲をあらかじめ記憶している。画像特定部233は、第1の画像(参照画像)と、時系列画像に含まれる静止画像との差分画像を生成する。このとき、2以上の特徴点が一致されるように2つの画像の位置合わせ(アフィン変換等)を実行することができる。さらに、画像特定部233は、生成された差分画像に表れる画素に関する情報を取得し、取得された情報が上記許容範囲に含まれるか判定する。許容範囲に含まれていると判定された場合、比較された2つの画像は実質的に同一と判定される。実質的に同一と判定された静止画像は上記第2の画像に相当する。
Still another example will be described. The
(距離演算部)
距離演算部234は、参照画像の取得とともに行われた第1のOCT計測において得られた情報と、この参照画像と実質的に同一の画像(上記第2の画像)の取得とともに行われた第2のOCT計測において得られた情報とに基づいて、第1のOCT計測におけるスキャン範囲に含まれる第1の部位と、第2のOCT計測におけるスキャン範囲に含まれる第2の部位との間の距離を求める。
(Distance calculation section)
The
ここで、OCT計測において得られた情報は、測定光路または参照光路の光路長を含み、特に、この実施形態においては、測定光路長に関する情報(たとえば、光路長変更部41の位置、光路長変更部41の移動に関する制御内容など)を含む。なお、参照光路長を変更可能な構成が適用される場合、参照光路長に関する情報(たとえば、参照ミラーの位置、参照ミラーの移動に関する制御内容など)が含まれる。
Here, the information obtained in the OCT measurement includes the optical path length of the measurement optical path or the reference optical path. In particular, in this embodiment, information on the measurement optical path length (for example, the position of the optical path
OCT計測により得られた情報(たとえば、検出信号、OCT画像、検出信号またはOCT画像を処理して得られた情報など)における第1の部位および第2の部位の位置に応じて、距離演算部234が実行する処理の内容を変更することが可能である。 According to the position of the first part and the second part in information obtained by OCT measurement (for example, information obtained by processing a detection signal, OCT image, detection signal, or OCT image), a distance calculation unit It is possible to change the contents of the processing executed by H.234.
たとえば、コヒーレンスゲートに対する第1の部位の変位(第1の変位)と、コヒーレンスゲートに対する第2の部位の変位(第2の変位)とに基づいて、処理の内容を変更することができる。これら変位は、たとえば、前述したオートZの成否の判定に用いられる変位であってよい。 For example, the content of the process can be changed based on the displacement of the first part relative to the coherence gate (first displacement) and the displacement of the second part relative to the coherence gate (second displacement). These displacements may be, for example, displacements used for determining whether the above-described auto Z is successful.
第1の変位および第2の変位のそれぞれが既定の閾値以内である場合(たとえばオートZに成功した場合)、つまり、第1の部位および第2の部位のそれぞれがコヒーレンスゲートに相当する場合、距離演算部234は、第1のOCT計測における測定光路長(第1の光路長)と、第2のOCT計測における測定光路長(第2の光路長)との間の差を算出する。算出された差の値は、第1の部位と第2の部位との間の距離に相当する。
When each of the first displacement and the second displacement is within a predetermined threshold (for example, when auto Z is successful), that is, when each of the first portion and the second portion corresponds to a coherence gate, The
一方、第1の変位および第2の変位の一方または双方が既定の閾値を超える場合(たとえばオートZに失敗した場合)、つまり、第1の部位および第2の部位の少なくとも一方がコヒーレンスゲートから離れた位置に相当する場合、距離演算部234は、上記した第1の光路長および第2の光路長に加え、コヒーレンスゲートに対する第1の部位および/または第2の部位の変位も参照して、これら部位の間の距離を算出する。その具体例として、距離演算部234は、次の3段階の処理を実行することができる:第1の光路長と第2の光路長との間の差を算出する第1の処理;第1の部位および/または第2の部位とコヒーレンスゲートとの間の変位を算出する第2の処理;第1の処理で得られた差と第2の処理で得られた変位とに基づいて第1の部位と第2の部位との間の距離を算出する第3の処理。
On the other hand, when one or both of the first displacement and the second displacement exceed a predetermined threshold (for example, when auto Z fails), that is, at least one of the first portion and the second portion is from the coherence gate. In the case where the distance is equivalent to the distant position, the
第2の処理では、変位量と変位方向とが求められる。変位量は、たとえば、Aスキャンのプロファイルにおいてコヒーレンスゲートに対応する信号位置および対象部位に対応する信号位置に基づいて算出される。或いは、OCT画像においてコヒーレンスゲートに対応する画像位置および対象部位に対応する画像位置に基づいて、変位量を算出することができる。また、変位方向は、第1の部位と第2の部位との位置関係(既知)と、Aスキャンのプロファイルにおいてコヒーレンスゲートに対応する信号位置および対象部位に対応する信号位置に基づいて得られる。或いは、第1の部位と第2の部位との位置関係(既知)と、OCT画像においてコヒーレンスゲートに対応する画像位置および対象部位に対応する画像位置とに基づいて、変位方向を求めることができる。 In the second process, the displacement amount and the displacement direction are obtained. The displacement amount is calculated based on, for example, the signal position corresponding to the coherence gate and the signal position corresponding to the target site in the A-scan profile. Alternatively, the displacement amount can be calculated based on the image position corresponding to the coherence gate and the image position corresponding to the target site in the OCT image. The displacement direction is obtained based on the positional relationship (known) between the first part and the second part, the signal position corresponding to the coherence gate in the A-scan profile, and the signal position corresponding to the target part. Alternatively, the displacement direction can be obtained based on the positional relationship (known) between the first part and the second part and the image position corresponding to the coherence gate and the image position corresponding to the target part in the OCT image. .
第3の処理では、変位方向に応じて、第1の処理で得られた差の値に対して変位量が加算または減算される。具体的には、コヒーレンスゲートに対する第1の部位(または第2の部位)の変位方向が第2の部位側(または第1の部位側)である場合、差の値から変位量が減算される。たとえば、コヒーレンスゲートに対する角膜頂点(または網膜中心)の変位方向が網膜側(または角膜側)である場合、差の値から変位量が減算される。 In the third process, the displacement amount is added to or subtracted from the difference value obtained in the first process according to the displacement direction. Specifically, when the displacement direction of the first part (or the second part) with respect to the coherence gate is the second part side (or the first part side), the displacement amount is subtracted from the difference value. . For example, when the displacement direction of the corneal apex (or retinal center) relative to the coherence gate is the retinal side (or corneal side), the displacement amount is subtracted from the difference value.
逆に、コヒーレンスゲートに対する第1の部位(または第2の部位)の変位方向が第2の部位の反対側(または第1の部位の反対側)である場合、差の値に変位量が加算される。たとえば、コヒーレンスゲートに対する角膜頂点(または網膜中心)の変位方向が網膜の反対側(または角膜の反対側)である場合、差の値に変位量が加算される。 Conversely, when the displacement direction of the first part (or the second part) relative to the coherence gate is the opposite side of the second part (or the opposite side of the first part), the displacement amount is added to the difference value. Is done. For example, when the displacement direction of the corneal apex (or the retina center) with respect to the coherence gate is the opposite side of the retina (or the opposite side of the cornea), the displacement amount is added to the difference value.
なお、この実施形態では、前眼部カメラ300によって実質的に同じ画像が得られるタイミングで第1のOCT計測と第2のOCT計測とが実行される。つまり、眼科装置1に対する被検眼Eの相対位置が実質的に同じである状態で、第1のOCT計測と第2のOCT計測とが実行される。よって、上記の距離演算では、この相対位置のズレが用いられていない。しかしながら、この相対位置のズレを考慮に加えることにより、距離演算の確度を向上させることができる。そのために、たとえば、画像特定部233と同様の画像比較を実行することにより、参照画像(第1の画像)と第2の画像との間の変位を求める。なお、これら画像は、それぞれ、2つの前眼部カメラ300Aおよび300Bにより取得された画像であるから、前述したように、各撮影タイミングにおける被検眼Eの3次元位置を求めることができる(解析部231、特に3次元位置算出部2313を参照)。したがって、これら画像から得られる相対位置のズレは、3次元(x方向、y方向、z方向)の変位を表す。z方向の変位は、第2の処理で得られた変位方向および変位量を用いた処理と同様に、第3の処理で得られた距離の値に加算または減算される。また、x方向の変位およびy方向の変位は、三角法を用いることによって、第3の処理で得られた距離の値に加味される。
In this embodiment, the first OCT measurement and the second OCT measurement are performed at a timing at which substantially the same image is obtained by the
以上のように機能するデータ処理部230は、たとえば、前述の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
(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。たとえば眼底カメラユニット2が従来の眼底カメラと同様の筺体を有する場合、操作部242は、この筺体に設けられたジョイスティックや操作パネル等を含んでいてもよい。また、表示部241は、眼底カメラユニット2の筺体に設けられたタッチパネルなどの各種表示デバイスを含んでいてもよい。
(User interface)
The
なお、表示部241と操作部242は、それぞれ個別のデバイスとして構成される必要はない。たとえばタッチパネルのように、表示機能と操作機能とが一体化されたデバイスを用いることも可能である。その場合、操作部242は、このタッチパネルとコンピュータプログラムとを含んで構成される。操作部242に対する操作内容は、電気信号として制御部210に入力される。また、表示部241に表示されたグラフィカルユーザインターフェイス(GUI)と、操作部242とを用いて、操作や情報入力を行うようにしてもよい。
The
[動作]
この実施形態に係る眼科装置1の動作について説明する。眼科装置1の動作の例を図6〜図8に示す。図6に示す動作は、この実施形態の基本動作の一例を示す。図7A〜図7Dに示す動作は、前述のオートZが適用される場合における動作の一例を示す。図8に示す動作は、前述の参照画像を用いたオートアライメントが適用される場合における動作の一例を示す。なお、この実施形態に係る動作はこれらに限定されない。たとえば、図6〜図8に示す3つの動作例のうちの2つ以上を組み合わせることが可能である。
[Operation]
The operation of the ophthalmologic apparatus 1 according to this embodiment will be described. Examples of operations of the ophthalmologic apparatus 1 are shown in FIGS. The operation shown in FIG. 6 shows an example of the basic operation of this embodiment. The operation shown in FIGS. 7A to 7D shows an example of the operation when the above-described auto Z is applied. The operation shown in FIG. 8 shows an example of the operation when the above-described auto alignment using the reference image is applied. In addition, the operation | movement which concerns on this embodiment is not limited to these. For example, two or more of the three operation examples shown in FIGS. 6 to 8 can be combined.
以下の動作例において、患者登録や検査条件の設定は既に行われたものとする。患者登録は、たとえば、ユーザインターフェイス240を用いて当該被検者の患者IDを入力することにより行われる。
In the following operation example, it is assumed that patient registration and setting of examination conditions have already been performed. Patient registration is performed by inputting the patient ID of the subject using the
検査条件は、OCT計測および/またはその後の処理において適用される各種条件(たとえばスキャンパターン、解析処理の種別など)を含んでいてよい。このような条件は、デフォルトの条件でもよいし、手動または自動で選択された条件でもよい。 The inspection conditions may include various conditions (for example, scan patterns, types of analysis processes, etc.) applied in OCT measurement and / or subsequent processing. Such a condition may be a default condition or a condition selected manually or automatically.
また、検査条件は、計測目的である眼内距離の種別を含んでよい。眼内距離の種別は、たとえば、眼内距離の名称(例:眼軸長、水晶体−網膜間距離)、眼内距離に相当する線分の端部の名称(例:角膜(角膜頂点)、眼底(眼底中心)、水晶体後嚢(水晶体後嚢中心))など、眼内距離を定義するために必要な任意の情報によって特定される。眼内距離の設定は、このような情報を入力する処理を含んでよい。 Further, the inspection condition may include a type of intraocular distance that is a measurement purpose. Types of intraocular distance include, for example, names of intraocular distances (eg, axial length, lens-retinal distance), names of end portions of line segments corresponding to intraocular distances (eg, cornea (corneal apex)), Specified by any information necessary to define the intraocular distance, such as the fundus (fundus center), the posterior capsule (the posterior capsule center)). The setting of the intraocular distance may include a process of inputting such information.
眼内距離の種別を設定する処理のいくつかの例を説明する。第1の例を説明する。制御部210は、眼の画像(眼画像)を表示部241に表示させる。眼画像は、たとえば、OCT画像、前眼部像、眼底像、SLO画像および(前眼部、眼底等の)模式図のうちのいずれかを含んでよい。また、眼画像は、被検眼Eを描画した画像でもよいし、他の眼を描画した画像でもよい。また、眼画像が被検眼Eの画像である場合、この眼画像は、過去(過去の検査、今回の検査など)に取得された画像でもよいし、リアルタイムで取得されている画像(観察画像、リアルタイムOCT画像など)でもよい。ユーザは、表示されている眼画像中の所望の位置をユーザインターフェイス240を用いて指定する。この指定操作は、1以上の眼画像のそれぞれに対して行われる。たとえば、眼内距離の種別として眼軸長を設定したい場合、ユーザは、前眼部のOCT画像中の角膜頂点位置をクリック操作やタッチ操作によって指定し、かつ、眼底のOCT画像中の眼底中心位置を指定する。制御部210は、指定された画像位置を示す情報(画素の座標値、部位名など)を記憶部212に保存する。以降の処理において、このようにして指定された画像位置により特定される眼内距離が計測される。また、指定された画像位置を、前述のオートZなどの任意の処理に用いることが可能である。
Several examples of processing for setting the type of intraocular distance will be described. A first example will be described. The
眼内距離の種別を設定する処理の第2の例を説明する。制御部210は、眼の部位の名称や、眼内距離の名称など、眼内距離の複数の種別を示す複数の情報を選択肢として含むリスト情報を表示部241に表示させる。このリスト情報の例として、プルダウンメニュー、チェックボックスが付帯されたリストなどがある。ユーザは、ユーザインターフェイス240を用いて所望の選択肢を指定する。制御部210は、この選択肢の指定結果を示す情報を記憶部212に保存する。以降の処理において、指定された選択肢に基づいて眼内距離が計測される。たとえば、データ処理部230は、OCT画像を解析することにより、指定された選択肢に対応する部位の画像領域を特定する。たとえば、眼内距離の種別として眼軸長を設定したい場合、ユーザは、選択肢「眼軸長」、または選択肢「角膜(角膜頂点)」および「眼底(眼底中心)」を指定する。データ処理部230は、この指定結果に基づき、前眼部のOCT画像を解析することにより角膜頂点に相当する画像領域を特定する処理を実行し、かつ、眼底のOCT画像を解析することにより眼底中心に相当する画像領域を特定する処理を実行する。
A second example of processing for setting the type of intraocular distance will be described. The
眼内距離の種別を設定する処理の第3の例を説明する。制御部210は、眼の部位の名称や、眼内距離の名称など、眼内距離の種別を示す情報を取得する。この処理は、たとえば、当該被検者の電子カルテに記録されている傷病名、クリニカルパスにおける検査のフェーズ、検診における検査のフェーズなどを参照して行われる。このような情報は、たとえば、院内サーバからネットワーク経由で眼科装置1に入力される。制御部210は、取得された情報を記憶部212に保存する。以降の処理において、この保存された情報に基づいて眼内距離が計測される。その処理は、たとえば第2の例と同様である。
A third example of processing for setting the type of intraocular distance will be described. The
以上のような準備が、図6〜図8に示す各動作の前に実行される。なお、準備段階において実行される処理は上記のものに限定されず、たとえば一般的に実施されている任意の予備的処理を含んでいてよい。 The above preparation is performed before each operation shown in FIGS. In addition, the process performed in a preparation stage is not limited to the above-mentioned thing, For example, you may include the arbitrary preliminary processes currently implemented.
(動作例1)
図6に示すフローチャートを参照する。本例は、眼内距離を求めるための基本動作の一例を示すものである。
(Operation example 1)
Refer to the flowchart shown in FIG. This example shows an example of the basic operation for obtaining the intraocular distance.
(S1:前眼部撮影の開始)
上記の準備の後に所定の指示が入力されると、制御部210は、前眼部カメラ300Aおよび300Bによる前眼部Eaの撮影を開始させる。この撮影は、前眼部Eaを撮影対象とする動画撮影である。各前眼部カメラ300Aおよび300Bは所定のフレームレートで動画撮影を行う。
(S1: Start of anterior segment imaging)
When a predetermined instruction is input after the above preparation, the
ここで、前眼部カメラ300Aおよび300Bによる撮影タイミングが制御部210によって同期されていてもよい。各前眼部カメラ300Aおよび300Bは、取得されたフレームをリアルタイムで順次に制御部210に送る。制御部210は、双方の前眼部カメラ300Aおよび300Bにより得られたフレームを、撮影タイミングに応じて対応付ける。つまり、制御部210は、双方の前眼部カメラ300Aおよび300Bにより実質的に同時に取得されたフレーム同士を対応付ける。この対応付けは、たとえば、上記の同期制御に基づいて、または、前眼部カメラ300Aおよび300Bからのフレームの入力タイミングに基づいて実行される。制御部210は、対応付けられた一対のフレームを解析部231に送る。
Here, the imaging timings of the
なお、撮影開始のトリガとなる上記指示は、たとえば、ユーザがユーザインターフェイス240を操作することにより入力される。或いは、上記準備の完了が上記指示であってもよい。
In addition, the said instruction | indication used as a trigger of imaging | photography start is input when a user operates the
(S2:アライメント)
前眼部撮影の開始を受けて、またはユーザからの指示を受けて、眼科装置1は、被検眼Eに対する光学系のアライメントを開始する。このアライメントは、前眼部EaのOCT計測を行うための位置(被検眼Eに対する所定の相対位置)に光学系を配置させるために実行される。このアライメントは、前眼部カメラ300Aおよび300Bによりリアルタイムで取得される前眼部像に基づき実行される。
(S2: Alignment)
The ophthalmologic apparatus 1 starts alignment of the optical system with respect to the eye E in response to the start of anterior ocular segment imaging or an instruction from the user. This alignment is executed in order to place the optical system at a position (predetermined relative position with respect to the eye E) for performing OCT measurement of the anterior segment Ea. This alignment is executed based on the anterior segment image acquired in real time by the
前眼部カメラ300Aおよび300Bにより取得される前眼部像(フレーム)に基づくアライメントは、たとえば次のようにして実行される。まず、画像補正部2311は、制御部210から送られた各フレームの歪みを収差情報212aに基づいて補正する。歪みが補正された一対のフレームは、特徴位置特定部2312に送られる。特徴位置特定部2312は、画像補正部2311から送られた各フレームを解析することで、前眼部Eaの瞳孔中心に相当する当該フレーム内の特徴位置を特定するための処理を実行する。
The alignment based on the anterior segment images (frames) acquired by the
特徴位置の特定に失敗した場合、制御部210は、特徴位置特定部2312からの情報を受けたことに対応し、前述の撮影移動部を制御して、前眼部カメラ300Aおよび300Bを支持部440から離れる方向および/または支持部440の外側方向に移動させる。支持部440から離れる方向に前眼部カメラ300Aおよび300Bを移動させる場合、前眼部カメラ300Aおよび300Bと被検者(被検眼E)との間の距離が大きくなるので、被検者の顔面のより広い範囲を撮影することが可能となり、前眼部カメラ300Aおよび300Bによる好適な撮影可能範囲に被検眼Eが配置される可能性が高まる。一方、支持部440の外側方向に前眼部カメラ300Aおよび300Bを移動させる場合、被検者の耳側の方向に前眼部カメラ300Aおよび300Bが移動するので、好適な撮影可能範囲に被検眼Eが配置される可能性が高まる。また、これら2方向への移動を組み合わせることにより、好適な撮影可能範囲に被検眼Eが配置される可能性がさらに高まる。
If the identification of the feature position fails, the
前眼部カメラ300Aおよび300Bの移動の完了後には、前眼部カメラ300Aおよび300Bによる動画撮影、瞳孔中心の特定、特定成功の判定が再度実行される。なお、このルーチンが所定回数繰り返された場合、アライメント指標を用いるオートアライメント、または手動でのアライメントに移行するように制御を行うことができる。
After the movement of the
特徴位置の特定に成功した場合、画像判定部232は、前眼部Eaに相当する画像がフレームの所定領域内に位置しているか判定する。この動作例では、特徴位置特定部2312により特定された特徴位置を用いて当該判定処理を実行する。前眼部Eaの画像がフレームの所定領域内に位置していないと判定された場合、前眼部カメラ300Aおよび300Bの移動が再度実行される。一方、前眼部Eaの画像がフレームの所定領域内に位置していると判定された場合、3次元位置算出部2313は、前眼部カメラ300Aおよび300Bの位置と、特徴位置特定部2312により一対のフレームについて特定された特徴位置とに基づいて、被検眼Eの瞳孔中心の3次元位置を算出する。そして、制御部210は、算出された3次元位置に基づいて、光学系の光軸を被検眼Eの軸に合わせるように、かつ、被検眼Eに対する光学系の距離が所定の作動距離になるように光学系駆動部2Aを制御する。以上のようにしてアライメントが実行される。
When the feature position is successfully identified, the
なお、前眼部カメラ300Aおよび300Bにより取得される前眼部像を参照する代わりに、または当該前眼部像を参照することに加えて、前述したアライメント指標を用いてアライメントを行うことも可能である。また、前眼部Eaの観察画像を参照しつつ手動でアライメントを行ってもよい。
In addition, instead of referring to the anterior segment image acquired by the
(S3:角膜のOCT計測)
アライメントの完了後、眼科装置1は、被検眼Eの角膜(前眼部Ea)のOCT計測を実行する。このOCT計測は、上記の準備において設定された検査条件に基づいて実行される。なお、この段階においても、ステップS1で開始された前眼部撮影は継続的に行われている。
(S3: OCT measurement of cornea)
After completion of the alignment, the ophthalmologic apparatus 1 performs OCT measurement of the cornea (anterior eye portion Ea) of the eye E to be examined. This OCT measurement is executed based on the inspection conditions set in the above preparation. Even at this stage, the anterior ocular segment imaging started in step S1 is continuously performed.
(S4:OCTデータおよび前眼部像の記憶)
制御部210は、ステップS3にて得られたOCTデータと、そのOCT計測時に得られた前眼部像とを記憶部212に記憶させる。
(S4: Storage of OCT data and anterior segment image)
The
OCTデータは、少なくとも、角膜のOCT計測において適用された、光学系の光路長を示す情報(第1の光路長情報)を含む。本例では測定光路長が可変な構成であるから、第1の光路長情報は、測定光路長を示す情報を含む。 The OCT data includes at least information indicating the optical path length of the optical system (first optical path length information) applied in OCT measurement of the cornea. In this example, since the measurement optical path length is variable, the first optical path length information includes information indicating the measurement optical path length.
OCTデータは、角膜のOCT計測において適用された条件のうち任意のものを含んでいてよい(例:スキャンパターン)。また、OCTデータは、角膜のOCT計測により取得されたデータ(たとえば、Aスキャンのプロファイル、断面像の画像データなど)を含んでいてよい。また、OCTデータは、角膜のOCT計測により取得されたデータを処理して得られたデータ(たとえば、解析処理により得られたデータ、表示用の加工が施されたデータなど)を含んでいてよい。 The OCT data may include any of conditions applied in corneal OCT measurement (eg, scan pattern). The OCT data may include data (for example, A-scan profile, cross-sectional image data, etc.) acquired by OCT measurement of the cornea. The OCT data may include data obtained by processing data obtained by corneal OCT measurement (for example, data obtained by analysis processing, data subjected to display processing, etc.). .
記憶される前眼部像は、角膜のOCT計測が行われる直前、行っている間、行われた直後のうち、少なくともいずれかのタイミングにおいて取得された画像である。ここで、角膜のOCT計測のタイミングと、前眼部像の取得タイミングとの誤差は、たとえば、眼球運動が介在しないと一般的に認識されている範囲であれば許容される。 The stored anterior ocular segment image is an image acquired at least at one of the timing immediately before, during, and immediately after the corneal OCT measurement. Here, an error between the OCT measurement timing of the cornea and the acquisition timing of the anterior ocular segment image is permissible as long as it is generally recognized that no eye movement is involved.
また、記憶される前眼部像は、前眼部カメラ300Aおよび300Bにより実質的に同時に取得された一対のフレームを含んでいてもよいし、前眼部カメラ300Aおよび300Bの一方により取得されたフレームのみを含んでいてもよい。
The stored anterior segment image may include a pair of frames acquired substantially simultaneously by the
(S5:光路長の変更)
続いて、制御部210は、OCT計測の対象を角膜から眼底に変更するために、光学系の光路長を変更する。本例では、光路長変更部41を制御することによって測定光路長が変更される。光路長の変更量はデフォルト値であってよい。或いは、被検眼Eの画像(たとえば、前眼部カメラ300Aおよび300Bによる撮影画像、光学系による観察画像など)を参照して光路長を変更することもできる。
(S5: Change of optical path length)
Subsequently, the
(S6:角膜計測時と実質同一の前眼部像が得られたか?)
この段階においても、ステップS1で開始された前眼部撮影は継続的に行われている。制御部210は、前眼部カメラ300Aおよび/または300Bから入力されるフレームを画像特定部233に逐次に送る。また、制御部210は、ステップS4で記憶部212に記憶された前眼部像を画像特定部233に送る。この前眼部像は、画像特定部233による比較処理における参照画像(第1の画像)として用いられる。なお、前述したように、この参照画像は、前眼部カメラ300Aおよび300Bの一方または双方により取得されたフレームである。
(S6: Was an anterior ocular segment image substantially the same as that obtained during cornea measurement?)
Even at this stage, the anterior segment imaging started in step S1 is continuously performed. The
画像特定部233は、制御部210から逐次に入力されるフレームを参照画像と比較する。この比較処理は、参照画像と実質的に同一のフレーム(第2の画像)が特定されるまで、逐次に入力されるフレームについて繰り返し実行される(S6:NO)。第2の画像が特定されたことに対応し、画像特定部233は、制御部210に信号を送信する(S6:YES)。
The
なお、比較処理を既定の時間だけ実行しても第2の画像が特定されない場合、または、比較処理を既定の回数だけ実行しても第2の画像が特定されない場合、眼科装置1は報知を行うことができる。この報知処理は、たとえば、第2の画像が特定されない旨のメッセージを制御部210が表示部241に表示させることにより、または、制御部210が音声出力部(図示省略)に警告音声を出力させることにより行われる。このような報知を認識したユーザは、たとえば、光学系の位置を手動で調整することができる。
If the second image is not specified even if the comparison process is executed for a predetermined time, or if the second image is not specified even if the comparison process is executed a predetermined number of times, the ophthalmologic apparatus 1 notifies the user. It can be carried out. In this notification process, for example, the
(S7:眼底のOCT計測)
前述したように、画像特定部233は、参照画像と実質的に同一のフレーム(第2の画像)が特定されたことに対応し、制御部210に信号を送信する。この信号を受けた制御部210は、眼底EfのOCT計測を眼科装置1に実行させる。このOCT計測は、上記の準備において設定された検査条件に基づいて実行される。なお、この段階において、ステップS1で開始された前眼部撮影が継続的に行われていてもよいし、既に終了されていてもよい。
(S7: OCT measurement of the fundus)
As described above, the
制御部210は、眼底EfのOCT計測にて得られたOCTデータを記憶部212に記憶させる。OCTデータは、少なくとも、眼底EfのOCT計測において適用された、光学系の光路長を示す情報(第2の光路長情報)を含む。また、このOCTデータは、前述したような他のデータを含んでいてもよい。また、制御部210は、眼底EfのOCT計測時に得られた前眼部像を、OCTデータとともに記憶させてもよい。この前眼部像は、たとえば、ステップS6において特定された第2の画像である。
The
(S8:眼内距離の算出)
制御部210は、ステップS4において得られた第1の光路長情報と、ステップS7において得られた第2の光路長情報とを記憶部212から読み出し、これらを距離演算部234に送る。距離演算部234は、第1の光路長情報および第2の光路長情報に基づいて、角膜のOCT計測におけるスキャン範囲に含まれる第1の部位と、眼底EfのOCT計測におけるスキャン範囲に含まれる第2の部位との間の距離(眼内距離)を求める。
(S8: Calculation of intraocular distance)
The
本例において距離演算部234が実行する処理を説明する。第1の部位は角膜頂点であり、第2の部位は眼底中心であり、眼内距離は眼軸長であるとする。本例では、角膜のOCT計測とともに取得された前眼部像と実質的に同一の前眼部像が得られたタイミングで眼底EfのOCT計測が実行される。また、角膜頂点(第1の部位)がコヒーレンスゲートに実質的に一致している状態で角膜のOCT計測が行われ、かつ、眼底中心(第2の部位)がコヒーレンスゲートに実質的に一致している状態で眼底EfのOCT計測が行われたとする(そうでない場合については後述の動作例2で説明する)。
The processing executed by the
これら仮定の下、距離演算部234は、第1の光路長情報が示す第1の測定光路長L1と、第2の光路長情報が示す第2の測定光路長L2との差(の絶対値)|L1−L2|を算出する。この演算処理は、たとえば、2つの測定光路長のうち大きい方から小さい方を減算する処理、または、2つの測定光路長の差を算出した後にその絶対値を求める処理を含む。このようにして求められた差の値が、目的の眼内距離(眼軸長)となる。
Under these assumptions, the
なお、本例においては、光路長変更部41のコーナーキューブを移動することによって測定光路長が変更される。したがって、第1および第2の光路長情報が示す情報は、このコーナーキューブの位置情報であってよい。この位置情報は、たとえば、制御部210による制御内容(たとえば制御パルスのパルス数など)に基づき取得されるか、或いは、位置センサにより検出される。距離演算部234は、第1の光路長情報が示すコーナーキューブの位置P1と第2の光路長情報が示す位置P2との間の差の2倍の値を、眼内の屈折率nで除算した値「2×|P1−P2|÷n」を、眼内距離(眼軸長)として算出する。なお、屈折率nの値は既知であり、標準的な値(たとえばGullstrand模型眼の値)または被検眼Eの実測値である。
In this example, the measurement optical path length is changed by moving the corner cube of the optical path
(動作例2)
図7Aおよび図7Bに示すフローチャートを参照する。また、図7Cおよび図7Dも参照する。本例は、オートZが適用される場合の動作の一例を示す。
(Operation example 2)
Refer to the flowcharts shown in FIGS. 7A and 7B. Reference is also made to FIGS. 7C and 7D. This example shows an example of the operation when auto-Z is applied.
(S11:前眼部撮影の開始)
まず、図7Aを参照する。このステップは、たとえば、動作例1のステップS1と同様にして実行される。
(S11: Start of anterior segment imaging)
First, refer to FIG. 7A. This step is executed, for example, in the same manner as Step S1 of Operation Example 1.
(S12:アライメント)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS2と同様にして実行される。
(S12: Alignment)
This step is executed, for example, in the same manner as step S2 of the operation example 1.
(S13:角膜頂点を対象とするオートZ)
ステップS12のアライメントの完了後、制御部210は、角膜頂点をコヒーレンスゲートに一致させるためのオートZを実行させる。オートZは前述の要領で実行される。制御部210は、オートZの成功または失敗を示す情報を記憶部212に記憶させる。
(S13: Auto Z targeting the corneal apex)
After completing the alignment in step S12, the
オートZに失敗した場合、たとえば、マニュアル操作によって、OCT画像のフレーム内における画像の位置調整を行うことができる。なお、本例において、角膜頂点に相当する画像がフレームに含まれていればよい。 When auto Z fails, the position of the image within the frame of the OCT image can be adjusted by, for example, manual operation. In the present example, an image corresponding to the corneal apex may be included in the frame.
(S14:角膜のOCT計測)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS3と同様にして実行される。
(S14: OCT measurement of cornea)
This step is executed, for example, in the same manner as step S3 in the first operation example.
(S15:OCTデータおよび前眼部像の記憶)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS4と同様にして実行される。
(S15: Storage of OCT data and anterior segment image)
This step is executed, for example, in the same manner as Step S4 of Operation Example 1.
(S16:光路長の変更)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS5と同様にして実行される。
(S16: Change of optical path length)
This step is executed, for example, in the same manner as step S5 of the first operation example.
(S17:眼底中心を対象とするオートZ)
続いて、制御部210は、眼底中心をコヒーレンスゲートに一致させるためのオートZを実行させる。オートZは前述の要領で実行される。制御部210は、オートZの成功または失敗を示す情報を記憶部212に記憶させる。
(S17: Auto Z targeting the fundus center)
Subsequently, the
オートZに失敗した場合、たとえば、マニュアル操作によって、OCT画像のフレーム内における画像の位置調整を行うことができる。なお、本例において、眼底中心に相当する画像がフレームに含まれていればよい。 When auto Z fails, the position of the image within the frame of the OCT image can be adjusted by, for example, manual operation. In this example, an image corresponding to the fundus center may be included in the frame.
(S18:角膜計測時と実質同一の前眼部像が得られたか?)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS6と同様にして実行される。
(S18: Was an anterior ocular segment image substantially the same as that obtained during cornea measurement?)
This step is executed, for example, in the same manner as Step S6 of Operation Example 1.
(S19:眼底のOCT計測)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS7と同様にして実行される。
(S19: OCT measurement of the fundus)
This step is executed, for example, in the same manner as step S7 in the first operation example.
(S20:OCTデータの記憶)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS4におけるOCTデータの記憶処理と同様にして実行される。ここで、図7Bに移行する。
(S20: Storage of OCT data)
This step is executed, for example, in the same manner as the OCT data storage process in step S4 of the first operation example. Here, it transfers to FIG. 7B.
(S21:オートZは成功したか?)
制御部210は、ステップS13およびステップS17において記憶された情報を参照することにより、それぞれのオートZの成否を認識することができる。双方のオートZが成功である場合(S21:YES)、ステップS25に移行する。逆に、一方または双方のオートZが失敗である場合(S21:NO)、ステップS22に移行する。
(S21: Was Auto-Z successful?)
The
(S22:光路長の差の算出)
ステップS13および/またはステップS17のオートZが失敗である場合(S21:NO)、距離演算部234は、まず、動作例1のステップS8と同様にして、第1の光路長情報が示す第1の測定光路長L1と、第2の光路長情報が示す第2の測定光路長L2との差(の絶対値)|L1−L2|を算出する。この算出処理は、たとえば、ステップS14における光路長変更部41のコーナーキューブの位置と、ステップS19における位置との間の差の2倍の値を算出するものである。
(S22: Calculation of optical path length difference)
When the auto Z in step S13 and / or step S17 is unsuccessful (S21: NO), the
(S23:コヒーレンスゲートに対する変位の算出)
次に、距離演算部234は、ステップS14のOCT計測におけるコヒーレンスゲートに対する角膜頂点の変位と、ステップS19のOCT計測におけるコヒーレンスゲートに対する眼底中心の変位とを算出する。
(S23: Calculation of displacement with respect to coherence gate)
Next, the
角膜頂点の変位を算出する処理について図7Cを参照しつつ説明する。なお、ここではOCT画像を参照しつつ説明を行うが、OCT計測により得られる干渉光の検出信号や、この検出信号を処理して得られる任意の信号または画像に基づいて変位の算出を行うことが可能である。 Processing for calculating the displacement of the corneal apex will be described with reference to FIG. 7C. Here, the description will be made with reference to the OCT image, but the displacement is calculated based on the detection signal of the interference light obtained by the OCT measurement, or an arbitrary signal or image obtained by processing this detection signal. Is possible.
さて、図7Cには、ステップS14のOCT計測に基づき生成されるOCT画像(角膜OCT画像)G1が示されている。角膜OCT画像G1には角膜頂点に相当する位置の画素(角膜頂点画素)A1が含まれている。また、角膜OCT画像G1のフレーム(画像範囲)において、z方向の中心位置がコヒーレンスゲートに相当していると仮定する(コヒーレンスゲート位置C1と記載する)。なお、フレームにおけるコヒーレンスゲートの位置はこれには限定されないが、いずれの場合においても当該位置は既知である。 FIG. 7C shows an OCT image (corneal OCT image) G1 generated based on the OCT measurement in step S14. The cornea OCT image G1 includes a pixel (corneal apex pixel) A1 at a position corresponding to the apex of the cornea. Further, in the frame (image range) of the corneal OCT image G1, it is assumed that the center position in the z direction corresponds to the coherence gate (denoted as coherence gate position C1). The position of the coherence gate in the frame is not limited to this, but the position is known in any case.
まず、距離演算部234は、角膜OCT画像G1を解析することにより、角膜頂点画素A1を特定する。この解析処理は、たとえば、画素値に基づいて角膜表面(角膜前面)に相当する画素群を特定する処理と、特定された画素群のうち最も−z方向(フレームにおける上方向)に位置する画素を特定する処理とを含む。他の例として、この解析処理は、角膜OCT画像G1においてz方向に直交するライン(フレームにおいて左右方向に延びるライン)上の画素群の画素値を上方から下方に向かって順に角膜に相当する画素値と比較することにより、角膜に相当する画素値を有する最初の画素を特定する処理を含む。さらに他の例として、アライメントが合った状態でOCT計測が行われた場合、この解析処理は、画素値に基づいて角膜表面(角膜前面)に相当する画素群を特定する処理と、特定された画素群のうち、z方向に直交する方向(フレームの左右方向)にフレームを2等分する直線上に位置する画素を特定する処理とを含む。
First, the
次に、距離演算部234は、前段の処理において特定された角膜頂点画素A1と、コヒーレンスゲート位置C1との間の距離D1を算出する。この算出処理は、たとえば、角膜頂点画素A1からコヒーレンスゲート位置C1に下ろされた垂線を求める処理と、この垂線上の画素の個数をカウントする処理と、この画素の個数と既定の画素間隔(実空間における距離に相当する)とを乗算する処理とを含む。垂線を求める処理は、たとえば、角膜頂点画素A1とコヒーレンスゲート位置C1とを結ぶ、z方向に延びる線分を求める処理を含んでいてよい。以上のようにして求められた距離D1が、コヒーレンスゲートに対する角膜頂点の変位に相当する。なお、前述したように、この変位は、変位量と変位方向とを含む。図7Cに示す例において、変位量は距離D1であり、変位方向は−z方向(眼底Efから離れる方向)である。
Next, the
眼底中心の変位を算出する処理について図7Dを参照しつつ説明する。この処理は、角膜頂点の変位の算出と同様であってよい。なお、図7Dにおいて、符号G2は、ステップS19のOCT計測に基づき生成されるOCT画像(眼底OCT画像)を示す。また、符号A2は眼底中心を示し、符号C2はコヒーレンスゲート位置を示す。そして、符号D2は、コヒーレンスゲート位置C2に対する眼底中心A2の変位を示す。図7Dに示す例において、変位量は距離D2であり、変位方向は+z方向(角膜から離れる方向)である。 A process for calculating the displacement of the fundus center will be described with reference to FIG. 7D. This process may be similar to the calculation of the corneal apex displacement. In FIG. 7D, symbol G2 indicates an OCT image (fundus OCT image) generated based on the OCT measurement in step S19. Reference A2 indicates the fundus center, and reference C2 indicates the coherence gate position. Reference sign D2 indicates the displacement of the fundus center A2 with respect to the coherence gate position C2. In the example shown in FIG. 7D, the displacement amount is the distance D2, and the displacement direction is the + z direction (the direction away from the cornea).
(S24:光路長の差と画像の変位に基づく眼内距離の算出)
距離演算部234は、ステップS22で算出された光路長の差(ΔL)と、ステップS23で算出されたコヒーレンスゲートに対する角膜頂点の変位(ΔA1)および/またはコヒーレンスゲートに対する眼底中心の変位(ΔA2)とに基づいて、眼内距離(眼軸長)を算出する。
(S24: Calculation of intraocular distance based on optical path length difference and image displacement)
The
図7Cおよび図7Dに示す場合においては、角膜頂点の変位方向が眼底Efから離れる方向であり、かつ、眼底中心の変位方向が角膜から離れる方向であるから、角膜頂点の変位と眼底中心の変位の双方を光路長の差に加算することにより眼内距離(眼軸長)が得られる:ΔL+ΔA1+ΔA2。一般に、一方の部位の変位方向が他方の部位から離れる方向である場合には当該変位量が加算され、一方の部位の変位方向が他方の部位に近づく方向である場合には当該変位量が減算される。以上で、ステップS13のオートZおよび/またはステップS17のオートZが失敗である場合(S21:NO)における処理は終了となる。 In the case shown in FIG. 7C and FIG. 7D, the displacement direction of the corneal apex is the direction away from the fundus oculi Ef, and the displacement direction of the fundus oculi center is the direction away from the cornea. Is added to the optical path length difference to obtain the intraocular distance (ocular length): ΔL + ΔA1 + ΔA2. Generally, when the displacement direction of one part is away from the other part, the displacement amount is added, and when the displacement direction of one part is a direction approaching the other part, the displacement amount is subtracted. Is done. The process in the case where the auto Z in step S13 and / or the auto Z in step S17 is unsuccessful (S21: NO) ends.
(S25:光路長に基づく眼内距離の算出)
一方、ステップS13のオートZおよびステップS17のオートZの双方が成功である場合(S21:YES)、距離演算部234は、動作例1のステップS8と同様にして眼内距離(眼軸長)を算出する(S25)。
(S25: Calculation of intraocular distance based on optical path length)
On the other hand, when both auto-Z in step S13 and auto-Z in step S17 are successful (S21: YES), the
(動作例3)
図8に示すフローチャートを参照する。本例は、参照画像を用いたオートアライメントが行われる場合の動作の一例を示す。
(Operation example 3)
Reference is made to the flowchart shown in FIG. This example shows an example of the operation when auto-alignment using a reference image is performed.
(S31:前眼部撮影の開始)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS1と同様にして実行される。
(S31: Start of anterior segment imaging)
This step is executed, for example, in the same manner as Step S1 of Operation Example 1.
(S32:アライメント)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS2と同様にして実行される。
(S32: Alignment)
This step is executed, for example, in the same manner as step S2 of the operation example 1.
(S33:角膜のOCT計測)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS3と同様にして実行される。
(S33: OCT measurement of cornea)
This step is executed, for example, in the same manner as step S3 in the first operation example.
(S34:OCTデータおよび前眼部像の記憶)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS4と同様にして実行される。ここで記憶された前眼部像は、ステップS36のオートアライメントに用いられる。
(S34: Storage of OCT data and anterior segment image)
This step is executed, for example, in the same manner as Step S4 of Operation Example 1. The anterior ocular segment image stored here is used for auto-alignment in step S36.
(S35:光路長の変更)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS5と同様にして実行される。
(S35: Change of optical path length)
This step is executed, for example, in the same manner as step S5 of the first operation example.
(S36:オートアライメント)
制御部210は、ステップS34で記憶された前眼部像を記憶部212から読み出す。制御部210(およびデータ処理部230)は、この前眼部像を参照画像としてオートアライメントを行う。このオートアライメントは、たとえば、前眼部カメラ300Aおよび/または300Bから逐次に入力される各フレーム(前眼部像)について、参照画像に対する当該フレームの変位を算出する処理と、算出された変位をキャンセルするように光学系を移動する処理とを含む。
(S36: Auto alignment)
The
参照画像に対するフレームの変位を算出する処理は、2つの画像の間の変位を算出するための公知の画像処理を含み、たとえば、特徴点抽出、画像差分、アフィン変換、画像相関などのいずれかを含んでいてよい。 The processing for calculating the displacement of the frame with respect to the reference image includes known image processing for calculating the displacement between the two images. For example, any of feature point extraction, image difference, affine transformation, image correlation, and the like is performed. May contain.
光学系を移動する処理は、参照画像に対するフレームの変位の算出結果に基づいて制御部210が光学系駆動部2Aを制御することによって行われる。なお、「変位をキャンセルする」とは、変位が(Δx、Δy)である場合に、光学系を(−Δx、−Δy)だけ移動させることを示す。これにより、参照画像と実質的に同じ前眼部像が得られる位置に光学系が配置される。なお、生体眼はランダムな移動を伴うので、上記のようなアライメント処理を繰り返し実行することにより光学系を被検眼Eの運動に追従させることが可能である(オートトラッキング)。
The process of moving the optical system is performed by the
(S37:角膜計測時と実質同一の前眼部像が得られたか?)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS6と同様にして実行される。
(S37: Was an anterior ocular segment image substantially the same as that obtained during cornea measurement?)
This step is executed, for example, in the same manner as Step S6 of Operation Example 1.
(S38:眼底のOCT計測)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS7と同様にして実行される。なお、眼底EfのOCT計測の開始タイミングにおいて、ステップS36のオートアライメント(オートトラッキング)は既に終了されていてもよいし、未だ継続中であってもよい。
(S38: OCT measurement of the fundus)
This step is executed, for example, in the same manner as step S7 in the first operation example. Note that, at the start timing of OCT measurement of the fundus oculi Ef, the auto-alignment (auto-tracking) in step S36 may already be completed or may be continued.
(S39:眼内距離の算出)
このステップは、たとえば、動作例1のステップS8と同様にして実行される。
(S39: Calculation of intraocular distance)
This step is executed, for example, in the same manner as step S8 of the operation example 1.
[効果]
この実施形態に係る眼科装置の効果について説明する。
[effect]
The effect of the ophthalmologic apparatus according to this embodiment will be described.
実施形態に係る眼科装置は、撮影部と、光学系と、変更部と、制御部と、演算部(たとえば距離演算部234)とを有する。 The ophthalmologic apparatus according to the embodiment includes an imaging unit, an optical system, a changing unit, a control unit, and a calculation unit (for example, a distance calculation unit 234).
撮影部(たとえば前眼部カメラ300Aおよび300B)は、2以上の異なる方向から被検眼を撮影する。光学系(たとえば図1および図2に示す光学系)は、光源(たとえば光源ユニット101)からの光を測定光と参照光とに分割し、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。変更部(たとえば光路長変更部41)は、測定光の光路長を変更する。なお、変更部は、参照光の光路長を変更する機能を有していてよい。また、変更部は、測定光の光路長と参照光の光路長の双方を変更可能に構成されてもよい。
The imaging unit (for example, the
制御部(たとえば制御部210(およびデータ処理部230))は、変更部により第1の光路長が設定されているときに、撮影部による撮影と、光学系による第1の検出とを実行させる。さらに、制御部は、変更部により第2の光路長が設定されておりかつ上記撮影により取得された第1の画像と実質的に同一の第2の画像が撮影部により取得されたときに、光学系による第2の検出を実行させる。 The control unit (for example, the control unit 210 (and the data processing unit 230)), when the first optical path length is set by the changing unit, causes the imaging unit to perform imaging and the optical system first detection. . Further, when the second optical path length is set by the changing unit and the second image substantially the same as the first image acquired by the imaging is acquired by the imaging unit, the control unit, The second detection by the optical system is executed.
上記の例において、第1の光路長は、角膜のOCT計測を行うために設定される光路長に相当する。また、撮影は、角膜のOCT計測とともに実行される前眼部撮影に相当する。また、第1の検出は角膜のOCT計測に相当する。また、第2の光路長は、眼底のOCT計測を行うために設定される光路長に相当する。また、第2の検出は眼底のOCT計測に相当する。これらは一例に過ぎず、たとえば、第1の光路長は、眼底または他の部位のOCT計測を行うための光路長であってよく、第2の光路長は、角膜または他の部位のOCT計測を行うための光路長であってよい。また、撮影部により取得される画像は前眼部像には限定されず、眼底や他の部位の画像であってよい。 In the above example, the first optical path length corresponds to the optical path length set to perform OCT measurement of the cornea. Imaging is equivalent to anterior segment imaging performed together with OCT measurement of the cornea. The first detection corresponds to OCT measurement of the cornea. The second optical path length corresponds to the optical path length set for performing OCT measurement of the fundus. The second detection corresponds to fundus OCT measurement. These are merely examples. For example, the first optical path length may be an optical path length for performing OCT measurement of the fundus or other part, and the second optical path length is OCT measurement of the cornea or other part. The optical path length for performing Moreover, the image acquired by the imaging unit is not limited to the anterior segment image, and may be an image of the fundus or other part.
演算部は、第1の光路長および第2の光路長に基づいて、第1の検出において測定光が通過した被検眼の第1の部位と、第2の検出において測定光が通過した第2の部位との間の距離を求める。 Based on the first optical path length and the second optical path length, the calculation unit includes a first part of the eye to be examined through which the measurement light has passed in the first detection, and a second part through which the measurement light has passed in the second detection. Find the distance to the part.
上記の例では眼軸長が求められるが、これには限定されず、第1の検出に基づくOCT画像に描写されている任意の部位と、第2の検出に基づくOCT画像に描写されている任意の部位との間の距離であってよい。なお、これら2つの部位の間の距離の算出において、これら部位の間の相対変位がz方向の変位のみである場合には、加算および/または減算が用いられる。一方、これら部位の間の相対変位がx方向の変位および/またはy方向の変位を含む場合には、加算および/または減算に加えて三角法が用いられる。たとえば、x方向の変位および/またはy方向の変位と、z方向の変位との合成処理において、三平方の定理を適用することができる。 In the above example, the axial length is obtained, but the present invention is not limited to this, and it is depicted in an arbitrary portion depicted in the OCT image based on the first detection and the OCT image based on the second detection. It may be a distance between any part. In calculating the distance between these two parts, if the relative displacement between these parts is only the displacement in the z direction, addition and / or subtraction is used. On the other hand, when the relative displacement between these parts includes displacement in the x direction and / or displacement in the y direction, trigonometry is used in addition to addition and / or subtraction. For example, the three-square theorem can be applied in the synthesis process of the displacement in the x direction and / or the displacement in the y direction and the displacement in the z direction.
このような実施形態によれば、2つの参照光路を形成するための光学的構成を設けずとも眼内距離の計測が可能である。また、実施形態に係る眼科装置によれば、第1の検出と第2の検出との間に被検眼の位置や向きが変化したとしても、第1の検出(OCT計測)とともに行われた撮影により得られた第1の画像と実質的に同一である第2の画像が取得されたタイミングで第2の検出(OCT計測)を実行するよう構成されているので、被検眼の位置等のずれにより眼内距離の測定確度が低下するという不利益が解消される。したがって、実施形態に係る眼科装置によれば、装置の大型化や複雑化を伴うことなく高い確度で眼内距離を測定することが可能である。 According to such an embodiment, it is possible to measure the intraocular distance without providing an optical configuration for forming two reference optical paths. Moreover, according to the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment, even if the position and direction of the eye to be examined change between the first detection and the second detection, the imaging performed together with the first detection (OCT measurement) Since the second detection (OCT measurement) is performed at the timing when the second image that is substantially the same as the first image obtained by the above is acquired, the displacement of the position of the eye to be examined, etc. This eliminates the disadvantage that the measurement accuracy of the intraocular distance is lowered. Therefore, according to the ophthalmologic apparatus according to the embodiment, it is possible to measure the intraocular distance with high accuracy without increasing the size and complexity of the apparatus.
実施形態に係る眼科装置は、第2の光路長が設定されているときに、撮影部によって時系列画像を取得するよう構成されていてよい。さらに、制御部は、時系列画像として順次に取得される静止画像を第1の画像と比較することにより第2の画像を特定する特定部を含んでいてよい。加えて、制御部は、特定部により第2の画像が特定されたことに対応して第2の検出を実行させるよう構成されていてよい。 The ophthalmologic apparatus according to the embodiment may be configured to acquire a time-series image by the imaging unit when the second optical path length is set. Furthermore, the control unit may include a specifying unit that specifies the second image by comparing still images sequentially acquired as time-series images with the first image. In addition, the control unit may be configured to execute the second detection in response to the second image specified by the specifying unit.
この構成によれば、第2の画像を特定すること、つまり第1の画像と実質的に同一の画像が取得されたタイミングを検出することができる。なお、時系列画像の撮影間隔(たとえば動画像のフレーム間隔)を小さく設定することにより、測定の確度がより高くなると考えられる。 According to this configuration, it is possible to specify the second image, that is, to detect the timing at which an image substantially the same as the first image is acquired. In addition, it is considered that the measurement accuracy is further improved by setting a time-series image capturing interval (for example, a frame interval of moving images) to be small.
実施形態に係る演算部は、第1の部位および第2の部位のそれぞれがコヒーレンスゲートに相当する場合に、第1の光路長と第2の光路長との間の差を、第1の部位と第2の部位との間の距離として算出するよう構成されていてよい。 When the first part and the second part each correspond to a coherence gate, the calculation unit according to the embodiment calculates the difference between the first optical path length and the second optical path length as the first part. It may be configured to calculate the distance between the first part and the second part.
一方、実施形態に係る演算部は、第1の部位および第2の部位の少なくとも一方がコヒーレンスゲートから離れた位置に相当する場合に、次の処理を実行するよう構成されていてよい:第1の光路長と第2の光路長との間の差を算出する;コヒーレンスゲートから離れた位置(第1の部位の位置、第2の部位の位置)とコヒーレンスゲートとの間の変位を算出する;上記の差および上記の変位に基づいて、第1の部位と第2の部位との間の距離を算出する。 On the other hand, the calculation unit according to the embodiment may be configured to execute the following process when at least one of the first part and the second part corresponds to a position away from the coherence gate: First The difference between the optical path length and the second optical path length is calculated; the displacement between the position away from the coherence gate (the position of the first part, the position of the second part) and the coherence gate is calculated. A distance between the first part and the second part is calculated based on the difference and the displacement.
このようなコヒーレンスゲートを参照して行われる処理によれば、第1の部位と第2の部位との間の距離を高い確度で求めることができる。 According to the processing performed with reference to such a coherence gate, the distance between the first part and the second part can be obtained with high accuracy.
実施形態に係る眼科装置は、光学系を移動する移動機構を有していてよい。この場合において次の構成を適用することが可能である:撮影部が、時系列画像を取得する;制御部が、この時系列画像として順次に取得される静止画像と第1の画像との間の変位を算出する;制御部が、算出された変位をキャンセルするように移動機構を制御する;制御部が、この移動制御を行いつつまたはこの移動制御の後に、光学系に第2の検出(OCT計測)を実行させる。 The ophthalmologic apparatus according to the embodiment may have a moving mechanism that moves the optical system. In this case, it is possible to apply the following configuration: the photographing unit acquires a time-series image; the control unit between the still image and the first image sequentially acquired as the time-series image. The control unit controls the moving mechanism so as to cancel the calculated displacement; while the control unit performs the movement control or after the movement control, a second detection ( OCT measurement) is executed.
この構成によれば、第1の検出(OCT計測)とともに行われた撮影にて取得された第1の画像と実質的に同一の第2の画像が得られるようにオートアライメント(オートトラッキング)を実行することが可能である。 According to this configuration, auto-alignment (auto-tracking) is performed so that a second image substantially identical to the first image acquired by imaging performed together with the first detection (OCT measurement) is obtained. It is possible to execute.
実施形態に係る制御部は、第1の部位をコヒーレンスゲートに配置させるための処理を、第1の検出による検出結果に基づいて実行することができる。これに加えて、またはこれに代えて、実施形態に係る制御部は、第2の部位をコヒーレンスゲートに配置させるための処理を、第2の検出による検出結果に基づいて実行することができる。このような処理は、上記の例におけるオートZに相当する。 The control part which concerns on embodiment can perform the process for arrange | positioning a 1st site | part to a coherence gate based on the detection result by 1st detection. In addition to or instead of this, the control unit according to the embodiment can execute a process for placing the second part on the coherence gate based on the detection result of the second detection. Such processing corresponds to auto Z in the above example.
この構成によれば、距離計測において参照される第1の部位および/または第2の部位をコヒーレンスゲートに配置させることができる。コヒーレンスゲートは干渉感度が最大となる位置であり、そこに描出される画像は高精細である。したがって、第1の部位および/または第2の部位の高精細な画像が得られる。それにより、距離計測の確度のさらなる向上を図ることができる。なお、第1の部位および/または第2の部位をコヒーレンスゲートに完全に一致させなくても、その近傍に第1および/または第2の部位を配置させることにより、当該機能(オートZ)を有しない場合と比較して確度の向上が図られる。 According to this structure, the 1st site | part and / or 2nd site | part referred in distance measurement can be arrange | positioned to a coherence gate. The coherence gate is the position where the interference sensitivity is maximized, and the image drawn there has a high definition. Therefore, a high-definition image of the first part and / or the second part can be obtained. Thereby, the further improvement of the accuracy of distance measurement can be aimed at. Even if the first part and / or the second part do not completely coincide with the coherence gate, the function (auto Z) can be performed by arranging the first and / or second part in the vicinity thereof. The accuracy is improved as compared with the case of not having it.
〈第2の実施形態〉
第1の実施形態では、光学系について第1の光路長が設定されている場合および第2の光路長が設定されている場合の双方において実質的に同一の撮影画像が得られるよう制御を行うことにより、被検眼の第1の部位(たとえば角膜頂点)と第2の部位(たとえば眼底中心)との間の距離(たとえば眼軸長)を求める構成について説明した。
<Second Embodiment>
In the first embodiment, control is performed so that substantially the same captured image is obtained both when the first optical path length is set for the optical system and when the second optical path length is set. Thus, the configuration for obtaining the distance (for example, the axial length) between the first part (for example, the corneal apex) and the second part (for example, the fundus center) of the eye to be examined has been described.
これに対し、第2の実施形態では、実質的に同一の撮影画像を取得するための制御を行うことなく、第1の光路長が設定されている状態で第1の撮影および第1の検出を実行し、さらに、第2の光路長が設定されている状態で第2の撮影および第2の検出を実行した後に、被検眼の第1の部位と第2の部位との間の距離を求める。この実施形態における距離の算出処理では、第1の光路長および第2の光路長に加えて、第1および第2の撮影により取得された第1および第2の画像も参照される。 On the other hand, in the second embodiment, the first photographing and the first detection are performed in a state where the first optical path length is set without performing control for acquiring substantially the same photographed image. Further, after executing the second imaging and the second detection in a state where the second optical path length is set, the distance between the first part and the second part of the eye to be examined is determined. Ask. In the distance calculation processing in this embodiment, in addition to the first optical path length and the second optical path length, the first and second images acquired by the first and second imaging are also referred to.
[構成]
この実施形態に係る眼科装置は、第1の実施形態と同様のハードウェア構成を有する(図1、図2、図4A、図4Bを参照)。また、この実施形態の眼科装置では、実質的に同一の撮影画像を取得するための制御を実行する必要がないため、当該制御のための構成を備えていなくてよい。この実施形態に係る眼科装置の制御系の構成例を図9に示す。この構成は、第1の実施形態の図3に示す構成要素のうち画像特定部233を除く構成要素を含んでいる。
[Constitution]
The ophthalmologic apparatus according to this embodiment has the same hardware configuration as that of the first embodiment (see FIGS. 1, 2, 4A, and 4B). In addition, since the ophthalmologic apparatus of this embodiment does not need to execute control for acquiring substantially the same captured image, the configuration for the control may not be provided. A configuration example of a control system of the ophthalmologic apparatus according to this embodiment is shown in FIG. This configuration includes components excluding the
[動作]
この実施形態に係る眼科装置の動作について説明する。眼科装置の動作の例を図10に示す。なお、第1の実施形態で説明したオートZおよび/またはオートアライメント(オートトラッキング)を適用することが可能である。また、患者登録や検査条件の設定は既に行われたものとする。
[Operation]
The operation of the ophthalmologic apparatus according to this embodiment will be described. An example of the operation of the ophthalmologic apparatus is shown in FIG. Note that the auto Z and / or auto alignment (auto tracking) described in the first embodiment can be applied. In addition, it is assumed that patient registration and setting of examination conditions have already been performed.
(S51:アライメント)
このステップは、たとえば、第1の実施形態の動作例1のステップS2と同様にして実行される。
(S51: Alignment)
This step is executed, for example, in the same manner as Step S2 of Operation Example 1 of the first embodiment.
(S52a:前眼部の撮影)
ステップS52aでは、前眼部カメラ300Aおよび300Bを用いた前眼部Eaの撮影が行われる。取得される撮影画像は静止画像でも時系列画像(動画像等)でもよい。
(S52a: Anterior segment imaging)
In step S52a, the anterior segment Ea is photographed using the
なお、ステップS52aとステップS52bの順序は任意である。また、これらステップを並行して行ってもよい。たとえば、第1の実施形態と同様に、ステップS51のアライメントの前に前眼部Eaの時系列画像の取得を開始し、アライメントの後に、前眼部撮影を行いつつステップS52bのOCT計測を行うように構成することが可能である。なお、ステップS52aとステップS52bとの間のタイミングの差は、眼球運動の影響を受けない程度に小さいことが望ましい。たとえば、このタイミングの差はゼロ(つまり、これらステップを同時に行う)であってよい。 Note that the order of step S52a and step S52b is arbitrary. These steps may be performed in parallel. For example, as in the first embodiment, acquisition of a time-series image of the anterior segment Ea is started before alignment in step S51, and OCT measurement in step S52b is performed while performing anterior segment imaging after alignment. It can be configured as follows. The difference in timing between step S52a and step S52b is desirably small enough not to be affected by eye movement. For example, this timing difference may be zero (ie, these steps are performed simultaneously).
(S52b:角膜のOCT計測)
このステップは、たとえば、第1の実施形態の動作例1のステップS3と同様にして実行される。
(S52b: OCT measurement of cornea)
This step is executed, for example, in the same manner as step S3 of the operation example 1 of the first embodiment.
(S53:前眼部像およびOCTデータの記憶)
このステップは、たとえば、第1の実施形態の動作例1のステップS4と同様にして実行される。
(S53: Storage of anterior segment image and OCT data)
This step is executed, for example, in the same manner as step S4 of the operation example 1 of the first embodiment.
(S54:光路長の変更)
このステップは、たとえば、第1の実施形態の動作例1のステップS5と同様にして実行される。
(S54: Change of optical path length)
This step is executed, for example, in the same manner as Step S5 of Operation Example 1 of the first embodiment.
(S55a:前眼部の撮影)
このステップは、たとえば、ステップS52aと同様にして実行される。
(S55a: Anterior segment imaging)
This step is executed in the same manner as step S52a, for example.
(S55b:眼底のOCT計測)
このステップは、たとえば、第1の実施形態の動作例1のステップS7と同様にして実行される。
(S55b: OCT measurement of the fundus)
This step is executed, for example, in the same manner as step S7 of the operation example 1 of the first embodiment.
(S56:前眼部像およびOCTデータの記憶)
このステップは、たとえば、第1の実施形態の動作例1のステップS4と同様にして実行される。
(S56: Storage of anterior segment image and OCT data)
This step is executed, for example, in the same manner as step S4 of the operation example 1 of the first embodiment.
(S57:眼内距離の算出)
制御部210は、ステップS53において記憶された前眼部像およびOCTデータと、ステップS56において記憶された前眼部像およびOCTデータとに基づいて、眼内距離(眼軸長)を算出する。
(S57: Calculation of intraocular distance)
The
眼内距離に相当する線分の端部(眼軸長の場合には角膜頂点と眼底中心)のそれぞれがコヒーレンスゲートに相当するフレーム中の位置に存在する場合、距離演算部234は、たとえば、次の処理を実行する:(1)ステップS53において記憶された前眼部像(第1の画像)とステップS56において記憶された前眼部像(第2の画像)との間の変位を算出する;(2)ステップS53において記憶されたOCTデータに含まれる測定光路長(第1の光路長)とステップS56において記憶されたOCTデータに含まれる測定光路長(第2の光路長)との差を算出する;(3)(1)において算出された変位と(2)において算出された差とに基づいて、目的の眼内距離を算出する。
When each of the end portions of the line segment corresponding to the intraocular distance (the corneal apex and the fundus center in the case of the axial length) exists at a position in the frame corresponding to the coherence gate, the
コヒーレンスゲートに相当する位置に上記線分の端部が存在するか否かの判定は、たとえば、第1の実施形態と同様にして実行される。 The determination as to whether or not the end of the line segment exists at a position corresponding to the coherence gate is performed, for example, in the same manner as in the first embodiment.
(1)の画像処理は、たとえば第1の実施形態の画像特定部233が実行する比較処理と同様であってよい。この画像処理では、たとえば、画像相関、特徴点抽出、画像差分、アフィン変換などのいずれかを用いて、2つの前眼部像の間の変位が求められる。この画像処理で得られる変位は、z方向に直交する方向(xy方向)の変位を少なくとも含み、z方向の変位を含んでいてもよい。
The image processing (1) may be the same as the comparison processing executed by the
(2)の演算処理は、たとえば、第1の実施形態の距離演算部234が実行する処理と同様であってよい。この演算処理で得られる差は、被検眼Eの2つの部位に関するz方向の変位に相当する。
The calculation process of (2) may be the same as the process executed by the
(3)の演算処理は、(1)の画像処理で得られたxy方向の変位と、(2)の演算処理で得られたz方向の変位(差)とを、たとえば三平方の定理などを用いて合成する処理を含む。これにより、被検眼Eの2つの部位の3次元的な変位に相当する眼内距離が取得される。なお、(1)の画像処理でz方向の変位も求められる場合、このz方向の変位も加えて合成処理が実行される。 The calculation process of (3) is performed by, for example, the three-square theorem using the displacement in the xy direction obtained by the image process of (1) and the displacement (difference) in the z direction obtained by the calculation process of (2). This includes processing to synthesize using. Thereby, the intraocular distance corresponding to the three-dimensional displacement of the two parts of the eye E is acquired. In addition, when the displacement in the z direction is also obtained in the image processing of (1), the composition processing is executed by adding the displacement in the z direction.
眼内距離に相当する線分の端部(眼軸長の場合には角膜頂点と眼底中心)の一方または双方がコヒーレンスゲートに相当するフレーム中の位置に存在しない場合、距離演算部234は、たとえば、次の処理を実行する:(1)ステップS53において記憶された前眼部像(第1の画像)とステップS56において記憶された前眼部像(第2の画像)との間の変位(第1の変位)を算出する;(2)コヒーレンスゲートから離れた位置に存在する被検眼Eの部位(上記端部に相当する部位)のそれぞれについて、この部位の位置とコヒーレンスゲートとの間の変位(第2の変位)を算出する;(3)ステップS53において記憶されたOCTデータに含まれる測定光路長(第1の光路長)とステップS56において記憶されたOCTデータに含まれる測定光路長(第2の光路長)との差を算出する;(4)(1)において算出された第1の変位と、(2)において算出された第2の変位と、(3)において算出された差とに基づいて、目的の眼内距離を算出する。
When one or both of the end portions of the line segment corresponding to the intraocular distance (the corneal vertex and the fundus center in the case of the axial length) do not exist at the position in the frame corresponding to the coherence gate, the
(1)の画像処理および(3)の演算処理は、双方の部位がコヒーレンスゲートに相当する位置に存在する場合と同様であってよい。なお、(1)の画像処理により得られる第1の変位は、z方向に直交する方向(xy方向)の変位を少なくとも含み、z方向の変位を含んでいてもよい。また、(3)の演算処理により得られる差は、被検眼Eの2つの部位に関するz方向における変位に相当する。 The image processing of (1) and the calculation processing of (3) may be the same as the case where both parts exist at a position corresponding to the coherence gate. Note that the first displacement obtained by the image processing of (1) includes at least a displacement in a direction (xy direction) orthogonal to the z direction, and may include a displacement in the z direction. Further, the difference obtained by the calculation process of (3) corresponds to the displacement in the z direction with respect to the two parts of the eye E.
(2)の演算処理は、たとえば、OCT画像を解析することにより被検眼Eの対象部位に相当する画素を特定する処理と、特定された画素とコヒーレンスゲートに相当する画素群との間の距離を算出する処理とを含む。この演算処理により得られる第2の変位は、z方向の変位である。 The calculation process of (2) includes, for example, a process of specifying a pixel corresponding to a target part of the eye E by analyzing an OCT image and a distance between the specified pixel and a pixel group corresponding to a coherence gate. The process of calculating. The second displacement obtained by this calculation process is a displacement in the z direction.
(4)の演算処理は、たとえば、(2)の演算処理で得られたz方向の変位(第2の変位)と(3)の演算処理で得られたz方向の変位(差)との和または差を算出する処理と、このz方向の和または差の値と、(1)の画像処理で得られたxy方向の変位(第1の変位)とを、たとえば三平方の定理などを用いて合成する処理とを含む。これにより、被検眼Eの2つの部位の3次元的な変位に相当する眼内距離が取得される。 The calculation process of (4) is, for example, the displacement in the z direction (second displacement) obtained by the calculation process of (2) and the displacement (difference) in the z direction obtained by the calculation process of (3). The process of calculating the sum or difference, the value of the sum or difference in the z direction, and the displacement in the xy direction (first displacement) obtained by the image processing in (1), for example, the square theorem And processing to synthesize. Thereby, the intraocular distance corresponding to the three-dimensional displacement of the two parts of the eye E is acquired.
この実施形態に係る眼科装置は、第1の実施形態と同様のオートアライメントおよび/またはオートZを実行可能であってよい。オートアライメントは、たとえば、ステップS53で記憶された前眼部像と実質的に同じ前眼部像が得られるように、ステップS55aの前に光学系を移動させることにより行われる。また、オートZは、たとえば、ステップS52aの前および/またはステップS55aの前に、被検眼Eの対象部位(たとえば角膜頂点、眼底中心など)をコヒーレンスゲートに配置させるように、測定光路と参照光路との間の光路長差を変更することにより行われる。 The ophthalmologic apparatus according to this embodiment may be able to execute the same auto alignment and / or auto Z as in the first embodiment. Auto-alignment is performed, for example, by moving the optical system before step S55a so that an anterior segment image substantially the same as the anterior segment image stored in step S53 is obtained. In addition, in the auto Z, for example, before the step S52a and / or before the step S55a, the measurement optical path and the reference optical path are arranged so that the target site of the eye E (for example, the apex of the cornea, the fundus center, etc.) is arranged on the coherence gate. By changing the optical path length difference between
[効果]
この実施形態に係る眼科装置の効果について説明する。
[effect]
The effect of the ophthalmologic apparatus according to this embodiment will be described.
実施形態に係る眼科装置は、撮影部と、光学系と、変更部と、制御部と、演算部(たとえば距離演算部234)とを有する。 The ophthalmologic apparatus according to the embodiment includes an imaging unit, an optical system, a changing unit, a control unit, and a calculation unit (for example, a distance calculation unit 234).
撮影部(たとえば前眼部カメラ300Aおよび300B)は、2以上の異なる方向から被検眼を撮影する。光学系(たとえば図1および図2に示す光学系)は、光源(たとえば光源ユニット101)からの光を測定光と参照光とに分割し、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。変更部(たとえば光路長変更部41)は、測定光の光路長を変更する。なお、変更部は、参照光の光路長を変更する機能を有していてよい。また、変更部は、測定光の光路長と参照光の光路長の双方を変更可能に構成されてもよい。
The imaging unit (for example, the
制御部(たとえば制御部210(およびデータ処理部230))は、変更部により第1の光路長が設定されているときに、撮影部による第1の撮影と、光学系による第1の検出とを実行させる。さらに、制御部は、変更部により第2の光路長が設定されているときに、撮影部による第2の撮影と、光学系による第2の検出とを実行させる。 When the first optical path length is set by the changing unit, the control unit (for example, the control unit 210 (and the data processing unit 230)) performs first imaging by the imaging unit and first detection by the optical system. Is executed. Furthermore, the control unit causes the second imaging by the imaging unit and the second detection by the optical system to be executed when the second optical path length is set by the changing unit.
演算部は、第1の撮影により取得された第1の画像と、第2の撮影により取得された第2の画像と、第1の光路長と、第2の光路長とに基づいて、被検眼の第1の部位と第2の部位との間の距離を求める。第1の部位および第2の部位は、それぞれ、第1の検出および第2の検出において測定光が通過した範囲(スキャン範囲)に含まれる。 The computing unit is configured to detect the first image acquired by the first imaging, the second image acquired by the second imaging, the first optical path length, and the second optical path length. A distance between the first part and the second part of the optometry is obtained. The first part and the second part are included in a range (scan range) through which the measurement light passes in the first detection and the second detection, respectively.
このような実施形態によれば、2つの参照光路を形成するための光学的構成を設けずとも眼内距離の計測が可能である。また、実施形態に係る眼科装置によれば、第1の検出と第2の検出との間に被検眼の位置や向きが変化したとしても、第1の検出とともに行われる第1の撮影による画像(第1の画像)と第2の検出とともに行われる第2の撮影による画像(第2の画像)とに基づいて被検眼の変位を検出することができる。そして、この眼科装置は、検出された変位を考慮して眼内距離を求めることができる。このような構成により、被検眼の位置等のずれにより眼内距離の測定確度が低下するという不利益が解消される。したがって、実施形態に係る眼科装置によれば、装置の大型化や複雑化を伴うことなく高い確度で眼内距離を測定することができる。 According to such an embodiment, it is possible to measure the intraocular distance without providing an optical configuration for forming two reference optical paths. Moreover, according to the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment, even if the position and direction of a to-be-tested eye change between 1st detection and 2nd detection, the image by the 1st imaging | photography performed with 1st detection The displacement of the eye to be examined can be detected based on the (first image) and the image (second image) obtained by the second imaging performed together with the second detection. The ophthalmologic apparatus can determine the intraocular distance in consideration of the detected displacement. With such a configuration, the disadvantage that the measurement accuracy of the intraocular distance is reduced due to the shift of the position of the eye to be examined is solved. Therefore, according to the ophthalmologic apparatus according to the embodiment, the intraocular distance can be measured with high accuracy without increasing the size and complexity of the apparatus.
実施形態に係る演算部は、第1の部位および第2の部位のそれぞれがコヒーレンスゲートに相当する場合に、次の処理を実行するよう構成されていてよい:第1の画像と第2の画像との間の変位を算出する;第1の光路長と第2の光路長との差を算出する;上記変位および上記差に基づいて、第1の部位と第2の部位との間の距離を算出するよう構成されていてよい。 The calculation unit according to the embodiment may be configured to perform the following processing when each of the first part and the second part corresponds to a coherence gate: the first image and the second image A difference between the first optical path length and the second optical path length is calculated; based on the displacement and the difference, a distance between the first part and the second part May be configured to calculate.
一方、実施形態に係る演算部は、第1の部位および第2の部位の少なくとも一方がコヒーレンスゲートから離れた位置に相当する場合に、次の処理を実行するよう構成されていてよい:第1の画像と第2の画像との間の第1の変位を算出する;コヒーレンスゲートから離れた位置(第1の部位の位置、第2の部位の位置)とコヒーレンスゲートとの間の第2の変位を算出する;第1の光路長と第2の光路長との差を算出する;第1の変位、第2の変位および上記差に基づいて、第1の部位と第2の部位との間の距離を算出する。 On the other hand, the calculation unit according to the embodiment may be configured to execute the following process when at least one of the first part and the second part corresponds to a position away from the coherence gate: First A first displacement between the second image and the second image; a second distance between the coherence gate and a position away from the coherence gate (position of the first part, position of the second part) Calculating a displacement; calculating a difference between the first optical path length and the second optical path length; based on the first displacement, the second displacement, and the difference, the first portion and the second portion; Calculate the distance between them.
このようなコヒーレンスゲートを参照して行われる処理によれば、第1の部位と第2の部位との間の距離を高い確度で求めることができる。 According to the processing performed with reference to such a coherence gate, the distance between the first part and the second part can be obtained with high accuracy.
実施形態に係る眼科装置は、光学系を移動する移動機構を有していてよい。この場合において次の構成を適用することが可能である:撮影部が、時系列画像を取得する;制御部が、この時系列画像として順次に取得される静止画像と第1の画像との間の変位を算出する;制御部が、算出された変位をキャンセルするように移動機構を制御する;制御部が、この移動制御を行いつつまたはこの移動制御の後に、光学系に第2の検出(OCT計測)を実行させる。 The ophthalmologic apparatus according to the embodiment may have a moving mechanism that moves the optical system. In this case, it is possible to apply the following configuration: the photographing unit acquires a time-series image; the control unit between the still image and the first image sequentially acquired as the time-series image. The control unit controls the moving mechanism so as to cancel the calculated displacement; while the control unit performs the movement control or after the movement control, a second detection ( OCT measurement) is executed.
この構成によれば、第1の検出(OCT計測)とともに行われた撮影にて取得された第1の画像と実質的に同一の第2の画像が得られるようにオートアライメント(オートトラッキング)を実行することが可能である。 According to this configuration, auto-alignment (auto-tracking) is performed so that a second image substantially identical to the first image acquired by imaging performed together with the first detection (OCT measurement) is obtained. It is possible to execute.
実施形態に係る制御部は、第1の部位をコヒーレンスゲートに配置させるための処理を、第1の検出による検出結果に基づいて実行することができる。これに加えて、またはこれに代えて、実施形態に係る制御部は、第2の部位をコヒーレンスゲートに配置させるための処理を、第2の検出による検出結果に基づいて実行することができる。このような処理は、上記の例におけるオートZに相当する。 The control part which concerns on embodiment can perform the process for arrange | positioning a 1st site | part to a coherence gate based on the detection result by 1st detection. In addition to or instead of this, the control unit according to the embodiment can execute a process for placing the second part on the coherence gate based on the detection result of the second detection. Such processing corresponds to auto Z in the above example.
この構成によれば、第1の部位および/または第2の部位の高精細な画像が得られる。それにより、距離計測の確度のさらなる向上を図ることができる。なお、第1の部位および/または第2の部位をコヒーレンスゲートに完全に一致させなくても、その近傍に第1および/または第2の部位を配置させることにより、当該機能(オートZ)を有しない場合と比較して確度の向上が図られる。 According to this configuration, a high-definition image of the first part and / or the second part can be obtained. Thereby, the further improvement of the accuracy of distance measurement can be aimed at. Even if the first part and / or the second part do not completely coincide with the coherence gate, the function (auto Z) can be performed by arranging the first and / or second part in the vicinity thereof. The accuracy is improved as compared with the case of not having it.
〈変形例〉
以上に説明した実施形態は一例に過ぎない。この発明を実施しようとする者は、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)を施すことが可能である。
<Modification>
The embodiment described above is only an example. A person who intends to implement the present invention can make arbitrary modifications (omission, replacement, addition, etc.) within the scope of the present invention.
上記の実施形態においては、光路長変更部41の位置を変更することにより、測定光路長を変更するように構成されているが、参照光路長を変更可能であってもよい。参照光路長を変更するための構成は、たとえば、参照光の光路に配置された反射ミラー(参照ミラー)と、この参照ミラーを参照光の進行方向に移動させる駆動機構とを含む。
In the above embodiment, the measurement optical path length is changed by changing the position of the optical path
実施形態において説明された技術を眼科以外の医療分野や医療以外の分野に適用することが可能である。実施形態に係る技術は、対象物が動き(移動、変形など)を伴う場合に特に有効である。たとえば、心臓や消化器の計測、動物の組織の計測などに当該技術を適用することができる。 The technology described in the embodiment can be applied to a medical field other than ophthalmology or a field other than medical care. The technology according to the embodiment is particularly effective when the object is accompanied by movement (movement, deformation, etc.). For example, the technique can be applied to measurement of the heart and digestive organs, measurement of animal tissues, and the like.
上記の実施形態を実現するためのコンピュータプログラムを、コンピュータによって読み取り可能な任意の記録媒体に記憶させることができる。この記録媒体としては、たとえば、半導体メモリ、光ディスク、光磁気ディスク(CD−ROM/DVD−RAM/DVD−ROM/MO等)、磁気記憶媒体(ハードディスク/フロッピー(登録商標)ディスク/ZIP等)などを用いることが可能である。 A computer program for realizing the above embodiment can be stored in any recording medium readable by a computer. Examples of the recording medium include a semiconductor memory, an optical disk, a magneto-optical disk (CD-ROM / DVD-RAM / DVD-ROM / MO, etc.), a magnetic storage medium (hard disk / floppy (registered trademark) disk / ZIP, etc.), and the like. Can be used.
1 眼科装置
2 眼底カメラユニット
2A 光学系駆動部
100 OCTユニット
200 演算制御ユニット
210 制御部
220 画像形成部
230 データ処理部
231 解析部
232 画像判定部
233 画像特定部
234 距離演算部
241 表示部
242 操作部
300、300A、300B 前眼部カメラ
E 被検眼
Ea 前眼部
Ef 眼底
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1
Claims (4)
光源からの光を測定光と参照光とに分割し、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光学系と、
測定光および/または参照光の光路長を変更する変更部と、
前記変更部により第1の光路長が設定されているときに前記撮影部による第1の撮影と前記光学系による第1の検出とを実行させ、さらに、第2の光路長が設定されているときに前記撮影部による第2の撮影と前記光学系による第2の検出とを実行させる制御部と、
前記第1の撮影により取得された第1の画像と、前記第2の撮影により取得された第2の画像と、前記第1の光路長と、前記第2の光路長とに基づいて、前記第1の検出において測定光が通過した被検眼の第1の部位と、前記第2の検出において測定光が通過した第2の部位との間の距離を求める演算部と
を有し、
前記第1の部位および前記第2の部位のそれぞれがコヒーレンスゲートに相当する場合、前記演算部は、
前記第1の画像と前記第2の画像との間の変位を算出し、
前記第1の光路長と前記第2の光路長との差を算出し、
前記変位および前記差に基づいて前記距離を算出する
ことを特徴とする眼科装置。 An imaging unit for imaging the eye to be examined from two or more different directions;
An optical system that divides light from the light source into measurement light and reference light, and detects interference light between the return light of the measurement light from the eye to be examined and the reference light;
A changing unit for changing the optical path length of the measurement light and / or the reference light;
When the first optical path length is set by the changing unit, the first imaging by the imaging unit and the first detection by the optical system are executed, and further the second optical path length is set. A control unit that sometimes performs second imaging by the imaging unit and second detection by the optical system;
Based on the first image acquired by the first imaging, the second image acquired by the second imaging, the first optical path length, and the second optical path length, the A calculation unit that obtains a distance between the first part of the eye to be examined through which the measurement light has passed in the first detection and the second part through which the measurement light has passed in the second detection;
When each of the first part and the second part corresponds to a coherence gate, the arithmetic unit is
Calculating a displacement between the first image and the second image;
Calculating the difference between the first optical path length and the second optical path length;
The ophthalmologic apparatus, wherein the distance is calculated based on the displacement and the difference.
光源からの光を測定光と参照光とに分割し、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光学系と、
測定光および/または参照光の光路長を変更する変更部と、
前記変更部により第1の光路長が設定されているときに前記撮影部による第1の撮影と前記光学系による第1の検出とを実行させ、さらに、第2の光路長が設定されているときに前記撮影部による第2の撮影と前記光学系による第2の検出とを実行させる制御部と、
前記第1の撮影により取得された第1の画像と、前記第2の撮影により取得された第2の画像と、前記第1の光路長と、前記第2の光路長とに基づいて、前記第1の検出において測定光が通過した被検眼の第1の部位と、前記第2の検出において測定光が通過した第2の部位との間の距離を求める演算部と
を有し、
前記第1の部位および前記第2の部位の少なくとも一方がコヒーレンスゲートから離れた位置に相当する場合、前記演算部は、
前記第1の画像と前記第2の画像との間の第1の変位を算出し、
コヒーレンスゲートから離れた前記位置とコヒーレンスゲートとの間の第2の変位を算出し、
前記第1の光路長と前記第2の光路長との差を算出し、
前記第1の変位、前記第2の変位および前記差に基づいて前記距離を算出する
ことを特徴とする眼科装置。 An imaging unit for imaging the eye to be examined from two or more different directions;
An optical system that divides light from the light source into measurement light and reference light, and detects interference light between the return light of the measurement light from the eye to be examined and the reference light;
A changing unit for changing the optical path length of the measurement light and / or the reference light;
When the first optical path length is set by the changing unit, the first imaging by the imaging unit and the first detection by the optical system are executed, and further the second optical path length is set. A control unit that sometimes performs second imaging by the imaging unit and second detection by the optical system;
Based on the first image acquired by the first imaging, the second image acquired by the second imaging, the first optical path length, and the second optical path length, the A calculation unit that obtains a distance between the first part of the eye to be examined through which the measurement light has passed in the first detection and the second part through which the measurement light has passed in the second detection;
When at least one of the first part and the second part corresponds to a position away from the coherence gate, the arithmetic unit is
Calculating a first displacement between the first image and the second image;
Calculating a second displacement between the position away from the coherence gate and the coherence gate;
Calculating the difference between the first optical path length and the second optical path length;
The ophthalmic apparatus characterized in that the distance is calculated based on the first displacement, the second displacement, and the difference.
前記撮影部は時系列画像を取得可能であり、
前記制御部は、
前記時系列画像として順次に取得される静止画像と前記第1の画像との間の変位を算出し、
算出された前記変位をキャンセルするように前記移動機構を制御し、
当該制御を行いつつまたは当該制御の後に、前記光学系に前記第2の検出を実行させる
ことを特徴とする請求項1または請求項2に記載の眼科装置。 A moving mechanism for moving the optical system;
The photographing unit can acquire a time-series image,
The controller is
Calculating a displacement between the still image sequentially acquired as the time-series image and the first image;
Controlling the moving mechanism to cancel the calculated displacement;
The ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the second detection is performed by the optical system while performing the control or after the control.
ことを特徴とする請求項1〜請求項3のいずれか一項に記載の眼科装置。 The controller is configured to place the first part on a coherence gate based on the detection result of the first detection, and to change the second part based on the detection result of the second detection. The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein one or both of the processes for arranging the coherence gates is performed.
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