JP6452977B2 - Ophthalmic imaging apparatus and control method thereof - Google Patents
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Description
この発明は、光コヒーレンストモグラフィ(Optical Coherence Tomography:以下、OCT)を用いて被検眼の画像を取得する眼科撮影装置及びその制御方法に関する。 The present invention relates to an ophthalmologic imaging apparatus that acquires an image of an eye to be inspected using optical coherence tomography (hereinafter referred to as OCT) and a control method thereof.
緑内障は、中途失明の原因となる疾患の1つであり、緑内障による視機能障害は、不可逆的である。そのため、緑内障の診断やその進行度の判定が適切に行われることが望まれる。このような緑内障に対する診断等にはOCTの技術が有用である。たとえばOCTを用いて形成された眼底の画像により網膜の形態の変化の観察が可能になり、前駆病変の把握や進行度の評価などへの応用が期待される。 Glaucoma is one of the diseases that cause premature blindness, and visual dysfunction due to glaucoma is irreversible. Therefore, it is desired that the diagnosis of glaucoma and the determination of the degree of progression thereof are appropriately performed. The OCT technique is useful for diagnosis of such glaucoma. For example, a fundus image formed using OCT can be used to observe changes in the shape of the retina, and is expected to be applied to grasping precursor lesions and evaluating progression.
緑内障の診断等においては、視神経乳頭や網膜神経線維層の形態の変化などに着目することが重要であると考えられている。視神経乳頭については、その形状やサイズなどが着目され、視神経乳頭の傾きや、C(Cup)、D(Disc)、R(Rim)の形状や、そのサイズなどが診断材料に用いられる。また、網膜神経線維層については、厚みや欠損などが診断材料に用いられる。これらに加えて、近年では、緑内障の早期発見に寄与するものとして、篩状板の形態が注目されている。たとえば、篩状板の孔部のサイズが緑内障に関連することが明らかになっている。なお、篩状板は、視神経乳頭に集まった視神経が通る複数の孔部が形成されたメッシュ状の部位である。 In glaucoma diagnosis and the like, it is considered important to focus on changes in the morphology of the optic nerve head and retinal nerve fiber layer. As for the optic nerve head, its shape, size, and the like are focused, and the inclination of the optic nerve head, the shape of C (Cup), D (Disc), R (Rim), the size, and the like are used as diagnostic materials. As for the retinal nerve fiber layer, thickness, defect, etc. are used as diagnostic materials. In addition to these, in recent years, the form of a sieve plate has been attracting attention as contributing to the early detection of glaucoma. For example, it has been shown that the size of the pores in the sieve plate is related to glaucoma. The sieve plate is a mesh-like part in which a plurality of holes through which the optic nerve collected in the optic nerve head passes are formed.
篩状板の孔部を観察するための装置には、横分解能(水平方向の分解能)の高さが求められる。このような高い横分解能の画像を取得する手法については、たとえば特許文献1に開示されている。特許文献1には、被検眼の収差を波面センサにより測定して波面補正デバイスでリアルタイムに補正する補償光学系を有するOCT装置が開示されている。
A device for observing the hole in the sieve plate is required to have a high lateral resolution (horizontal resolution). A technique for acquiring such an image with a high lateral resolution is disclosed in
しかしながら、波面センサと波面補正デバイスとを設ける必要があるため、そのようなOCT装置においては、制御が複雑化すること、装置が大型化すること、更には高コスト化を招くことといったデメリットがある。 However, since it is necessary to provide a wavefront sensor and a wavefront correction device, such an OCT apparatus has disadvantages such as complicated control, an increase in the size of the apparatus, and an increase in cost. .
この発明は、このような問題を解決するためになされたものであり、その目的は、簡素な構成で高い横分解能の画像の取得が可能な眼科撮影装置及びその制御方法を提供することにある。 The present invention has been made to solve such a problem, and an object of the present invention is to provide an ophthalmologic photographing apparatus capable of acquiring an image with a high lateral resolution with a simple configuration and a control method thereof. .
上記目的を達成するために、請求項1に記載の発明は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更可能に構成され前記被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置またはその近傍に配置された第1光学素子を有する干渉光学系と、前記第1光学素子を制御する制御部と、前記干渉光学系による干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼の画像を形成する画像形成部と、を含み、前記干渉光学系は、前記信号光で前記被検眼を走査するための走査部と、前記走査部と前記第1光学素子との間に配置されたリレー光学系と、を含み、前記走査部は、前記瞳孔と光学的に共役な第1共役位置に配置され、前記第1光学素子は、前記瞳孔と光学的に共役な第2共役位置に配置されている、眼科撮影装置である。
また、請求項2に記載の発明は、請求項1に記載の眼科撮影装置であって、あらかじめ取得された被検眼の乱視度及び乱視軸角度の少なくとも1つを含む検眼データを記憶する記憶部を含み、前記制御部は、前記記憶部に記憶された前記検眼データに基づいて前記第1光学素子を制御する。
また、請求項3に記載の発明は、請求項1に記載の眼科撮影装置であって、前記第1光学素子は、前記走査部の近傍に配置されている。
また、請求項4に記載の発明は、請求項1〜請求項3のいずれか一項に記載の眼科撮影装置であって、前記被検眼の焦点距離をfとし、前記被検眼の瞳孔における光束径をDとし、前記信号光の波長をλとしたとき、800[nm]≦λ≦1600[nm]において(4fλ)/(πD)≦10[μm]を満たす。
また、請求項5に記載の発明は、請求項1〜請求項4のいずれか一項に記載の眼科撮影装置であって、前記第1光学素子は、対向配置された2つの光学素子を有し、前記2つの光学素子の相対位置を変更することにより前記円柱度及び前記円柱軸角度の少なくとも1つを変更するように構成されている。
また、請求項6に記載の発明は、請求項5に記載の眼科撮影装置であって、前記第1光学素子は、バリアブルクロスシリンダーレンズを含む。
また、請求項7に記載の発明は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更可能に構成され前記被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置またはその近傍に配置された第1光学素子を有する干渉光学系を含み、前記干渉光学系は、前記信号光で前記被検眼を走査するための走査部と、前記走査部と前記第1光学素子との間に配置されたリレー光学系と、を含み、前記走査部は、前記瞳孔と光学的に共役な第1共役位置に配置され、前記第1光学素子は、前記瞳孔と光学的に共役な第2共役位置に配置され、前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼の画像を形成する眼科撮影装置の制御方法であって、前記被検眼の乱視度及び乱視軸角度の少なくとも1つを含む検眼データを取得し、取得された前記検眼データに基づいて前記第1光学素子を制御する。
In order to achieve the above object, the invention described in
The invention according to
The invention according to
The invention according to
The invention according to
The invention according to
The invention according to claim 7 is an optical system that divides light from a light source into signal light and reference light, and detects interference light between the signal light and the reference light that has passed through an eye to be examined. A first optical element disposed in the optical path of the signal light and configured to change at least one of a cylindrical degree and a cylindrical axis angle, and is disposed at or near a position optically conjugate with the pupil of the eye to be examined. An interference optical system, the interference optical system comprising: a scanning unit for scanning the eye to be examined with the signal light; and a relay optical system disposed between the scanning unit and the first optical element. The scanning unit is disposed at a first conjugate position optically conjugate with the pupil, and the first optical element is disposed at a second conjugate position optically conjugate with the pupil , Control of an ophthalmologic photographing apparatus that forms an image of the eye to be examined based on a detection result A law, the acquired optometry data including at least one of astigmatism degree and astigmatic axis angle of the eye, controls the first optical element on the basis of the acquired said eye data.
この発明によれば、簡素な構成で高い横分解能の画像の取得が可能な眼科撮影装置及びその制御方法を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide an ophthalmologic photographing apparatus capable of acquiring an image with high lateral resolution with a simple configuration and a control method thereof.
この発明の実施形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に係る眼科撮影装置は、OCTを用いて被検眼(眼底)の画像(2次元断層像及び3次元画像の少なくとも一方を含む)を形成する。この明細書では、OCTによって取得される画像をOCT画像と総称することがある。また、OCT画像を形成するための計測動作を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援用することが可能である。 An example of an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The ophthalmologic photographing apparatus according to the present invention forms an image (including at least one of a two-dimensional tomographic image and a three-dimensional image) of an eye to be examined (fundus) using OCT. In this specification, images acquired by OCT may be collectively referred to as OCT images. In addition, a measurement operation for forming an OCT image may be referred to as OCT measurement. In addition, it is possible to use 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、フーリエドメインタイプのOCTの手法により眼底のOCT計測を行う眼科撮影装置について説明する。特に、実施形態に係る眼科撮影装置は、スウェプトソースタイプのOCTの手法を用いて眼底のOCT画像及び眼底像の双方を取得可能である。なお、スウェプトソースタイプ以外のタイプ、たとえばスペクトラルドメインのOCTの手法を用いる光画像計測装置に対して、この発明に係る構成を適用することも可能である。また、この実施形態ではOCT装置と眼底カメラとを組み合わせた装置について説明するが、眼底カメラ以外の眼底撮影装置、たとえばSLO(Scanning Laser Ophthalmoscope)、スリットランプ、眼科手術用顕微鏡などに、この実施形態に係る構成を有するOCT装置を組み合わせることも可能である。また、この実施形態に係る構成を、単体のOCT装置に組み込むことも可能である。 In the following embodiments, an ophthalmologic photographing apparatus that performs fundus OCT measurement using a Fourier domain type OCT technique will be described. In particular, the ophthalmologic imaging apparatus according to the embodiment can acquire both an OCT image and a fundus image of the fundus using a swept source type OCT technique. Note that the configuration according to the present invention can be applied to an optical image measurement apparatus using a type other than the swept source type, for example, a spectral domain OCT technique. In this embodiment, an apparatus combining an OCT apparatus and a fundus camera will be described. However, this embodiment may be applied to a fundus imaging apparatus other than a fundus camera, for example, an SLO (Scanning Laser Ophthalmoscope), a slit lamp, an ophthalmic surgical microscope, and the like. It is also possible to combine an OCT apparatus having the configuration according to the above. In addition, the configuration according to this embodiment can be incorporated into a single OCT apparatus.
<第1実施形態>
[構成]
図1〜図3に示すように、眼科撮影装置1は、眼底カメラユニット2、OCTユニット100及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 FIGS. 1 to 3, the
〔眼底カメラユニット〕
図1に示す眼底カメラユニット2には、被検眼Eの眼底Efの表面形態を表す2次元画像(眼底像)を取得するための光学系が設けられている。眼底像には、観察画像や撮影画像などが含まれる。観察画像は、たとえば、近赤外光を用いて所定のフレームレートで形成されるモノクロの動画像である。撮影画像は、たとえば、可視光をフラッシュ発光して得られるカラー画像、または近赤外光若しくは可視光を照明光として用いたモノクロの静止画像であってもよい。眼底カメラユニット2は、これら以外の画像、たとえばフルオレセイン蛍光画像やインドシアニングリーン蛍光画像や自発蛍光画像などを取得可能に構成されていてもよい。
[Fundus camera unit]
The
眼底カメラユニット2には、被検者の顔を支持するための顎受けや額当てが設けられている。更に、眼底カメラユニット2には、照明光学系10と撮影光学系30が設けられている。照明光学系10は眼底Efに照明光を照射する。撮影光学系30は、この照明光の眼底反射光を撮像装置(CCDイメージセンサ(単にCCDと呼ぶことがある)35、38)に導く。また、撮影光学系30は、OCTユニット100からの信号光を眼底Efに導くとともに、眼底Efを経由した信号光をOCTユニット100に導く。
The
照明光学系10の観察光源11は、たとえばハロゲンランプにより構成される。観察光源11から出力された光(観察照明光)は、曲面状の反射面を有する反射ミラー12により反射され、集光レンズ13を経由し、可視カットフィルタ14を透過して近赤外光となる。更に、観察照明光は、撮影光源15の近傍にて一旦集束し、ミラー16により反射され、リレーレンズ17、18、絞り19及びリレーレンズ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。なお、観察光源としてLED(Light Emitting Diode)を用いることも可能である。
The observation
観察照明光の眼底反射光は、対物レンズ22により屈折され、ダイクロイックミラー46を透過し、孔開きミラー21の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー55を透過し、合焦レンズ31を経由し、ミラー32により反射される。更に、この眼底反射光は、ハーフミラー33Aを透過し、ダイクロイックミラー33により反射され、集光レンズ34によりCCDイメージセンサ35の受光面に結像される。CCDイメージセンサ35は、たとえば所定のフレームレートで眼底反射光を検出する。表示装置3には、CCDイメージセンサ35により検出された眼底反射光に基づく画像(観察画像)が表示される。なお、撮影光学系30のピントが前眼部に合わせられている場合、被検眼Eの前眼部の観察画像が表示される。
The fundus reflection light of the observation illumination light is refracted by the
撮影光源15は、たとえばキセノンランプにより構成される。撮影光源15から出力された光(撮影照明光)は、観察照明光と同様の経路を通って眼底Efに照射される。撮影照明光の眼底反射光は、観察照明光のそれと同様の経路を通ってダイクロイックミラー33まで導かれ、ダイクロイックミラー33を透過し、ミラー36により反射され、集光レンズ37によりCCDイメージセンサ38の受光面に結像される。表示装置3には、CCDイメージセンサ38により検出された眼底反射光に基づく画像(撮影画像)が表示される。なお、観察画像を表示する表示装置3と撮影画像を表示する表示装置3は、同一のものであってもよいし、異なるものであってもよい。また、被検眼Eを赤外光で照明して同様の撮影を行う場合には、赤外の撮影画像が表示される。また、撮影光源としてLEDを用いることも可能である。
The
LCD(Liquid Crystal Display)39は、固視標や視力測定用指標を表示する。固視標は被検眼Eを固視させるための指標であり、眼底撮影時やOCT計測時などに使用される。 An LCD (Liquid Crystal Display) 39 displays a fixation target and an eyesight measurement index. The fixation target is an index for fixing the eye E to be examined, and is used at the time of fundus photographing or OCT measurement.
LCD39から出力された光は、その一部がハーフミラー33Aにて反射され、ミラー32に反射され、合焦レンズ31及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
更に、眼底カメラユニット2には、従来の眼底カメラと同様にアライメント光学系50とフォーカス光学系60が設けられている。アライメント光学系50は、被検眼Eに対する装置光学系の位置合わせ(アライメント)を行うための指標(アライメント指標)を生成する。フォーカス光学系60は、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及びリレーレンズ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及び上記孔部を経由し、その一部がダイクロイックミラー55を透過し、合焦レンズ31を通過し、ミラー32により反射され、ハーフミラー33Aを透過し、ダイクロイックミラー33に反射され、集光レンズ34によりCCDイメージセンサ35の受光面に投影される。CCDイメージセンサ35による受光像(アライメント指標)は、観察画像とともに表示装置3に表示される。ユーザは、従来の眼底カメラと同様の操作を行ってアライメントを実施する。また、演算制御ユニット200がアライメント指標の位置を解析して光学系を移動させることによりアライメントを行ってもよい(オートアライメント機能)。
The cornea-reflected light of the alignment light passes through the
フォーカス調整を行う際には、照明光学系10の光路上に反射棒67の反射面が斜設される。フォーカス光学系60のLED61から出力された光(フォーカス光)は、リレーレンズ62を通過し、スプリット指標板63により2つの光束に分離され、二孔絞り64を通過し、ミラー65に反射され、集光レンズ66により反射棒67の反射面に一旦結像されて反射される。更に、フォーカス光は、リレーレンズ20を経由し、孔開きミラー21に反射され、ダイクロイックミラー46を透過し、対物レンズ22により屈折されて眼底Efに投影される。
When performing the focus adjustment, the reflecting surface of the reflecting
フォーカス光の眼底反射光は、アライメント光の角膜反射光と同様の経路を通ってCCDイメージセンサ35により検出される。CCDイメージセンサ35による受光像(スプリット指標)は、観察画像とともに表示装置3に表示される。演算制御ユニット200は、従来と同様に、スプリット指標の位置を解析して合焦レンズ31及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、バリアブルクロスシリンダーレンズ(以下、VCCレンズ)47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、OCT計測用の光路の光路長を変更する。この光路長の変更は、被検眼Eの眼軸長に応じた光路長の補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部41は、たとえばコーナーキューブと、これを移動する機構とを含んで構成される。
The optical path
VCCレンズ47は、信号光の光路に配置され、円柱度(乱視度)及び円柱軸角度(乱視軸角度)の少なくとも1つを変更する。VCCレンズ47は、対向配置された2つの円柱レンズ(光学素子)を有し、2つの円柱レンズの相対位置を変更することにより円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更するように構成されている。
The
VCCレンズ47は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置(瞳共役位置)またはその近傍に配置される。この実施形態では、後述のように、ガルバノスキャナ42が被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置に配置されているため、VCCレンズ47は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置の近傍に配置されている。すなわち、信号光で被検眼を走査するためのガルバノスキャナ42は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置に配置され、且つ、VCCレンズ47は、ガルバノスキャナ42の近傍に配置されている。
The
被検眼の乱視度の測定ではなく被検眼の乱視度の補正を目的とする場合、VCCレンズ47が瞳共役位置の近傍に配置されていても、瞳共役位置に対する配置位置のずれがVCCレンズ47により変更される円柱度や円柱軸角度に及ぼす影響は少ないと考えてよい。
For the purpose of correcting the astigmatism of the subject eye rather than measuring the astigmatism of the subject eye, even if the
また、被検眼の検眼データに基づいてVCCレンズ47を制御する場合、当該検眼データは、主に被検眼の中心窩における測定値である。そのため、観察対象の部位が中心窩と異なる部位である場合、VCCレンズ47が瞳共役位置の近傍に配置されていても、瞳共役位置に対する配置位置のずれがVCCレンズ47により変更される円柱度や円柱軸角度に及ぼす影響は少ないと考えてよい。
When the
このようなVCCレンズ47は、たとえば図3に示すように、パワーが等しく、且つ、符号が互いに異なる円柱レンズ471、472(焦点距離f0、−f0)を含んで構成されている。円柱レンズ471は、凸状の面(正の度数)を有し、信号光の光軸SOを中心として回動方向dr1に回動可能に設けられる。円柱レンズ472は、凹状の面(負の度数)を有し、光軸SOを中心として回動方向dr2に回動可能に設けられる。円柱レンズ471、472は、パルスモータ等の駆動装置により駆動され、光軸SOを中心としてそれぞれ独立に回動される。円柱レンズ471、472が互いに逆方向に回転されると円柱度が変更され、同じ方向に一体的に回転されると円柱軸角度が変更される。
For example, as shown in FIG. 3, the
たとえば、円柱レンズ471、472の円柱軸角度を装置光学系の基準軸に対して所定角度(たとえば45度)傾けた状態から、各円柱レンズを互いに逆方向に回動させることにより、任意の円柱度を発生させることができる。また、円柱レンズ471、472を同じ方向に一体的に回動させることにより、任意の円柱軸角度を発生させることができる。
For example, by rotating each cylindrical lens in the opposite direction from a state in which the cylindrical axis angle of the
ガルバノスキャナ42は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置に配置されている。ガルバノスキャナ42は、OCT計測用の光路を通過する光(信号光LS)の進行方向を変更する。それにより、眼底Efを信号光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、信号光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、信号光LSをxy平面上の任意の方向に走査することができる。
The
〔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、眼底EfのOCT画像を取得するための光学系が設けられている。この光学系は、従来のスウェプトソースタイプのOCT装置と同様の構成を有する。すなわち、この光学系は、波長走査型(波長掃引型)光源からの光を信号光と参照光とに分割し、眼底Efを経由した信号光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光を検出する干渉光学系である。干渉光学系における干渉光の検出結果(検出信号)は、干渉光のスペクトルを示す信号であり、演算制御ユニット200に送られる。
[OCT unit]
An example of the configuration of the
光源ユニット101は、一般的なスウェプトソースタイプのOCT装置と同様に、出射光の波長を走査(掃引)可能な波長走査型(波長掃引型)光源を含んで構成される。光源ユニット101は、人眼では視認できない近赤外の波長帯において、出力波長を時間的に変化させる。
The
光源ユニット101から出力された光L0は、光ファイバ102により偏波コントローラ103に導かれてその偏光状態が調整される。偏波コントローラ103は、たとえばループ状にされた光ファイバ102に対して外部から応力を与えることで、光ファイバ102内を導かれる光L0の偏光状態を調整する。
The light L0 output from the
偏波コントローラ103により偏光状態が調整された光L0は、光ファイバ104によりファイバカプラ105に導かれて信号光LSと参照光LRとに分割される。
The light L0 whose polarization state is adjusted by the
参照光LRは、光ファイバ110によりコリメータ111に導かれて平行光束となる。平行光束となった参照光LRは、光路長補正部材112及び分散補償部材113を経由し、コーナーキューブ114に導かれる。光路長補正部材112は、参照光LRと信号光LSの光路長(光学距離)を合わせるための遅延手段として作用する。分散補償部材113は、参照光LRと信号光LSの分散特性を合わせるための分散補償手段として作用する。
The reference light LR is guided to the
コーナーキューブ114は、コリメータ111により平行光束となった参照光LRの進行方向を逆方向に折り返す。コーナーキューブ114に入射する参照光LRの光路と、コーナーキューブ114から出射する参照光LRの光路とは平行である。また、コーナーキューブ114は、参照光LRの入射光路及び出射光路に沿う方向に移動可能とされている。この移動により参照光LRの光路(参照光路)の長さが変更される。
The
コーナーキューブ114を経由した参照光LRは、分散補償部材113及び光路長補正部材112を経由し、コリメータ116によって平行光束から集束光束に変換されて光ファイバ117に入射し、偏波コントローラ118に導かれて参照光LRの偏光状態が調整される。
The reference light LR that has passed through the
偏波コントローラ118は、たとえば、偏波コントローラ103と同様の構成を有する。偏波コントローラ118により偏光状態が調整された参照光LRは、光ファイバ119によりアッテネータ120に導かれて、演算制御ユニット200の制御の下で光量が調整される。アッテネータ120により光量が調整された参照光LRは、光ファイバ121によりファイバカプラ122に導かれる。
For example, the
ファイバカプラ105により生成された信号光LSは、光ファイバ127により導かれ、コリメータレンズユニット40により平行光束とされる。平行光束にされた信号光LSは、光路長変更部41、VCCレンズ47、ガルバノスキャナ42、合焦レンズ43、ミラー44、及びリレーレンズ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、信号光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により屈折されて眼底Efに照射される。信号光LSは、眼底Efの様々な深さ位置において散乱(反射を含む)される。眼底Efによる信号光LSの後方散乱光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ105に導かれ、光ファイバ128を経由してファイバカプラ122に到達する。
The signal light LS generated by the
ファイバカプラ122は、光ファイバ128を介して入射された信号光LSと、光ファイバ121を介して入射された参照光LRとを合成して(干渉させて)干渉光を生成する。ファイバカプラ122は、所定の分岐比(たとえば1:1)で、信号光LSと参照光LRとの干渉光を分岐することにより、一対の干渉光LCを生成する。ファイバカプラ122から出射した一対の干渉光LCは、それぞれ光ファイバ123、124により検出器125に導かれる。
The
検出器125は、たとえば一対の干渉光LCをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを有し、これらによる検出結果の差分を出力するバランスドフォトダイオード(Balanced Photo Diode)である。検出器125は、その検出結果(検出信号)を演算制御ユニット200に送る。演算制御ユニット200は、たとえば一連の波長走査毎に(Aライン毎に)、検出器125により得られた検出結果に基づくスペクトル分布にフーリエ変換等を施すことで断層画像を形成する。演算制御ユニット200は、形成された画像を表示装置3に表示させる。
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。この実施形態では、干渉光学系は、図2に示す構成に加えて、図1に示すコリメータレンズユニット40、光路長変更部41、VCCレンズ47、ガルバノスキャナ42、合焦レンズ43、ミラー44、リレーレンズ45を含んで構成することが可能である。この干渉光学系は、この実施形態に係る「干渉光学系」の一例である。ガルバノスキャナ42は、この実施形態に係る「走査部」の一例である。VCCレンズ47は、この実施形態に係る「第1光学素子」の一例である。
In this embodiment, a Michelson type interferometer is employed, but any type of interferometer such as a Mach-Zehnder type can be appropriately employed. In this embodiment, in addition to the configuration shown in FIG. 2, the interference optical system includes a
〔演算制御ユニット〕
演算制御ユニット200の構成について説明する。演算制御ユニット200は、検出器125から入力される検出信号を解析して眼底EfのOCT画像を形成する。そのための演算処理は、従来のスウェプトソースタイプのOCT装置と同様である。
[Calculation control unit]
The configuration of the
また、演算制御ユニット200は、眼底カメラユニット2、表示装置3及び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、眼底Ef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及び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、VCCレンズ47の駆動制御、ガルバノスキャナ42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、コーナーキューブ114の移動制御、検出器125の動作制御、アッテネータ120の動作制御、偏波コントローラ103、118の動作制御などを行う。
As the 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(Random Access Memory)、ROM(Read Only Memory)、ハードディスクドライブ、通信インターフェイスなどを含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、眼科撮影装置1を制御するためのコンピュータプログラムが記憶されている。演算制御ユニット200は、各種の回路基板、たとえばOCT画像を形成するための回路基板を備えていてもよい。また、演算制御ユニット200は、キーボードやマウス等の操作デバイス(入力デバイス)や、LCD等の表示デバイスを備えていてもよい。
The arithmetic and
眼底カメラユニット2、表示装置3、OCTユニット100及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〕
眼科撮影装置1の制御系の構成について図4を参照しつつ説明する。
[Control system]
The configuration of the control system of the ophthalmologic photographing
(制御部)
眼科撮影装置1の制御系は、制御部210を中心に構成される。制御部210は、たとえば、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が設けられている。
(Control part)
The control system of the ophthalmologic photographing
(主制御部)
主制御部211は前述の各種制御を行う。特に、主制御部211は、眼底カメラユニット2の合焦駆動部31A、光路長変更部41、ガルバノスキャナ42、OCT合焦駆動部43A及び第1VCC駆動部47A、更にOCTユニット100の光源ユニット101、参照駆動部114A、偏波コントローラ103、118、アッテネータ120、検出器125を制御する。
(Main control unit)
The
合焦駆動部31Aは、合焦レンズ31を光軸方向に移動させる。それにより、撮影光学系30の合焦位置が変更される。なお、主制御部211は、図示しない光学系駆動部を制御して、眼底カメラユニット2に設けられた光学系を3次元的に移動させることができる。この制御は、アライメントやトラッキングにおいて用いられる。トラッキングとは、被検眼Eの運動に合わせて装置光学系を移動させるものである。トラッキングを行う場合には、事前にアライメントとピント合わせが実行される。トラッキングは、被検眼Eを動画撮影して得られる画像に基づき被検眼Eの位置や向きに合わせて装置光学系をリアルタイムで移動させることにより、アライメントとピントが合った好適な位置関係を維持する機能である。
The focusing
OCT合焦駆動部43Aは、信号光の光軸SOに沿って合焦レンズ43を移動させる。それにより、信号光LSの合焦位置が変更される。信号光LSの合焦位置は、信号光LSのビームウェストの深さ位置(z位置)に相当する。
The OCT focusing
第1VCC駆動部47Aは、信号光の光軸SOを中心として円柱レンズ471、472を互いに独立に回動させる。それにより、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つが変更される。
The first
参照駆動部114Aは、参照光の光路に設けられたコーナーキューブ114を、この光路に沿って移動させる。それにより、参照光の光路長が変更される。
114 A of reference drive parts move the
主制御部211は、合焦レンズ31が所望の合焦位置に配置されるように合焦駆動部31Aに対して制御信号を出力する。主制御部211は、合焦レンズ43が所望の合焦位置に配置されるようにOCT合焦駆動部43Aに対して制御信号を出力する。主制御部211は、VCCレンズ47が所望の円柱度及び円柱軸角度を発生するように第1VCC駆動部47Aに対して制御信号を出力する。また、主制御部211は、後述するように、記憶部212に記憶された検眼データに基づいてVCCレンズ47を制御することが可能である。
The
更に、主制御部211は、被検眼Eのライブ画像を後述の表示部240Aに表示させながら、後述の操作部240Bに対してユーザが行った操作に応じてVCCレンズ47を制御することが可能である。この処理についてより詳しく説明する。被検眼Eのライブ画像は、OCT計測により取得される。たとえば、主制御部211は、アライメント調整とピント調整とが行われた後、被検眼Eの略同一の部位を信号光LSで反復的に走査するようにガルバノスキャナ42を制御する。検出器125は、この反復的な走査により取得される干渉光を検出してリアルタイムに信号を出力する。画像形成部220は、検出器125から出力される信号(つまり干渉光の検出結果)に基づいて被検眼Eの画像をリアルタイムに形成する。主制御部211は、以上の制御を繰り返し行わせることで、画像形成部220により逐次に形成される被検眼Eの画像を表示部240Aにリアルタイムに表示させる。それにより、OCT計測によるライブ画像が表示部240Aに表示される。このようなライブ画像を観察しつつ、ユーザは、VCCレンズ47を制御するための操作を行う。主制御部211は、操作部240Bに対するユーザの操作を受けて、当該操作内容に応じて第1VCC駆動部47Aを制御することにより、VCCレンズ47の円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更させる。このような構成により、ユーザは、表示部240Aに表示されている被検眼Eのライブ画像を参照しつつ円柱度や円柱軸角度を手動で変更することが可能となる。
Further, 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
制御部210または主制御部211は、この実施形態に係る「制御部」の一例である。
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、外部の装置(たとえば、レフラクトメータや自覚検眼装置)によりあらかじめ取得された検眼データや、眼科撮影装置1を動作させるための各種プログラムやデータが記憶されている。検眼データは、被検眼の乱視度、及び乱視軸角度を含む。検眼データは、更に被検眼の球面度を含んでもよい。検眼データは、被検眼の球面度、乱視度、及び乱視軸角度の少なくとも1つを含んでもよい。
(Memory part)
The
記憶部212に記憶された上記のデータの少なくとも一部は、眼科撮影装置1の外部に設けられた記憶部に記憶されていてもよい。たとえば、眼科撮影装置1は、院内LAN(Local Area Network)等のネットワークを介して、上記のデータの少なくとも一部を記憶する機能を有するサーバ装置と通信可能に接続される。ここで、眼科撮影装置1とサーバ装置は、インターネット等のWAN(WideAreaNetwork)を介して接続されていてもよい。また、LANとWANとを組み合わせたネットワークを介して眼科撮影装置1とサーバ装置を接続してもよい。
At least a part of the data stored in the
(画像形成部)
画像形成部220は、検出器125からの検出信号に基づいて、眼底Efの断層画像の画像データを形成する。すなわち、画像形成部220は、干渉光学系による干渉光LCの検出結果に基づいて被検眼Eの画像を形成する。この処理には、従来のスウェプトソースタイプの光コヒーレンストモグラフィと同様に、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。
(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。また、眼底Efの部位とその画像とを同一視することもある。
The
(データ処理部)
データ処理部230は、画像形成部220により形成された画像に対して各種のデータ処理(画像処理)や解析処理を施す。たとえば、データ処理部230は、画像の輝度補正や分散補正等の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、断層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、眼底Efの3次元画像の画像データを形成する。なお、3次元画像の画像データとは、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次元画像の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240A等の表示デバイスには、この擬似的な3次元画像が表示される。
The
また、3次元画像の画像データとして、複数の断層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層像を、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層像を、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 tomographic images as image data of a three-dimensional image. The stack data is image data obtained by three-dimensionally arranging a plurality of tomographic 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 tomographic 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.
データ処理部230は、眼底像とOCT画像との位置合わせを行うことができる。眼底像とOCT画像とが並行して取得される場合には、双方の光学系が同軸であることから、(ほぼ)同時に取得された眼底像とOCT画像とを、撮影光学系30の光軸を基準として位置合わせすることができる。また、眼底像とOCT画像との取得タイミングに関わらず、OCT画像をxy平面に投影して得られる画像と眼底像との位置合わせをすることにより、そのOCT画像とその眼底像とを位置合わせすることも可能である。この位置合わせ手法は、眼底像取得用の光学系とOCT計測用の光学系とが同軸でない場合においても適用可能である。また、双方の光学系が同軸でない場合であっても、双方の光学系の相対的な位置関係が既知であれば、この相対位置関係を参照して同軸の場合と同様の位置合わせを実行することが可能である。
The
以上のように機能するデータ処理部230は、たとえば、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240Aと操作部240Bとが含まれる。表示部240A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240B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240Bには、眼科撮影装置1の筐体や外部に設けられた各種のボタンやキーが含まれていてもよい。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240B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240A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240Aと操作部240B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240B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240B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240A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240Bとを用いて、操作や情報入力を行うようにしてもよい。
The
表示装置3または表示部240Aは、この実施形態に係る「表示手段」の一例である。
The
〔信号光の走査及びOCT画像について〕
ここで、信号光LSの走査及びOCT画像について説明しておく。
[Scanning signal light and OCT images]
Here, the scanning of the signal light LS and the OCT image will be described.
眼科撮影装置1による信号光LSの走査態様としては、たとえば、水平スキャン、垂直スキャン、十字スキャン、放射スキャン、円スキャン、同心円スキャン、螺旋(渦巻)スキャンなどがある。これらの走査態様は、眼底の観察部位、解析対象(篩状板の形態など)、走査に要する時間、走査の精密さなどを考慮して適宜に選択的に使用される。
Examples of the scanning mode of the signal light LS by the
水平スキャンは、信号光LSを水平方向(x方向)に走査させるものである。水平スキャンには、垂直方向(y方向)に配列された複数の水平方向に延びる走査線に沿って信号光LSを走査させる態様も含まれる。この態様においては、走査線の間隔を任意に設定することが可能である。また、隣接する走査線の間隔を十分に狭くすることにより、前述の3次元画像を形成することができる(3次元スキャン)。垂直スキャンについても同様である。 The horizontal scan scans the signal light LS in the horizontal direction (x direction). The horizontal scan also includes an aspect in which the signal light LS is scanned along a plurality of horizontal scanning lines arranged in the vertical direction (y direction). In this aspect, it is possible to arbitrarily set the scanning line interval. Further, the above-described three-dimensional image can be formed by sufficiently narrowing the interval between adjacent scanning lines (three-dimensional scanning). The same applies to the vertical scan.
十字スキャンは、互いに直交する2本の直線状の軌跡(直線軌跡)からなる十字型の軌跡に沿って信号光LSを走査するものである。放射スキャンは、所定の角度を介して配列された複数の直線軌跡からなる放射状の軌跡に沿って信号光LSを走査するものである。なお、十字スキャンは放射スキャンの一例である。 In the cross scan, the signal light LS is scanned along a cross-shaped trajectory composed of two linear trajectories (straight trajectories) orthogonal to each other. In the radiation scan, the signal light LS is scanned along a radial trajectory composed of a plurality of linear trajectories arranged at a predetermined angle. The cross scan is an example of a radiation scan.
円スキャンは、円形状の軌跡に沿って信号光LSを走査させるものである。同心円スキャンは、所定の中心位置の周りに同心円状に配列された複数の円形状の軌跡に沿って信号光LSを走査させるものである。円スキャンは同心円スキャンの一例である。螺旋スキャンは、回転半径を次第に小さく(又は大きく)させながら螺旋状(渦巻状)の軌跡に沿って信号光LSを走査するものである。 In the circle scan, the signal light LS is scanned along a circular locus. In the concentric scan, the signal light LS is scanned along a plurality of circular trajectories arranged concentrically around a predetermined center position. A circle scan is an example of a concentric scan. In the spiral scan, the signal light LS is scanned along a spiral (spiral) locus while the radius of rotation is gradually reduced (or increased).
ガルバノスキャナ42は、互いに直交する方向に信号光LSを走査するように構成されているので、信号光LSをx方向及びy方向にそれぞれ独立に走査できる。更に、ガルバノスキャナ42に含まれる2つのガルバノミラーの向きを同時に制御することで、xy面上の任意の軌跡に沿って信号光LSを走査することが可能である。それにより、上記のような各種の走査態様を実現できる。
Since the
上記のような態様で信号光LSを走査することにより、走査線(走査軌跡)に沿う方向と眼底深度方向(z方向)とにより張られる面における断層像を取得することができる。また、特に走査線の間隔が狭い場合には、前述の3次元画像を取得することができる。 By scanning the signal light LS in the above-described manner, a tomographic image on a plane stretched by the direction along the scanning line (scanning trajectory) and the fundus depth direction (z direction) can be acquired. In addition, the above-described three-dimensional image can be acquired particularly when the scanning line interval is narrow.
上記のような信号光LSの走査対象となる眼底Ef上の領域、つまりOCT計測の対象となる眼底Ef上の領域を走査領域と呼ぶ。3次元スキャンにおける走査領域は、複数の水平スキャンが配列された矩形の領域である。また、同心円スキャンにおける走査領域は、最大径の円スキャンの軌跡により囲まれる円盤状の領域である。また、放射スキャンにおける走査領域は、各スキャンラインの両端位置を結んだ円盤状(或いは多角形状)の領域である。 A region on the fundus oculi Ef to be scanned with the signal light LS as described above, that is, a region on the fundus oculi Ef to be subjected to OCT measurement is referred to as a scanning region. The scanning area in the three-dimensional scan is a rectangular area in which a plurality of horizontal scans are arranged. The scanning area in the concentric scan is a disk-shaped area surrounded by the locus of the circular scan with the maximum diameter. In addition, the scanning area in the radial scan is a disk-shaped (or polygonal) area connecting both end positions of each scan line.
[動作例]
この実施形態に係る眼科撮影装置1の動作例について説明する。たとえば、観察部位を篩状板とすることが可能である。
[Operation example]
An operation example of the ophthalmologic photographing
図5に、眼科撮影装置1の動作の一例のフロー図を示す。
FIG. 5 shows a flowchart of an example of the operation of the ophthalmologic photographing
(S1)
まず、眼科撮影装置1は、外部に設けられたレフラクトメータにより被検眼についてあらかじめ測定された検眼データを取得する。たとえば、レフラクトメータにより測定された検眼データは、LAN等のネットワーク上のサーバ装置にあらかじめ保存されている。眼科撮影装置1は、ネットワークを介してサーバ装置にアクセスすることにより当該被検眼Eの検眼データを取得し、記憶部212に保存する。
(S1)
First, the
検眼データは、被検眼Eの眼底Efに投影された指標に対する被検者の応答によって決定される。たとえば、被検眼の検眼データは、被検者の応答に基づいて検者により決定される。 The optometry data is determined by the response of the subject to the index projected on the fundus oculi Ef of the eye E. For example, the optometry data of the eye to be examined is determined by the examiner based on the response of the subject.
(S2)
次に、主制御部211は、S1において取得された検眼データに基づいてVCCレンズ47を制御する。たとえば、主制御部211は、VCCレンズ47を構成する円柱レンズ471、472の回動による球面度の変化を考慮しつつ、S1において取得された検眼データから円柱レンズ471、472のそれぞれの回動角度を決定する。主制御部211は、決定された回動角度を実現するように第1VCC駆動部47Aに制御信号を出力することによりVCCレンズ47(円柱レンズ471、472)を駆動する。
(S2)
Next, the
(S3)
次に、篩状板(視神経乳頭)を中心とする画像を取得するための固視標を被検眼Eに提示した状態で、主制御部211は、被検眼Eに対する光学系のアライメント調整を行う。アライメント調整の例として、手動で行う場合と自動で行う場合とがある。
(S3)
Next, the
アライメント調整を手動で行う場合、主制御部211は、アライメント光学系50により一対のアライメント指標を被検眼Eに投影する。表示部240Aには、これらアライメント指標の受光像として一対のアライメント輝点が表示される。また、主制御部211は、一対のアライメント輝点の移動目標となる位置を表すアライメントスケールを表示部240Aに表示させる。アライメントスケールは、たとえば括弧型の画像である。
When performing alignment adjustment manually, the
被検眼Eと眼底カメラユニット2(対物レンズ22)との位置関係が適正である場合、すなわち、被検眼Eと眼底カメラユニット2との間の距離(ワーキングディスタンス)が適正であり、且つ、眼底カメラユニット2の光学系の光軸と被検眼Eの眼軸(角膜頂点位置)とが(ほぼ)一致している場合、公知の手法により、一対のアライメント輝点は、所定位置(たとえば、角膜頂点と角膜曲率中心との中間位置)においてそれぞれ一旦結像して被検眼Eに投影されるようになっている。検者は、一対のアライメント輝点をアライメントスケール内に導くように眼底カメラユニット2を3次元的に移動させることにより、被検眼Eに対する光学系のアライメント調整を行うことが可能である。
When the positional relationship between the eye E and the fundus camera unit 2 (objective lens 22) is appropriate, that is, the distance (working distance) between the eye E and the
アライメント調整を自動で行う場合、眼底カメラユニット2を移動させるためのアクチュエータ(パルスモータ等)が設けられる。データ処理部230は、表示部240Aに表示される画面中の各アライメント輝点の位置を特定し、特定された各アライメント輝点の位置とアライメントスケールとの変位を求める。主制御部211は、この変位をキャンセルするように眼底カメラユニット2を移動させる。各アライメント輝点の位置の特定は、たとえば、各アライメント輝点の輝度分布を求め、この輝度分布に基づいて重心位置を求めることにより実行できる。アライメントスケールの位置は一定であるので、たとえばその中心位置と上記重心位置との変位を求めることにより、目的の変位を求めることが可能である。眼底カメラユニット2の移動方向及び移動距離は、あらかじめ設定されたx方向、y方向及びz方向の各方向における単位移動距離(たとえば、眼底カメラユニット2をどの方向にどれだけ移動させると、アライメント指標がどの方向にどれだけ移動するかを事前に計測した結果)を参照して決定することが可能である。主制御部211は、決定された移動方向及び移動距離に応じた信号を生成し、この信号を上記アクチュエータに送信する。それにより、被検眼Eに対する光学系の位置が自動で調整される。
When the alignment adjustment is automatically performed, an actuator (such as a pulse motor) for moving the
(S4)
次に、主制御部211は、眼底Efの所定部位に対応する信号の干渉感度の最適化を行う。たとえば、主制御部211は、光路長変更部41を制御して信号光LSの光路長と参照光LRの光路長との差を変更する。また、主制御部211は、偏波コントローラ103、118を制御して偏光状態を変更したり、アッテネータ120を制御して光量を調整したりすることが可能である。
(S4)
Next, the
(S5)
次に、主制御部211は、被検眼Eに対する光学系のフォーカス調整を行う。フォーカス調整には、手動で行う場合と自動で行う場合とがある。
(S5)
Next, the
フォーカス調整を手動で行う場合、主制御部211は、フォーカス光学系60により一対のスプリット指標を被検眼Eに投影する。表示部240Aには、被検眼Eに投影された一対のスプリット指標の受光像として一対のスプリット輝線が表示される。たとえば、フォーカス光学系60は、反射棒67の反射面と眼底Efとが光学的に共役にとなるように、合焦レンズ31の移動と連動して、照明光学系10の光軸方向に移動される。反射面と眼底Efとが共役になっていない場合、一対のスプリット輝線は一直線上に並ばずに左右方向に分離して見える。一方、反射面と眼底Efとが共役になっている場合には、一対のスプリット輝線は一直線上に並んで見える。検者は、一対のスプリット輝線が上下に延びる一直線上に位置するように操作部240Bを操作することにより、被検眼Eに対する光学系のフォーカス調整を行うことが可能である。
When the focus adjustment is performed manually, the
フォーカス調整を自動で行う場合、データ処理部230は、表示部240Aにおいて表示される画面中における各スプリット輝線の表示位置を特定し、特定された各スプリット輝線が上下方向に一直線上に位置するような合焦レンズ31等の移動方向及び移動距離を求める。主制御部211は、求められた移動方向及び移動距離だけ合焦レンズ31等が移動されるように合焦駆動部31A及びフォーカス光学系60を制御する。ここで、各スプリット輝線の表示位置は、たとえば、各スプリット輝線の輝度分布から重心位置を求めることにより行われる。また、上記移動方向及び移動距離は、たとえば、あらかじめ設定された単位移動距離(たとえば、合焦レンズ31等をどの方向にどれだけ移動させると、スプリット輝線がどの方向にどれだけ移動するがを事前に測定した結果)を参照して決定することが可能である。
When the focus adjustment is automatically performed, the
(S6)
次に、主制御部211は、VCCレンズ47を調整する。たとえば、主制御部211は、被検眼Eのライブ画像を表示部240Aに表示させつつ、操作部240Bに対して検者が行った操作に応じてVCCレンズ47を制御する。後述するように、瞳孔における光束径が大きくなると焦点深度が浅くなる。このような場合、観察部位によってはVCCレンズ47を調整することにより、焦点深度の浅化を補償できるケースがある。従って、S6においては、瞳孔における光束径が大きくなることにより、眼球および光学系からもたらされる乱視成分が大きくなっても、観察部位によっては円柱度や円柱軸角度(乱視成分)を補正することが可能となり、眼球の収差を高精度に補正することができる。
(S6)
Next, the
(S7)
次に、主制御部211は、光源ユニット101、ガルバノスキャナ42等を制御して、眼底Efの篩状板(視神経乳頭)を含む領域を信号光LSで走査する。画像形成部220は、走査態様に対応する1以上の断層像を形成する。画像形成部220により形成された1以上の断層像(または、複数の断層像に基づくボリュームデータ等)は、OCT画像(OCT情報)として記憶部212に保存される。以上で、一連の動作は終了である(エンド)。
(S7)
Next, the
図6に、この実施形態における眼科撮影装置1の動作説明図を示す。図6は、瞳孔における入射光束径(単位:ミリメートル)の変化に対する横分解能(単位:マイクロメートル)、入射光量(単位:ミリワット)、及び焦点深度(単位:マイクロメートル)の変化をそれぞれ示す特性曲線C1〜C3を表したものである。特性曲線C1〜C3については、横軸が入射光束径を表す。横分解能の特性曲線C1と入射光量の特性曲線C2については同一グラフ上に示し、焦点深度の特性曲線C3については、特性曲線C1、C2の下方に示す。
FIG. 6 shows an operation explanatory diagram of the ophthalmologic photographing
被検眼Eの焦点距離をfとし、被検眼Eの瞳孔における光束径をDとし、信号光の波長をλとしたとき、横分解能Δxは、式(1)により表される。 When the focal length of the eye E is f, the beam diameter in the pupil of the eye E is D, and the wavelength of the signal light is λ, the lateral resolution Δx is expressed by Equation (1).
また、焦点深度DOFは、式(2)により表される。 Further, the depth of focus DOF is expressed by Expression (2).
横分解能Δxを小さくすることにより、高い横分解能を有する画像の取得が可能になる。式(1)に示すように、被検眼Eの焦点距離f及び信号光の波長λをそれぞれ一定と仮定すると、横分解能Δxを小さくするためには、光束径Dを大きくする必要がある(たとえば、図6においてDD1からDD2(0<DD1<DD2)に光束径Dを変化させる)。一般に、光束径Dを大きくすると、眼球の収差の影響が大きくなる。 By reducing the lateral resolution Δx, an image having a high lateral resolution can be obtained. As shown in Expression (1), assuming that the focal length f of the eye E and the wavelength λ of the signal light are constant, it is necessary to increase the beam diameter D in order to reduce the lateral resolution Δx (for example, In FIG. 6, the beam diameter D is changed from DD1 to DD2 (0 <DD1 <DD2). In general, when the luminous flux diameter D is increased, the influence of the aberration of the eyeball increases.
ところが、この実施形態では、VCCレンズ47により円柱度や円柱軸角度を補正することができるので、非常に簡素な構成と制御で、眼球の収差の影響を抑えながら横分解能Δxを小さくする(横分解能を高くする)ことが可能になる。特に、補償光学系を設ける必要がなくなるため、横分解能の向上を小型且つ低コストな構成で実現することが可能になる。
However, in this embodiment, since the cylindrical degree and the cylindrical axis angle can be corrected by the
また、補償光学系は、補正量が小さい高次収差の補正には好適であるが、大きな補正量を要する低次収差についてはこれを高精度に補正することは難しい。これに対して、この実施形態では、VCCレンズ47の制御により低次収差の補正を高い精度で行うことが可能である。
The adaptive optics system is suitable for correcting high-order aberrations with a small correction amount, but it is difficult to accurately correct low-order aberrations that require a large correction amount. On the other hand, in this embodiment, it is possible to correct low-order aberrations with high accuracy by controlling the
また、光束径DをDD1からDD2に変化させる(光束径Dを大きくする)と、図6に示すように入射光量Iが増大するため、干渉光の強度を高めることが可能になる。干渉光の強度が高くなると、高精細な画像を形成することが可能になるため、より一層の高画質化が可能になる。 Further, when the light beam diameter D is changed from DD1 to DD2 (the light beam diameter D is increased), the amount of incident light I increases as shown in FIG. 6, so that the intensity of the interference light can be increased. When the intensity of the interference light is increased, it is possible to form a high-definition image, so that it is possible to further improve the image quality.
一方、光束径DをDD1からDD2に変化させる(光束径Dを大きくする)と、式(3)に示すように焦点深度DOFが浅くなる。しかしながら、図5のS6においてVCCレンズ47の調整を行うことで、焦点深度DOFが浅くなることによる画質の劣化をある程度抑えることもできる。
On the other hand, when the light beam diameter D is changed from DD1 to DD2 (the light beam diameter D is increased), the depth of focus DOF becomes shallow as shown in Expression (3). However, by adjusting the
この実施形態では、信号光の波長λについて、約800nm〜1600nmの範囲に含まれる近赤外光とすることができる。この場合、眼底カメラユニット2の照明光の波長を約400nm〜800nmとし、且つ、これより長い波長、たとえば約800nm〜1600nmの範囲に含まれる波長を有する信号光を適用することで、眼底Efのより深い領域(たとえば、篩状板の孔部等)の画像計測が可能になる。
In this embodiment, the near-infrared light included in the range of about 800 nm to 1600 nm can be used for the wavelength λ of the signal light. In this case, the wavelength of the illumination light of the
また、この実施形態では、信号光の波長λについて、800nm≦λ≦1600nmにおいて、(4fλ)/(πD)≦10μmを満たすことが望ましい。これにより、10μm程度の横分解能を実現することができ、たとえば篩状板の孔部の観察が可能になる。 In this embodiment, it is desirable that (4fλ) / (πD) ≦ 10 μm be satisfied with respect to the wavelength λ of the signal light at 800 nm ≦ λ ≦ 1600 nm. Thereby, a lateral resolution of about 10 μm can be realized, and for example, observation of the hole portion of the sieve plate can be performed.
[効果]
この実施形態に係る眼科撮影装置1の効果について説明する。
[effect]
The effect of the ophthalmologic photographing
この実施形態に係る眼科撮影装置1は、干渉光学系と、制御部210または主制御部211(制御部)と、画像形成部220とを有する。干渉光学系は、光源ユニット101(光源)からの光を信号光LSと参照光LRとに分割し、被検眼Eを経由した信号光LSと参照光LRとの干渉光LCを検出する光学系である。干渉光学系は、VCCレンズ47(第1光学素子)を有する。VCCレンズ47は、信号光LSの光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更可能に構成されている。主制御部211は、VCCレンズ47を制御する。画像形成部220は、干渉光学系による干渉光LCの検出結果に基づいて被検眼Eの画像を形成する。
The ophthalmologic photographing
横分解能を小さくすることにより、高い横分解能を有する画像の取得が可能になる。横分解能を小さくするためには、被検眼Eの瞳孔における光束径を大きくする必要がある。光束径を大きくすると、眼球の収差の影響が大きくなる。しかしながら、この実施形態の構成によれば、VCCレンズ47により円柱度や円柱軸角度を補正することができるので、非常に簡素な構成と制御で、眼球の収差の影響を抑えながら横分解能を小さくすることが可能になる。特に、補償光学系を設ける必要がなくなるため、高い横分解能の画像の取得が可能な装置の小型化及び低コスト化が可能になる。
By reducing the lateral resolution, an image having a high lateral resolution can be obtained. In order to reduce the lateral resolution, it is necessary to increase the beam diameter in the pupil of the eye E to be examined. Increasing the beam diameter increases the effect of eyeball aberrations. However, according to the configuration of this embodiment, the cylindrical degree and the cylindrical axis angle can be corrected by the
また、補償光学系は、補正量が小さい高次収差については高精度な補正が可能であるが、補正量が大きい低次収差については十分に補正することが難しい。これに対して、この構成によれば、VCCレンズ47の制御により高精度に低次収差の補正が可能となる。
The adaptive optics system can correct high-order aberrations with a small correction amount with high accuracy, but it is difficult to sufficiently correct low-order aberrations with a large correction amount. On the other hand, according to this configuration, it is possible to correct low-order aberrations with high accuracy by controlling the
また、光束径を大きくすると角膜上照度が低下するため、入射光量を増大させることが可能となる。したがって、この構成によれば、入射光量の増大により干渉光の強度を向上させ、より一層の高画質化が可能になる。 Moreover, since the illuminance on the cornea decreases when the beam diameter is increased, the amount of incident light can be increased. Therefore, according to this configuration, the intensity of the interference light can be improved by increasing the amount of incident light, and the image quality can be further improved.
また、眼科撮影装置1は、記憶部212を有してもよい。記憶部212は、あらかじめ取得された被検眼の乱視度及び乱視軸角度の少なくとも1つを含む検眼データを記憶する。主制御部211は、記憶部212に記憶された検眼データに基づいてVCCレンズ47を制御する。
The ophthalmologic photographing
このような構成によれば、事前に取得された検眼データに基づいてVCCレンズ47を制御することにより、被検眼の乱視度及び乱視軸角度に応じた眼球の収差の補正が可能となり、非常に簡素な構成と制御で高い分解能の画像の取得が可能になる。
According to such a configuration, by controlling the
また、VCCレンズ47は、被検眼Eの瞳孔と光学的に共役な位置またはその近傍に配置されている。
Further, the
このような構成によれば、VCCレンズ47が被検眼Eの瞳孔と光学的に共役な位置に配置されている場合、眼球の収差をキャンセルするように円柱軸や円柱軸角度を精度よく変更することが可能になる。また、VCCレンズ47が被検眼Eの瞳孔と光学的に共役な位置の近傍に配置されていても、被検眼の乱視度の測定ではなく被検眼の乱視度の補正を目的としている場合には、瞳孔と光学的に共役な位置に対する配置位置のずれがVCCレンズ47により変更される円柱度や円柱軸角度に及ぼす影響は少ないと考えてよい。したがって、この場合でも眼球の収差をキャンセルするように円柱軸や円柱軸角度を変更することが可能となる。
According to such a configuration, when the
また、眼科撮影装置1では、干渉光学系は、ガルバノスキャナ42(走査部)を含む。ガルバノスキャナ42は、信号光LSで被検眼Eを走査するために用いられる。ガルバノスキャナ42は、瞳孔と光学的に共役な位置に配置され、VCCレンズ47は、ガルバノスキャナ42の近傍に配置されている。
In the
このような構成によれば、ガルバノスキャナ42を用いて被検眼Eを信号光LSで走査しつつ、眼球の収差をキャンセルするように円柱軸や円柱軸角度を変更することが可能になる。
According to such a configuration, it is possible to change the cylinder axis and the cylinder axis angle so as to cancel the aberration of the eyeball while scanning the eye E with the signal light LS using the
また、眼科撮影装置1は、操作部240Bを含んでもよい。主制御部211は、被検眼Eの略同一の部位を信号光LSによって反復的に走査するように干渉光学系を制御し、当該反復的な走査により取得される干渉光LCの検出結果に基づく被検眼Eのライブ画像を表示部240A(表示手段)に表示させ、操作部240Bにより行われた操作に応じてVCCレンズ47を制御する。
Further, the
このような構成によれば、手動で自動でVCCレンズ47の調整を行うことができるので、ユーザの手間をかけることなく高い分解能の画像の取得が可能となる。これにより、瞳孔における光束径が大きくなることにより、眼球および光学系からもたらされる乱視成分が大きくなっても、観察部位によっては円柱軸や円柱軸角度を補正することが可能となり、眼球の収差を高精度に補正することができる。
According to such a configuration, the
また、眼科撮影装置1は、被検眼Eの焦点距離をfとし、被検眼Eの瞳孔における光束径をDとし、信号光の波長をλとしたとき、800[nm]≦λ≦1600[nm]において(4fλ)/(πD)≦10[μm]を満たしてもよい。
The ophthalmologic photographing
このような構成によれば、10μm程度の横分解能を実現することができ、たとえば篩状板の孔部の観察が可能になる。 According to such a configuration, a lateral resolution of about 10 μm can be realized, and for example, it is possible to observe the hole portion of the sieve plate.
また、この実施形態の構成を眼科撮影装置の制御方法に適用することが可能である。この場合、光源ユニット101(光源)からの光を信号光LSと参照光LRとに分割し、被検眼Eを経由した信号光LSと参照光LRとの干渉光LCを検出する光学系であって、信号光LSの光路に配置され円柱度及び円柱軸の少なくとも1つを変更可能に構成されたVCCレンズ47を有する干渉光学系を含み、干渉光LCの検出結果に基づいて被検眼Eの画像を形成する眼科撮影装置1の制御方法は、被検眼Eの乱視度及び乱視軸角度の少なくとも1つを含む検眼データを取得し、取得された検眼データに基づいてVCCレンズ47を制御する。
The configuration of this embodiment can be applied to a method for controlling an ophthalmologic photographing apparatus. In this case, the optical system divides the light from the light source unit 101 (light source) into the signal light LS and the reference light LR, and detects the interference light LC between the signal light LS and the reference light LR via the eye E. And an interference optical system having a
<第1実施形態の変形例>
第1実施形態では、図5のS6において、被検眼Eのライブ画像を表示部240Aに表示させつつ、手動でVCCレンズ47の調整を行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。第1実施形態の変形例では、図5のS6において、自動でVCCレンズ47の調整を行う。
<Modification of First Embodiment>
In the first embodiment, the case where the
第1実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の各部の構成は、第1実施形態に係る眼科撮影装置1の構成とほぼ同様である。以下では、この変形例に係る眼科撮影装置について、第1実施形態との相違点を中心に説明する。
The configuration of each part of the ophthalmic imaging apparatus according to the modification of the first embodiment is substantially the same as the configuration of the
図7に、この変形例に係るデータ処理部の構成例のブロック図を示す。図4に示すデータ処理部として、図7に示すデータ処理部230aを適用することが可能である。
FIG. 7 shows a block diagram of a configuration example of a data processing unit according to this modification. As the data processing unit shown in FIG. 4, the
データ処理部230aは、解析部231を含んで構成される。解析部231は、干渉光学系により生成された干渉光LCの検出結果を解析することにより、VCCレンズ47の調整を行うための調整量を求める。
The
解析部231による解析処理の例には、客観的に画質を評価するための指標を求める処理や、ユーザ(検者など)の主観的に画質を評価するための指標を求める処理などがある。解析部231は、解析処理により求められた指標に対応した円柱軸や円柱軸角度の補正量を特定することにより、VCCレンズ47の調整を行うための調整量を求めることが可能である。
Examples of analysis processing by the
客観的に画質を評価するための指標を求める処理の例には、コントラストを求める処理や、鮮鋭度を求める処理などがある。コントラストを求める処理は、たとえば、画像全体や所定部位のSNR(Signal to Noise Ratio)やCNR(Contrast to Noise Ratio)を求め、求められたSNRやCNRのピーク値や平均値から指標を求める。鮮鋭度を求める処理は、たとえば、所定部位のエッジの近傍の鮮鋭な部分と不鮮鋭な部分とを求め、求められた不鮮鋭な部分の面積の大きさや、鮮鋭な部分から不鮮鋭な部分までの変化の度合いから指標を求める。 Examples of processing for obtaining an index for objectively evaluating image quality include processing for obtaining contrast and processing for obtaining sharpness. In the process of obtaining the contrast, for example, an SNR (Signal to Noise Ratio) or CNR (Contrast to Noise Ratio) of the entire image or a predetermined portion is obtained, and an index is obtained from the obtained SNR or the peak value or average value of the CNR. The processing for obtaining the sharpness is, for example, obtaining a sharp portion and an unsharp portion in the vicinity of the edge of a predetermined portion, and determining the size of the area of the obtained unsharp portion or from the sharp portion to the unsharp portion. An index is obtained from the degree of change in the.
主観的に画質を評価するための指標を求める例には、被検眼の視覚特性をモデル化し、当該視覚特性にしたがって指標を求める処理などがある。被検眼の視覚特性の例には、画像のコントラストが大きいほどノイズ成分の視認性が低下する特性や、空間周波数が高いほどノイズ成分の視認性が低下する特性などがある。 An example of obtaining an index for subjectively evaluating image quality includes a process of modeling visual characteristics of an eye to be examined and obtaining the index according to the visual characteristics. Examples of the visual characteristics of the eye to be inspected include a characteristic in which the visibility of the noise component decreases as the contrast of the image increases, and a characteristic in which the visibility of the noise component decreases as the spatial frequency increases.
主制御部211は、解析部231により求められた調整量に応じた制御信号を第1VCC駆動部47Aに出力する。第1VCC駆動部47Aは、この制御信号に応じてVCCレンズ47の円柱軸や円柱軸角度を変更させる。
The
この変形例によれば、第1実施形態と同様に、瞳孔における光束径が大きくなることにより、眼球および光学系からもたらされる乱視成分が大きくなっても、観察部位によっては円柱軸や円柱軸角度を補正することが可能となり、眼球の収差を高精度に補正することができる。 According to this modification, as in the first embodiment, even if the astigmatism component caused by the eyeball and the optical system increases due to the increase in the diameter of the light beam in the pupil, depending on the observation site, the cylinder axis or the cylinder axis angle Can be corrected, and the aberration of the eyeball can be corrected with high accuracy.
なお、この変形例において、解析部231は、干渉光学系により生成された干渉光LCの検出結果に基づいて画像を形成し、形成された画像の画質を評価することにより、VCCレンズ47を調整するための調整量を求めてもよい。
In this modification, the
[効果]
この変形例に係る眼科撮影装置の効果について説明する。
[effect]
The effect of the ophthalmologic photographing apparatus according to this modification will be described.
この変形例に係る眼科撮影装置は、解析部231を含む。制御部210または主制御部211(制御部)は、被検眼Eの略同一の部位を信号光LSによって反復的に走査するように干渉光学系を制御する。解析部231は、当該反復的な走査により取得される干渉光LCの検出結果を解析することによりVCCレンズ47(第1光学素子)の調整量(第1調整量)を求める。主制御部211は、解析部231により求められた調整量に基づいてVCCレンズ47を制御する。
An ophthalmologic photographing apparatus according to this modification includes an
このような構成によれば、第1実施形態と同様に、簡素な構成で高い横分解能の画像の取得が可能な眼科撮影装置を提供することが可能となる。また、自動でVCCレンズ47の調整を行うことができるので、ユーザの手間をかけることなく高い分解能の画像の取得が可能となる。
According to such a configuration, it is possible to provide an ophthalmologic photographing apparatus capable of acquiring an image with a high lateral resolution with a simple configuration, as in the first embodiment. In addition, since the
<第2実施形態>
第1実施形態では、瞳共役位置にガルバノスキャナ42が配置されているため、VCCレンズ47が瞳共役位置の近傍に配置されている場合について説明したが、これに限定されるものではない。第2実施形態では、瞳共役位置をリレーするためのリレー光学系を設けることにより、ガルバノスキャナ42及びVCCレンズ47が瞳共役位置に配置されている。
Second Embodiment
In the first embodiment, since the
第2実施形態に係る眼科撮影装置の各部の構成は、第1実施形態に係る眼科撮影装置1の構成とほぼ同様である。以下では、第2実施形態に係る眼科撮影装置について、第1実施形態との相違点を中心に説明する。
The configuration of each part of the ophthalmic imaging apparatus according to the second embodiment is substantially the same as the configuration of the
図8に、第2実施形態に係るリレー光学系の構成例を示す。図8において、図1と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。 FIG. 8 shows a configuration example of the relay optical system according to the second embodiment. In FIG. 8, the same parts as those in FIG.
この実施形態では、干渉光学系は、リレー光学系48を含んで構成される。リレー光学系48は、たとえば図1に示す構成において、ガルバノスキャナ42とVCCレンズ47との間の信号光LSの光軸に配置されている。リレー光学系48は、瞳共役位置がリレーされるように信号光及びその戻り光をリレーする1以上のレンズを有する。ガルバノスキャナ42は、被検眼Eの瞳孔と光学的に共役な第1共役位置に配置され、且つ、VCCレンズ47は、被検眼Eの瞳孔と光学的に共役な第2共役位置に配置される。
In this embodiment, the interference optical system includes a relay
これにより、VCCレンズ47が瞳共役位置の近傍に配置される場合と比較して、配置位置のずれの影響を与えることなく、VCCレンズ47により円柱軸や円柱軸角度を補正することが可能になる。
As a result, it is possible to correct the cylinder axis and the cylinder axis angle by the
[効果]
この実施形態に係る眼科撮影装置の効果について説明する。
[effect]
The effect of the ophthalmologic photographing apparatus according to this embodiment will be described.
この実施形態に係る眼科撮影装置では、干渉光学系は、ガルバノスキャナ42(走査部)と、リレー光学系48とを含む。ガルバノスキャナ42は、信号光LSで被検眼Eを走査するために用いられる。リレー光学系48は、ガルバノスキャナ42とVCCレンズ47(第1光学素子)との間に配置される。ガルバノスキャナ42は、被検眼Eの瞳孔と光学的に共役な第1共役位置に配置され、VCCレンズ47は、被検眼Eの瞳孔と光学的に共役な第2共役位置に配置されている。
In the ophthalmologic photographing apparatus according to this embodiment, the interference optical system includes a galvano scanner 42 (scanning unit) and a relay
このような構成によれば、ガルバノスキャナ42を瞳孔と光学的に共役な位置に配置しつつ、VCCレンズ47もまた瞳孔と光学的に共役な位置に配置することが可能となる。これにより、瞳孔と光学的に共役な位置に対するVCCレンズ47の配置位置のずれの影響を与えることなく、円柱軸や円柱軸角度を高精度に補正することが可能になる。
According to such a configuration, it is possible to arrange the
<第3実施形態>
上記の実施形態では、OCT計測により取得されたライブ画像を見ながら手動でVCCレンズ47の調整や、OCT計測により取得された画像に基づいて自動でVCCレンズ47の調整を行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。第3実施形態では、撮影光学系を用いて取得された正面画像を用いてVCCレンズ47の調整が可能である。
<Third Embodiment>
In the above embodiment, the case where the
第3実施形態に係る眼科撮影装置の各部の構成は、第1実施形態に係る眼科撮影装置1の構成とほぼ同様である。以下では、第3実施形態に係る眼科撮影装置について、第1実施形態との相違点を中心に説明する。
The configuration of each part of the ophthalmic imaging apparatus according to the third embodiment is substantially the same as the configuration of the
図9に、第3実施形態に係る眼科撮影装置の構成例を示す。図9において、図1と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。 FIG. 9 shows a configuration example of an ophthalmologic photographing apparatus according to the third embodiment. 9, parts that are the same as those in FIG. 1 are given the same reference numerals, and descriptions thereof are omitted as appropriate.
この実施形態に係る眼科撮影装置1aの構成が第1実施形態に係る眼科撮影装置1の構成と異なる点は、撮影光学系にVCCレンズ70が配置された点である。より具体的には、眼科撮影装置1aが有する眼底カメラユニット2aの撮影光学系30aは、合焦レンズ31とミラー32との間に配置されたVCCレンズ70を有する。
The configuration of the ophthalmic imaging apparatus 1a according to this embodiment is different from the configuration of the
VCCレンズ70は、VCCレンズ47と同様に、撮影光学系30aの光軸に配置され、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更する。VCCレンズ70は、VCCレンズ47と同様に、対向配置された2つの円柱レンズ(光学素子)を有し、2つの円柱レンズの相対位置を変更することにより円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更するように構成されている。この実施形態では、VCCレンズ70は、VCCレンズ47と同様に、図3の構成を有する。
Similarly to the
VCCレンズ70は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置またはその近傍に配置されている。VCCレンズ70が瞳孔と光学的に共役な位置の近傍に配置されている場合であっても、第1実施形態に係るVCCレンズ47と同様に、瞳共役位置に対するVCCレンズ70の配置位置のずれがVCCレンズ70により変更される円柱度や円柱軸角度に及ぼす影響は少ないと考えてよい。
The
撮影光学系30aは、この実施形態に係る「正面画像取得部」の一例である。
The imaging
図10に、第3実施形態に係る眼科撮影装置1aの制御系の構成例のブロック図を示す。図10において、図4と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。 FIG. 10 shows a block diagram of a configuration example of a control system of the ophthalmologic photographing apparatus 1a according to the third embodiment. In FIG. 10, the same parts as those in FIG.
(制御部)
眼科撮影装置1aの制御系は、眼科撮影装置1の制御系と同様に、制御部210を中心に構成される。この制御部210の主制御部211は、眼底カメラユニット2aの合焦駆動部31A、光路長変更部41、ガルバノスキャナ42、OCT合焦駆動部43A、第1VCC駆動部47A及び第2VCC駆動部70A、更にOCTユニット100の光源ユニット101、参照駆動部114A、偏波コントローラ103、118、アッテネータ120、検出器125を制御する。
(Control part)
The control system of the ophthalmologic photographing apparatus 1 a is configured around the
第2VCC駆動部70Aは、第1VCC駆動部47Aと同様に、撮影光学系30aの光軸を中心として2つの円柱レンズを互いに独立に回動させる。それにより、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つが変更される。
Similarly to the first
主制御部211は、VCCレンズ70が所望の円柱度及び円柱軸角度を発生するように第2VCC駆動部70Aに対して制御信号を出力する。それにより、第2VCC駆動部70Aは、VCCレンズ70の円柱軸や円柱軸角度を変更させる。また、主制御部211は、記憶部212に記憶された検眼データに基づいてVCCレンズ70を制御することが可能である。更に、主制御部211は、VCCレンズ70の制御に連動してVCCレンズ47を制御することが可能である。
The
第3実施形態に係る眼科撮影装置1aの動作についても第1実施形態に係る眼科撮影装置1の動作とほぼ同様である。以下では、第3実施形態に係る眼科撮影装置1aの動作について、第1実施形態との相違点を中心に説明する。
The operation of the ophthalmologic photographing apparatus 1a according to the third embodiment is also substantially the same as the operation of the ophthalmic photographing
第3実施形態に係る眼科撮影装置1aでは、図5のS6において、主制御部211は、被検眼の正面画像のライブ画像を表示部240Aに表示させつつ、操作部240Bに対してユーザが行った操作に応じてVCCレンズ70を制御することが可能である。被検眼の正面画像の例として、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)や、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)などがある。たとえば、主制御部211は、被検眼の正面画像をライブ画像として表示部240Aに表示させる。主制御部211は、操作部240Bに対するユーザの操作を受けて、当該操作内容に応じて第2VCC駆動部70Aを制御することにより、VCCレンズ70の円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更させる。
In the ophthalmologic photographing apparatus 1a according to the third embodiment, in S6 of FIG. 5, the
また、主制御部211は、VCCレンズ70の当該制御に応じて第1VCC駆動部47Aを制御することにより、VCCレンズ47の円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更させる。たとえば、記憶部212は、VCCレンズ70に対する制御内容にVCCレンズ47に対する制御内容が関連付けられた制御情報をあらかじめ記憶する。主制御部211は、記憶部212に記憶された制御情報を参照することにより、VCCレンズ70に対する制御に応じてVCCレンズ47を制御することができる。
Further, the
これにより、ユーザは、表示部240Aに表示された被検眼の正面画像を見ながら、操作部240BによりVCCレンズ70を制御することにより、この制御に連動してVCCレンズ47の円柱度や円柱軸角度を変更することが可能となる。
As a result, the user controls the
なお、第1VCC駆動部47Aが、上記の制御情報を参照して、第2VCC駆動部70AによるVCCレンズ70に対する制御内容に応じたVCCレンズ47に対する制御内容を特定することにより、VCCレンズ47を制御するようにしてもよい。
The first
なお、この実施形態において、被検眼の正面画像は、CCDイメージセンサ35や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である場合について説明したが、SLOやスリットランプや眼科手術用顕微鏡などの他の装置から取得された正面画像であってもよい。
In this embodiment, the case where the front image of the eye to be examined is an image based on fundus reflected light detected by the
[効果]
この実施形態に係る眼科撮影装置1aの効果について説明する。
[effect]
The effect of the ophthalmologic photographing apparatus 1a according to this embodiment will be described.
この実施形態に係る眼科撮影装置1aは、操作部240Bと、撮影光学系30a(正面画像取得部)とを含む。撮影光学系30aは、被検眼Eのライブ正面画像を取得するために用いられる。撮影光学系30aは、VCCレンズ70(第2光学素子)を含む。VCCレンズ70は、円柱度及び円柱軸の少なくとも1つを変更可能に構成されている。制御部210または主制御部211(制御部)は、撮影光学系30aにより取得されるライブ正面画像を表示部240A(表示手段)に表示させる。主制御部211は、操作部240Bにより行われた操作に応じてVCCレンズ70を制御し、且つ、VCCレンズ70の当該制御に応じてVCCレンズ47を制御する。
The ophthalmologic photographing apparatus 1a according to this embodiment includes an
VCCレンズ70は、対向配置された2つの円柱レンズ(光学素子)を有し、2つの円柱レンズの相対位置を変更することにより円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更するように構成されている。
The
このような構成によれば、ユーザは、表示部240Aに表示された被検眼Eのライブ正面画像を見ながら、操作部240BによりVCCレンズ70を制御することにより、この制御に連動してVCCレンズ47の円柱度や円柱軸角度を変更することが可能となる。
According to such a configuration, the user controls the
<第3実施形態の変形例>
第3実施形態では、図5のS6において、被検眼Eのライブ正面画像を表示部240Aに表示させつつ、手動でVCCレンズ70の調整を行うことによりVCCレンズ47の調整を行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。第3実施形態の変形例では、図5のS6において、自動でVCCレンズ70の調整を行うことによりVCCレンズ47の調整を行う。
<Modification of Third Embodiment>
In the third embodiment, the case where the
第3実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の各部の構成は、第3実施形態に係る眼科撮影装置1aの構成とほぼ同様である。以下では、この変形例に係る眼科撮影装置について、第3実施形態との相違点を中心に説明する。 The configuration of each part of the ophthalmic imaging apparatus according to the modification of the third embodiment is substantially the same as the configuration of the ophthalmic imaging apparatus 1a according to the third embodiment. Hereinafter, an ophthalmologic photographing apparatus according to this modification will be described focusing on differences from the third embodiment.
この変形例に係るデータ処理部もまた、第1実施形態の変形例に係るデータ処理部230aと同様に、解析部を含んで構成される。解析部は、撮影光学系30aにより取得されるライブ正面画像を解析することにより、VCCレンズ70の調整を行うための第2調整量を求める。この解析部による解析処理は、たとえば、第1実施形態の変形例に係るデータ処理部230aによる解析処理と同様である。主制御部211は、解析部により求められた第2調整量に応じた制御信号を第2VCC駆動部70Aに出力することにより、VCCレンズ70を制御する。
Similarly to the
この実施形態では、記憶部212は、図11に示すような制御情報をあらかじめ記憶する。この制御情報は、解析部により求められたVCCレンズ70の第2調整量にVCCレンズ47の第1調整量があらかじめ関連付けられた情報である。したがって、たとえば、調整量CT1bが求められると、これに対応した調整量CT1aを特定することが可能であり、調整量CT2bが求められると、これに対応した調整量CT2aを特定することが可能である。
In this embodiment, the
主制御部211は、この制御情報を参照することにより、解析部により求められた第2調整量に対応した第1調整量を特定する。主制御部211は、特定された第1調整量に応じた制御信号を第1VCC駆動部47Aに出力することにより、VCCレンズ47を制御する。なお、たとえば調整量CT1b、CT2bの間の第2調整量については、主制御部211は、調整量CT1a、CT2aに対する公知の補間処理を用いることにより第1調整量を特定する。このように、主制御部211は、解析部により求められた第2調整量に基づいてVCCレンズ70を制御し、且つ、第2調整量に対応した第1調整量に基づいてVCCレンズ47を制御することが可能である。
The
第3実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の動作についても第3実施形態に係る眼科撮影装置の動作とほぼ同様である。以下では、第3実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の動作について、第3実施形態との相違点を中心に説明する。 The operation of the ophthalmologic photographing apparatus according to the modification of the third embodiment is also substantially the same as the operation of the ophthalmic photographing apparatus according to the third embodiment. Below, operation | movement of the ophthalmologic imaging device which concerns on the modification of 3rd Embodiment is demonstrated centering on difference with 3rd Embodiment.
図12に、図5のS6のフロー図の一例を示す。 FIG. 12 shows an example of a flowchart of S6 in FIG.
(S11)
VCCレンズ70を調整する場合、解析部は、撮影光学系30aにより取得されるライブ正面画像を解析する。解析部による解析処理は、上記のように、事前に取得されたライブ正面画像に対して画質を評価するための指標を求める処理を含む。解析部は、解析処理により求められた指標に対応した円柱軸や円柱軸角度の補正量を特定することにより、VCCレンズ70の調整を行うための第2の調整量を求める。たとえば、第2調整量は、あらかじめ設定された制御情報(たとえば、特定された指標に対して、VCCレンズ70をどの方向にどれだけ調整するかを事前に計測した結果)を参照して決定することが可能である。
(S11)
When adjusting the
主制御部211は、解析部により求められた第2調整量に応じた制御信号を第2VCC駆動部70Aに出力する。第2VCC駆動部70Aは、制御信号に応じてVCCレンズ70の円柱軸や円柱軸角度を変更させる。これにより、撮影光学系30aにおいて円柱軸や円柱軸角度が補正される。
The
(S12)
主制御部211は、図11に示す制御情報を参照することにより、S11において求められたVCCレンズ70の第2調整量に対応したVCCレンズ47の第1調整量を特定する。
(S12)
The
(S13)
主制御部211は、S12において特定されたVCCレンズ47の第1調整量に応じた制御信号を第1VCC駆動部47Aに出力する。第1VCC駆動部47は、制御信号に応じてVCCレンズ47の円柱軸や円柱軸角度を変更させる。これにより、干渉光学系で円柱軸や円柱軸角度が補正される。
(S13)
The
以上のように、この変形例によれば、第3実施形態と同様に、瞳孔における光束径が大きくなることにより、眼球および光学系からもたらされる乱視成分が大きくなっても、観察部位によっては円柱軸や円柱軸角度を補正することが可能となり、眼球の収差を高精度に補正することができる。 As described above, according to this modification, as in the third embodiment, even if the astigmatism component caused by the eyeball and the optical system increases due to an increase in the diameter of the light flux in the pupil, depending on the observation site, the cylinder It is possible to correct the angle of the axis and the cylinder axis, and it is possible to correct the aberration of the eyeball with high accuracy.
[効果]
この変形例に係る眼科撮影装置の効果について説明する。
[effect]
The effect of the ophthalmologic photographing apparatus according to this modification will be described.
この変形例に係る眼科撮影装置は、撮影光学系30a(正面画像取得部)を含む。撮影光学系30aは、被検眼Eのライブ正面画像を取得するために用いられる。撮影光学系30aは、VCCレンズ70を含む。VCCレンズ70は、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも1つを変更可能に構成されている。制御部210または主制御部211(制御部)は、解析部を含む。解析部は、撮影光学系30aにより取得されるライブ正面画像を解析することによりVCCレンズ70の第2調整量を求める。主制御部211は、解析部により求められた第2調整量に基づいてVCCレンズ70を制御し、且つ、第2調整量に対応した第1調整量に基づいてVCCレンズ47を制御する。
The ophthalmologic photographing apparatus according to this modification includes a photographing
このような構成によれば、第3実施形態と同様に、簡素な構成で高い横分解能の画像の取得が可能な眼科撮影装置を提供することが可能となる。また、自動でVCCレンズ47、70の調整を行うことができるので、ユーザの手間をかけることなく高い分解能の画像の取得が可能となる。
According to such a configuration, it is possible to provide an ophthalmologic photographing apparatus capable of acquiring an image with a high lateral resolution with a simple configuration, as in the third embodiment. In addition, since the
<その他>
上記の実施形態またはその変形例では、眼底に対してOCTを行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。たとえば、前眼部の所定の部位を解析するために、前眼部に対してOCTを行う場合についても適用することができる。
<Others>
In the above embodiment or its modification, the case where OCT is performed on the fundus has been described, but the present invention is not limited to this. For example, the present invention can also be applied to the case where OCT is performed on the anterior segment in order to analyze a predetermined part of the anterior segment.
上記の実施形態またはその変形例では、眼科撮影装置の外部に設けられたレフラクトメータにより計測された被検眼の検眼データを取得する場合について説明したが、これに限定されるものではない。たとえば、上記の実施形態またはその変形例に係る眼科撮影装置が上記のレフラクトメータの機能を備え、図5のS1において、当該レフラクトメータの機能を用いて被検眼の検眼データを取得することも可能である。 In the above-described embodiment or the modification thereof, the case where the optometry data of the eye to be measured measured by the refractometer provided outside the ophthalmologic photographing apparatus has been described, but the present invention is not limited to this. For example, the ophthalmologic photographing apparatus according to the above-described embodiment or the modification thereof has the function of the above-described refractometer, and acquires the optometry data of the eye to be examined using the function of the refractometer in S1 of FIG. Is also possible.
上記の実施形態またはその変形例では、VCCレンズにより円柱度や円柱軸角度を変更する場合について説明したが、これに限定されるものではない。たとえば、VCCレンズに代えて反射光学系により円柱度や円柱軸角度を変更してもよい。このような反射光学系の例として、可変形ミラーなどがある。また、VCCレンズに代えてチューナブルレンズ、液晶レンズ、一対のアルバレツレンズを設けることも可能である。 In the above-described embodiment or its modification, the case where the cylindrical degree and the cylindrical axis angle are changed by the VCC lens has been described, but the present invention is not limited to this. For example, the cylindrical degree and the cylindrical axis angle may be changed by a reflective optical system instead of the VCC lens. An example of such a reflective optical system is a deformable mirror. It is also possible to provide a tunable lens, a liquid crystal lens, and a pair of Alvarez lenses instead of the VCC lens.
上記の実施形態またはその変形例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。また、インターネットやLAN等のネットワークを通じてこのプログラムを送受信することも可能である。 A computer program for realizing the above-described embodiment or its modification 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. It is also possible to transmit / receive this program through a network such as the Internet or a LAN.
以上に説明した構成は、この発明を好適に実施するための一例に過ぎない。よって、この発明の要旨の範囲内における任意の変形(省略、置換、付加等)を適宜に施すことが可能である。 The configuration described above is merely an example for favorably implementing the present invention. Therefore, arbitrary modifications (omitted, replacement, addition, etc.) within the scope of the present invention can be made as appropriate.
1、1a 眼科撮影装置
2、2a 眼底カメラユニット
10 照明光学系
30、30a 撮影光学系
41 光路長変更部
42 ガルバノスキャナ
47、70 VCCレンズ
47A 第1VCC駆動部
48 リレー光学系
70A 第2VCC駆動部
100 OCTユニット
200 演算制御ユニット
210 制御部
211 主制御部
212 記憶部
220 画像形成部
230、230a データ処理部
231 解析部
240A 表示部
240B 操作部
E 被検眼
Ef 眼底
LS 信号光
LR 参照光
LC 干渉光
DESCRIPTION OF
Claims (7)
前記第1光学素子を制御する制御部と、
前記干渉光学系による干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼の画像を形成する画像形成部と、
を含み、
前記干渉光学系は、
前記信号光で前記被検眼を走査するための走査部と、
前記走査部と前記第1光学素子との間に配置されたリレー光学系と、
を含み、
前記走査部は、前記瞳孔と光学的に共役な第1共役位置に配置され、
前記第1光学素子は、前記瞳孔と光学的に共役な第2共役位置に配置されている、
眼科撮影装置。 An optical system that divides light from a light source into signal light and reference light, and detects interference light between the signal light and the reference light that has passed through an eye to be examined, and is disposed in an optical path of the signal light and has a cylindrical degree And an interference optical system having a first optical element configured to be capable of changing at least one of the cylindrical axis angles and disposed at or near a position optically conjugate with the pupil of the eye to be examined ,
A control unit for controlling the first optical element;
An image forming unit that forms an image of the eye to be inspected based on a detection result of interference light by the interference optical system;
Only including,
The interference optical system is
A scanning unit for scanning the eye to be examined with the signal light;
A relay optical system disposed between the scanning unit and the first optical element;
Including
The scanning unit is disposed at a first conjugate position optically conjugate with the pupil,
The first optical element is disposed at a second conjugate position optically conjugate with the pupil.
Ophthalmic photography device.
前記制御部は、前記記憶部に記憶された前記検眼データに基づいて前記第1光学素子を制御する
ことを特徴とする請求項1に記載の眼科撮影装置。 Including a storage unit that stores optometry data including at least one of the astigmatism degree and the astigmatism axis angle of the eye to be acquired in advance,
The ophthalmologic photographing apparatus according to claim 1, wherein the control unit controls the first optical element based on the optometry data stored in the storage unit.
ことを特徴とする請求項1に記載の眼科撮影装置。 The ophthalmologic photographing apparatus according to claim 1 , wherein the first optical element is disposed in the vicinity of the scanning unit .
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撮影装置。 When the focal length of the eye to be examined is f, the beam diameter in the pupil of the eye to be examined is D, and the wavelength of the signal light is λ, (4fλ) / () at 800 [nm] ≦ λ ≦ 1600 [nm]. [pi] D) ≦ 10 ophthalmologic photographing apparatus according to any one of claims 1 to 3 and satisfies the [[mu] m].
ことを特徴とする請求項1〜請求項4のいずれか一項に記載の眼科撮影装置。 The first optical element has two optical elements arranged opposite to each other, and is configured to change at least one of the cylindrical degree and the cylindrical axis angle by changing a relative position of the two optical elements. ophthalmic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4, characterized in that it is.
ことを特徴とする請求項5に記載の眼科撮影装置。 The ophthalmologic photographing apparatus according to claim 5 , wherein the first optical element includes a variable cross cylinder lens .
前記被検眼の乱視度及び乱視軸角度の少なくとも1つを含む検眼データを取得し、
取得された前記検眼データに基づいて前記第1光学素子を制御する、
眼科撮影装置の制御方法。 An optical system that divides light from a light source into signal light and reference light, and detects interference light between the signal light and the reference light that has passed through an eye to be examined, and is disposed in an optical path of the signal light and has a cylindrical degree and it includes an interference optical system having a first optical element disposed on a pupil position optically conjugate with or near the changeably constructed the eye to be examined at least one of the cylindrical axis degree, the interference optical system A scanning unit for scanning the eye to be examined with the signal light, and a relay optical system disposed between the scanning unit and the first optical element, wherein the scanning unit includes the pupil and the optical unit. The first optical element is disposed at a second conjugate position optically conjugate with the pupil, and an image of the eye to be examined is obtained based on the detection result of the interference light. A method for controlling an ophthalmologic photographing apparatus to be formed,
Obtaining optometry data including at least one of an astigmatism degree and an astigmatism axis angle of the eye to be examined;
Controlling the first optical element based on the acquired optometry data;
Control method for ophthalmic imaging apparatus.
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