JP6643603B2 - Ophthalmic equipment - Google Patents
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Description
本発明は、被検眼に対して照明光を照射して、被検眼の角膜からの反射光を受光することによって角膜像を撮像する角膜撮影装置に関するものである。 The present invention relates to a corneal imaging device that irradiates illumination light to a subject's eye and receives reflected light from the cornea of the subject's eye to capture a corneal image.
従来から、眼疾患の有無判断や眼の術後経過の診断などに際して、角膜、特に角膜内皮の細胞状態を観察することが行われている。 2. Description of the Related Art Conventionally, when judging the presence or absence of an eye disease or diagnosing the postoperative course of an eye, the state of cells of the cornea, particularly the corneal endothelium, has been observed.
このような角膜内皮の細胞状態を観察するに際して、被検眼に対して非接触で角膜内皮細胞を撮像することのできる角膜撮影装置が知られている。特許文献1には、上記角膜撮影装置の一例として、被検眼の角膜に向けて斜めからスリット光を照射する照明光学系と、前記角膜の角膜内皮細胞からの反射光を受光して角膜内皮細胞を撮影する撮影光学系と、前記被検眼に固視をさせるための固視標光を前記被検眼に向けて投影する固視標光投影光学系とを備えた構成が開示されている。 A corneal imaging device is known which can image a corneal endothelial cell without contacting an eye to be examined when observing such a cell state of the corneal endothelium. Patent Document 1 discloses, as an example of the corneal imaging apparatus, an illumination optical system that irradiates a slit light obliquely toward a cornea of an eye to be examined, and a corneal endothelial cell that receives reflected light from the corneal endothelial cell of the cornea. And a fixation target light projecting optical system for projecting fixation target light toward the subject's eye to fixate on the subject's eye.
しかしながら、従来の角膜撮影装置にあっては、角膜内皮画像の観察中において、画面に表示されている部位に対して、以前撮影した角膜内皮画像との位置関係を把握することができなかった。そのため、同一の被検者における同一位置の角膜内皮細胞の経時変化を追尾することが困難であった。 However, in the conventional corneal imaging apparatus, during observation of the corneal endothelium image, the positional relationship between the part displayed on the screen and the previously captured corneal endothelium image cannot be grasped. Therefore, it has been difficult to track changes over time of corneal endothelial cells at the same position in the same subject.
本発明は、上述した実情に鑑みてなされたものであり、その目的は、被検眼の角膜内皮画像の観察において、過去に撮影されたデータを用いて、観察画面中にリアルタイム処理により情報を提示可能である角膜撮影装置を提供することである。 The present invention has been made in view of the above-described circumstances, and an object of the present invention is to present information by real-time processing in an observation screen using data obtained in the past in observation of a corneal endothelial image of an eye to be examined. It is to provide a corneal imaging device that is possible.
上記目的を達成するために、請求項1に記載の発明は、スリット光束を被検眼に対して斜めから照射する照射光源を備えた照明光学系と、スリット光束による被検眼の角膜からの反射光束を受光して角膜像を撮像する光電素子を備えた撮像光学系とを備え、それら照明光学系及び撮像光学系を全体として該被検眼に対して接近乃至は離隔方向に移動させて合焦せしめる駆動手段を備えた角膜撮影装置において、撮影した角膜内皮画像を被検者情報と共に保存する画像保存手段と、角膜内皮細胞輪郭を抽出する抽出手段と、同一被検者を観察する際に該保存手段により保存された過去の画像データを特定して参照する参照手段と、観察中において観察画像と過去の画像データとの間で任意の注視領域の相関を取り、2つの画像の一致する領域を特定する領域特定手段と、該領域特定手段により特定された領域を観察画像上にリアルタイムで表示する表示手段を備えたことを特徴とする。 In order to achieve the above object, an invention according to claim 1 includes an illumination optical system including an irradiation light source that irradiates a slit light beam obliquely to an eye to be inspected, and a reflected light beam from the cornea of the eye to be inspected due to the slit light beam. And an imaging optical system provided with a photoelectric element for receiving a corneal image to receive the corneal image. The illumination optical system and the imaging optical system as a whole are moved toward or away from the eye to be examined to focus. In a corneal imaging apparatus provided with a driving unit, an image storage unit that stores a captured corneal endothelial image together with subject information, an extraction unit that extracts a contour of a corneal endothelial cell, and a storage unit that observes the same subject when observing the same subject. Reference means for specifying and referring to the past image data stored by the means, and correlation between any observation region between the observed image and the past image data during the observation, and determining a matching region between the two images. Wherein the constant region specifying means, further comprising a display means for displaying in real time on the observation image region specified by the region specifying unit.
また、本発明の請求項2に記載の発明は、請求項1にかかる角膜撮影装置において、前記領域特定手段が、前記保存された過去の画像中の特徴的なパターンを参照マーカとして抽出および/または指定し、それを保存する参照マーカ保存手段と、前記参照マーカを用いて保存画像と観察画像のマッチングを計算する計算手段を有することを特徴とする。 According to a second aspect of the present invention, in the corneal imaging apparatus according to the first aspect, the area specifying means extracts and / or extracts a characteristic pattern in the stored past image as a reference marker. Alternatively, there is provided reference marker storage means for designating and storing the same, and calculation means for calculating matching between the stored image and the observed image using the reference marker.
また、本発明の請求項3に記載の発明は、請求項1又は請求項2にかかる角膜撮影装置において、前記領域特定手段により特定された、前記保存された過去の画像と観察画像の一致領域に対して、前記保存された過去の画像の角膜内皮細胞輪郭を用いて、特定される細胞領域を順次比較することにより変化度合いの大きさを判断する変化度合い判定手段を有することを特徴とする。 According to a third aspect of the present invention, in the corneal imaging apparatus according to the first or second aspect, a coincidence area between the stored past image and the observed image specified by the area specifying unit is provided. On the other hand, using a stored corneal endothelial cell contour of the past image, a change degree determining unit that determines the magnitude of the change degree by sequentially comparing the specified cell regions. .
また、本発明の請求項4に記載の発明は、請求項3にかかる角膜撮影装置において、前記変化度合い判定手段による判定結果に基づいて、観察中又は撮影された画像上に重畳して彩色表示を行うことを特徴とする。 According to a fourth aspect of the present invention, in the corneal imaging apparatus according to the third aspect, based on the determination result by the change degree determination unit, the corneal imaging apparatus displays a color by superimposing it on an image being observed or photographed. Is performed.
また、本発明の請求項5に記載の発明は、請求項3にかかる角膜撮影装置において、前記変化度合い判定手段による判定結果に基づいて、前記変化度合いが規定以下の場合に、前記保存された過去の画像の角膜内皮細胞輪郭を観察中の画像上に重畳表示することを特徴とする。 Further, according to a fifth aspect of the present invention, in the corneal imaging apparatus according to the third aspect, based on a determination result by the change degree determining means, when the change degree is equal to or less than a specified value, the stored image is stored. It is characterized in that the contour of the corneal endothelial cell of the past image is superimposed and displayed on the image under observation.
また、本発明の請求項6に記載の発明は、請求項3にかかる角膜撮影装置において、前記変化度合い判定手段による判定結果に基づいて、前記変化度合いが規定以下の場合に、前記保存された過去の画像の角膜内皮細胞輪郭領域を用いて、観察中の画像上に前記保存された過去の画像の細胞密度をリアルタイムで重畳表示することを特徴とする。
According to a sixth aspect of the present invention, in the corneal imaging apparatus according to the third aspect, based on the determination result by the degree-of-change determining means, when the degree of change is equal to or less than a specified value, the stored image is stored. Using the corneal endothelial cell contour region of the past image, the cell density of the stored past image is superimposed and displayed on the image under observation in real time.
上記のように、本発明にかかる角膜撮影装置は、被検眼の角膜内皮画像の観察において、過去に撮影された領域を特定し、過去の画像取得位置と同一の位置の画像を取得することができるようになるため、経時変化を追尾することが可能となる。 As described above, the corneal imaging apparatus according to the present invention can identify an area captured in the past and obtain an image at the same position as the previous image acquisition position in the observation of the corneal endothelial image of the subject's eye. As a result, it is possible to track changes over time.
以下、本発明を更に具体的に明らかにするために、本発明の実施形態について、図面を参照しつつ、詳細に説明する。 Hereinafter, in order to clarify the present invention more specifically, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
先ず、図1に、本発明における角膜撮影装置の一実施形態としての装置光学系10を示す。装置光学系10は、被検眼Eの前眼部を観察する観察光学系12を挟んで、一方の側に撮像照明光学系14および位置検出光学系16が設けられ、他方の側に位置検出照明光学系18および撮像光学系20が設けられた構造とされている。なお、特に本実施形態においては、撮像照明光学系14および位置検出照明光学系18を含んで、照明光学系が構成されている。 First, FIG. 1 shows an apparatus optical system 10 as one embodiment of a corneal imaging apparatus according to the present invention. The apparatus optical system 10 is provided with an imaging illumination optical system 14 and a position detection optical system 16 on one side, and a position detection illumination system on the other side, with an observation optical system 12 for observing the anterior segment of the eye E to be examined interposed therebetween. It has a structure provided with an optical system 18 and an imaging optical system 20. In particular, in the present embodiment, an illumination optical system includes the imaging illumination optical system 14 and the position detection illumination optical system 18.
観察光学系12は、被検眼Eに近い位置から順にハーフミラー22、対物レンズ24、ハーフミラー26、コールドミラー27、および光電素子としてのCCD28が光軸O1上に設けられて構成されている。また、被検眼Eの前方には、複数(本実施形態においては、2つ)の観察用光源30、30が配設されている。観察用光源30、30は、赤外光束を発する例えば赤外LEDなどが用いられる。そして、コールドミラー27は、赤外光を透過せしめる一方、可視光を反射するようにされており、観察用光源30、30から発せられて被検眼Eの前眼部で反射された反射光束が、対物レンズ24およびコールドミラー27を通して、CCD28上で結像されるようになっている。 The observation optical system 12 is configured such that a half mirror 22, an objective lens 24, a half mirror 26, a cold mirror 27, and a CCD 28 as a photoelectric element are provided on the optical axis O1 in order from a position close to the eye E. In addition, a plurality of (two in this embodiment) observation light sources 30 are arranged in front of the eye E to be examined. As the observation light sources 30, 30, for example, an infrared LED that emits an infrared light beam is used. The cold mirror 27 transmits infrared light while reflecting visible light. The reflected light flux emitted from the observation light sources 30 and 30 and reflected by the anterior segment of the eye E to be examined is reflected by the cold mirror 27. An image is formed on a CCD 28 through an objective lens 24 and a cold mirror 27.
撮像照明光学系14は、被検眼Eに近い位置から順に投影レンズ32、コールドミラー34、スリット36、集光レンズ38、撮像用光源40が設けられて構成されている。撮像用光源40は可視光束を発する例えばLED等が用いられる。コールドミラー34は、赤外光を透過せしめる一方、可視光を反射するようにされている。そして、撮像用光源40から発せられた光束は、対物レンズ38およびスリット36と通して、角膜Cに対して斜め方向から照射されるようになっている。 The imaging illumination optical system 14 is provided with a projection lens 32, a cold mirror 34, a slit 36, a condenser lens 38, and an imaging light source 40 in order from a position near the eye E. As the imaging light source 40, for example, an LED that emits a visible light beam is used. The cold mirror 34 is configured to transmit infrared light while reflecting visible light. The light beam emitted from the imaging light source 40 passes through the objective lens 38 and the slit 36 and irradiates the cornea C from an oblique direction.
位置検出光学系16は、その光軸の一部が撮像照明光学系14の光軸と一致せしめられており、被検眼Eに近い位置から順に投影レンズ32、コールドミラー34、ラインセンサ44が設けられて構成されている。そして、後述する観察用光源54から照射されて角膜Cで反射された光束が、投影レンズ32、コールドミラー34を通して、ラインセンサ44上に結像されるようになっている。 The position detection optical system 16 has a part of the optical axis coincident with the optical axis of the imaging illumination optical system 14, and is provided with a projection lens 32, a cold mirror 34, and a line sensor 44 in order from a position near the eye E to be examined. It is configured. A light beam emitted from an observation light source 54 to be described later and reflected by the cornea C is imaged on the line sensor 44 through the projection lens 32 and the cold mirror 34.
一方、位置検出照明光学系18は、被検眼Eに近い位置から順に対物レンズ46、コールドミラー48、集光レンズ52、および位置検出用光源としての観察用光源54が設けられて構成されている。観察用光源54は、例えば赤外LEDなどの赤外光源が好適に採用される。そして、観察用光源54から発せられた赤外光束が、角膜Cに対して斜めから照射されるようになっている。なお、観察用光源54は、例えばハロゲンランプや可視光LEDなどの可視光源と赤外フィルタを組み合わせることによって構成してもよい。但し、観察用光源54は、必ずしも赤外光源とされる必要は無く、ハロゲンランプや可視光LEDなどの可視光源を用いてもよい。可視光源を用いる場合には、その照度は撮像用光源40の照度よりも小さくされることが好ましい。これにより、アライメント等、観察用光源54による光束を照射せしめる際の被験者の負担を軽減することが出来る。 On the other hand, the position detection illumination optical system 18 is provided with an objective lens 46, a cold mirror 48, a condenser lens 52, and an observation light source 54 as a position detection light source in order from a position close to the eye E. . As the observation light source 54, an infrared light source such as an infrared LED is preferably employed. The cornea C is obliquely irradiated with the infrared light emitted from the observation light source 54. The observation light source 54 may be configured by combining a visible light source such as a halogen lamp or a visible light LED with an infrared filter. However, the observation light source 54 does not necessarily need to be an infrared light source, and a visible light source such as a halogen lamp or a visible light LED may be used. When using a visible light source, the illuminance is preferably smaller than the illuminance of the imaging light source 40. Thereby, the burden on the subject when irradiating the light beam from the observation light source 54 such as alignment can be reduced.
撮像光学系20は、その光軸の一部が位置検出照明光学系18の光軸と一致せしめられており、被検眼Eに近い位置から順に対物レンズ46、コールドミラー48、スリット56、変倍レンズ58、合焦レンズ60、コールドミラー27、CCD28が設けられて構成されている。そして、撮像用光源40から照射されて角膜Cで反射された光束が、対物レンズ46を介してコールドミラー48で反射された後に、スリット56を通過し、変倍レンズ58によって平行光束とされ、合焦レンズ60を介した後に、コールドミラー27で反射されてCCD28上に結像されるようになっている。 The imaging optical system 20 has a part of the optical axis coincident with the optical axis of the position detection illumination optical system 18, and the objective lens 46, the cold mirror 48, the slit 56, A lens 58, a focusing lens 60, a cold mirror 27, and a CCD 28 are provided. Then, the light beam emitted from the imaging light source 40 and reflected by the cornea C is reflected by the cold mirror 48 via the objective lens 46, passes through the slit 56, and is converted into a parallel light beam by the variable power lens 58. After passing through the focusing lens 60, the light is reflected by the cold mirror 27 to form an image on the CCD 28.
また、観察光学系12上に設けられるハーフミラー22は、固視標光学系64、アライメント光学系66の一部を構成している。 Further, the half mirror 22 provided on the observation optical system 12 forms a part of the fixation target optical system 64 and the alignment optical system 66.
固視標光学系64は、被検眼Eに近い位置から順にハーフミラー22、投影レンズ68、ハーフミラー70、ピンホール板72、固視標光源74が設けられて構成されている。固視標光源74は例えばLEDなどの可視光を発する光源であり、固視標光源74から発せられた光束は、ピンホール板72、ハーフミラー70を透過した後、投影レンズ68によって平行光束とされて、ハーフミラー22によって反射されて被検眼Eに照射される。 The fixation target optical system 64 includes a half mirror 22, a projection lens 68, a half mirror 70, a pinhole plate 72, and a fixation target light source 74 in order from a position close to the eye E. The fixation target light source 74 is, for example, a light source that emits visible light such as an LED. The light flux emitted from the fixation target light source 74 is transmitted through the pinhole plate 72 and the half mirror 70, and then converted into a parallel light flux by the projection lens 68. Then, the light is reflected by the half mirror 22 and irradiated to the eye E to be inspected.
アライメント光学系66は、被検眼Eに近い位置から順にハーフミラー22、投影レンズ68、ハーフミラー70、絞り76、ピンホール板78、集光レンズ80、アライメント光源82が設けられて構成されている。アライメント光源82からは赤外光が発せられるようになっており、かかる赤外光は集光レンズ80により集光されてピンホール板78を通過し、絞り76に導かれる。そして、絞り76を通過した光はハーフミラー70に反射されて、投影レンズ68によって平行光束とされた後に、ハーフミラー22によって反射されて被検眼Eに照射される。 The alignment optical system 66 is provided with a half mirror 22, a projection lens 68, a half mirror 70, a stop 76, a pinhole plate 78, a condenser lens 80, and an alignment light source 82 in this order from a position close to the eye E. . The alignment light source 82 emits infrared light. The infrared light is condensed by the condenser lens 80, passes through the pinhole plate 78, and is guided to the stop 76. The light that has passed through the stop 76 is reflected by the half mirror 70, is converted into a parallel light beam by the projection lens 68, is reflected by the half mirror 22, and irradiates the eye E to be inspected.
また、観察光学系12上に設けられたハーフミラー26は、アライメント検出光学系84の一部を構成している。 The half mirror 26 provided on the observation optical system 12 forms a part of the alignment detection optical system 84.
アライメント検出光学系84は、被検眼Eに近い位置から順にハーフミラー26、位置検出可能なアライメント検出センサ88が設けられて構成されている。そして、アライメント光源82から照射されて、角膜Cで反射された光束が、ハーフミラー26で反射されて、アライメント検出センサ88に導かれるようになっている。 The alignment detection optical system 84 includes the half mirror 26 and an alignment detection sensor 88 capable of detecting a position in order from a position close to the eye E. The light beam emitted from the alignment light source 82 and reflected by the cornea C is reflected by the half mirror 26 and guided to the alignment detection sensor 88.
このような構造とされた装置光学系10は、図2に示す角膜撮影装置100に収容されている。角膜撮影装置100は、ベース102の上に本体部104が設けられており、かかる本体部104の上にケース106が前後左右および上下動可能に設けられて構成されている。ベース102には、電源装置が内蔵されていると共に、操作スティック108が設けられており、かかる操作スティック108を操作してケース106を駆動せしめることが出来るようにされている。また、本体部104には、後述する各制御回路などが収容されていると共に、例えば液晶モニタなどからなる表示画面110が設けられている。 The device optical system 10 having such a structure is housed in a corneal imaging device 100 shown in FIG. The corneal imaging apparatus 100 is provided with a main body 104 provided on a base 102, and a case 106 provided on the main body 104 so as to be movable back and forth, right and left, and up and down. The base 102 has a built-in power supply device and an operation stick 108. The operation stick 108 can be operated to drive the case 106. Further, the main body 104 accommodates control circuits and the like to be described later, and has a display screen 110 formed of, for example, a liquid crystal monitor.
さらに、図3に示すように、角膜撮影装置100には、ケース106を駆動せしめることによって、装置光学系10を被検眼Eに対して前後上下左右に移動せしめる駆動手段が設けられている。これらの駆動手段は例えばラック・ピニオン機構などによって構成されており、本実施形態においては、装置光学系10を図3における上下方向のX方向に駆動せしめるX軸駆動機構112、図3における紙面と垂直のY方向に駆動せしめるY軸駆動機構114、図3における左右方向のZ方向に駆動せしめるZ軸駆動機構116が設けられている。 Further, as shown in FIG. 3, the corneal imaging apparatus 100 is provided with a driving unit that moves the apparatus optical system 10 forward, backward, up, down, and left and right by driving the case 106. These driving means are constituted by, for example, a rack and pinion mechanism. In this embodiment, an X-axis driving mechanism 112 for driving the apparatus optical system 10 in the vertical X direction in FIG. A Y-axis drive mechanism 114 for driving in the vertical Y direction and a Z-axis drive mechanism 116 for driving in the horizontal Z direction in FIG. 3 are provided.
また、角膜撮影装置100には、装置光学系10による角膜像の撮像の作動制御を行う撮像制御手段としての撮像制御回路117が設けられている。そして、X軸駆動機構112、Y軸駆動機構114、Z軸駆動機構116は、それぞれ、撮像制御回路117に接続されて、撮像制御回路117からの駆動信号に基づいて駆動せしめられるようにされている。また、アライメント検出センサ88は、XYアライメント検出回路118に接続されており、かかるXYアライメント検出回路118は、撮像制御回路117に接続されている。また、ラインセンサ44は、Zアライメント検出回路120に接続されており、かかるZアライメント検出回路120は、撮像制御回路117に接続されている。これにより、アライメント検出センサ88およびラインセンサ44の検出情報が、撮像制御回路117に入力されるようになっている。なお、図示は省略するが、撮像制御回路117は、各照明光源30、40、54、74、82にも接続されており、これらの発光を制御できるようにされている。 Further, the corneal imaging apparatus 100 is provided with an imaging control circuit 117 as imaging control means for controlling the operation of imaging the corneal image by the apparatus optical system 10. Then, the X-axis drive mechanism 112, the Y-axis drive mechanism 114, and the Z-axis drive mechanism 116 are respectively connected to the imaging control circuit 117, and are driven based on a driving signal from the imaging control circuit 117. I have. The alignment detection sensor 88 is connected to an XY alignment detection circuit 118, and the XY alignment detection circuit 118 is connected to an imaging control circuit 117. The line sensor 44 is connected to a Z alignment detection circuit 120, and the Z alignment detection circuit 120 is connected to an imaging control circuit 117. Thereby, the detection information of the alignment detection sensor 88 and the line sensor 44 is input to the imaging control circuit 117. Although not shown, the imaging control circuit 117 is also connected to each of the illumination light sources 30, 40, 54, 74, and 82 so as to be able to control the light emission thereof.
さらに、角膜撮影装置100には、CCD28が受像した画像が入力されて、かかる画像を取捨選択する画像選択回路122が設けられていると共に、かかる画像選択回路122によって選択された画像を記憶する記憶手段としての記憶装置124が設けられている。 Further, the corneal photographing apparatus 100 is provided with an image selection circuit 122 for receiving an image received by the CCD 28 and selecting the image, and storing the image selected by the image selection circuit 122. A storage device 124 as means is provided.
次に、このような構造とされた角膜撮影装置100において、撮像制御回路117が実行する角膜内皮の撮像手順の概略を図4に示し、以降、順に説明する。 Next, in the corneal imaging apparatus 100 having such a structure, an outline of an imaging procedure of the corneal endothelium executed by the imaging control circuit 117 is shown in FIG.
先ず、S1において、被検眼Eに対して、装置光学系10のX方向およびY方向の位置合わせ(XYアライメント)を行う。かかるXYアライメント時には、固視標光源74から照射された固視標光が被検眼Eに導かれる。そして、被検者にかかる固視標光を固視させることによって、被検眼Eの光軸方向を、観察光学系12の光軸O1の方向と一致させることが出来る。かかる状態下で、観察用光源30、30から照射されて、被検眼Eの前眼部で反射された光束がCCD28上に導かれる。これにより、図5に示すように、表示画面110上に、被検眼Eの前眼部が表示される。 First, in S1, alignment of the apparatus optical system 10 in the X direction and the Y direction (XY alignment) is performed on the eye E to be inspected. During such XY alignment, fixation target light emitted from the fixation target light source 74 is guided to the eye E to be examined. Then, by fixing the fixation target light on the subject, the optical axis direction of the eye E can be matched with the direction of the optical axis O1 of the observation optical system 12. In this state, a light beam emitted from the observation light sources 30 and 30 and reflected by the anterior segment of the eye E is guided onto the CCD 28. Thus, the anterior segment of the eye E is displayed on the display screen 110 as shown in FIG.
さらに、表示画面110上には、例えばスーパーインポーズ信号などによって生成された、矩形枠形状のアライメントパターン125が、被検眼Eに重ねて表示される。それと共に、アライメント光源82から被検眼Eに向けて照射された光束が、被検眼Eの前眼部で反射されて、CCD28に導かれることによって、表示画面110に、点状のアライメント光126として表示されるようになっている。そして、操作者は操作スティック108を操作することによって、装置光学系10を駆動せしめて、アライメント光126がアライメントパターン125の枠内に入るように、装置光学系10の位置を調節する。 Further, on the display screen 110, a rectangular frame-shaped alignment pattern 125 generated by, for example, a superimpose signal or the like is displayed so as to overlap the eye E to be examined. At the same time, a light beam emitted from the alignment light source 82 toward the subject's eye E is reflected by the anterior segment of the subject's eye E and guided to the CCD 28, so that a point-like alignment light 126 is displayed on the display screen 110. It is displayed. Then, the operator operates the operation stick 108 to drive the apparatus optical system 10, and adjusts the position of the apparatus optical system 10 so that the alignment light 126 enters the frame of the alignment pattern 125.
また、アライメント光源82から照射されて、被検眼Eの前眼部で反射された光束の一部は、ハーフミラー26で反射されて、アライメント検出センサ88に導かれるようになっている。なお、アライメント光源82からは被検者に認識されない赤外光束が照射されることによって、被検者の負担が軽減されている。ここにおいて、アライメント検出センサ88は、アライメント光126がアライメントパターン125の枠内に入ると、アライメント光126のX方向の位置とY方向の位置を検出することが出来るようにされている。かかるX方向位置とY方向位置は、XYアライメント検出回路118に入力される。XYアライメント検出回路118は、X方向の位置情報に基づいて観察光学系10の光軸O1が被検眼Eの光軸に近づくようにX軸駆動機構112を駆動すると共に、Y方向の位置情報に基づいて観察光学系10の光軸O1が被検眼Eの光軸に近づくようにY軸駆動機構114を駆動せしめる。これにより、装置光学系10の被検眼Eに対するXY方向の位置合わせが行われる。なお、後述するように、かかるXYアライメントは、撮像中も適宜のタイミングで実施される。また、特に本実施形態においては、アライメント光源82と観察用光源30,30を短時間で交互に点滅せしめると共に、アライメント光源82の点灯タイミングに合わせてアライメント検出センサ88による検出が行われるようになっている。これにより、XYアライメントに際して観察用光源30,30の赤外光束が影響を与えることの無いようにされている。なお、アライメント光源82と観察用光源30,30の点滅はCCD28における受光信号への変換速度よりも高速に行われることから、CCD28の受光信号が出力される表示画面110には、両光源82,30が点滅して認識されることはなく、あたかも光源82,30が連続して点灯しているように認識される。 In addition, a part of the light beam emitted from the alignment light source 82 and reflected by the anterior segment of the eye E is reflected by the half mirror 26 and guided to the alignment detection sensor 88. In addition, the burden on the subject is reduced by irradiating infrared rays that are not recognized by the subject from the alignment light source 82. Here, when the alignment light 126 enters the frame of the alignment pattern 125, the alignment detection sensor 88 can detect the position of the alignment light 126 in the X direction and the position in the Y direction. The X-direction position and the Y-direction position are input to the XY alignment detection circuit 118. The XY alignment detection circuit 118 drives the X-axis drive mechanism 112 based on the position information in the X direction so that the optical axis O1 of the observation optical system 10 approaches the optical axis of the eye E to be inspected, and converts the position information in the Y direction into Then, the Y-axis driving mechanism 114 is driven such that the optical axis O1 of the observation optical system 10 approaches the optical axis of the eye E to be examined. Thereby, the alignment of the apparatus optical system 10 with respect to the eye E in the XY directions is performed. As will be described later, such XY alignment is performed at appropriate timing even during imaging. In particular, in the present embodiment, the alignment light source 82 and the observation light sources 30 and 30 are alternately blinked in a short time, and detection by the alignment detection sensor 88 is performed in accordance with the lighting timing of the alignment light source 82. ing. Thus, the infrared light flux of the observation light sources 30, 30 does not affect the XY alignment. The blinking of the alignment light source 82 and the observation light sources 30, 30 is performed at a higher speed than the conversion speed of the CCD 28 into light reception signals. 30 is not recognized by blinking, but is recognized as if the light sources 82 and 30 are continuously lit.
次に、S2において、Z軸駆動機構116を駆動せしめて、装置光学系10を、被検眼Eに対して接近する方向に前進作動せしめる。このように、本実施形態においては、S2およびZ軸駆動機構116を含んで、撮像前前進制御手段が構成されている。そして、観察用光源54を発光せしめて、観察用光源54から照射された赤外光束を、被検眼Eの角膜Cに対して斜め方向から照射すると共に、角膜Cから反射された光束を、ラインセンサ44によって受光する。特に本実施形態においては、観察用光源54から照射される光束が赤外光束とされていることから、被検者の負担が軽減されている。 Next, in S2, the Z-axis drive mechanism 116 is driven to move the apparatus optical system 10 forward in a direction approaching the eye E to be examined. As described above, in the present embodiment, the advance control unit before imaging includes the S2 and the Z-axis drive mechanism 116. Then, the observation light source 54 is caused to emit light, and the infrared light beam emitted from the observation light source 54 is irradiated obliquely to the cornea C of the eye E to be examined, and the light beam reflected from the cornea C is converted into a line. The light is received by the sensor 44. In particular, in the present embodiment, since the light beam emitted from the observation light source 54 is an infrared light beam, the burden on the subject is reduced.
そして、観察用光源54からの赤外光束は、角膜Cの上皮細胞や角膜実質、角膜内皮など、角膜Cの各層毎に異なる反射光量をもって反射せしめられる。図6に概略的に示すように、観察用光源54からの赤外光束Lは、空気と角膜Cとの境界面となる上皮細胞eでまず反射される。また、上皮細胞eを透過した光束の一部は角膜実質sや角膜内皮enで反射される。そして、上皮細胞eで反射された反射光束e’の光量が最も多く、角膜内皮enで反射された反射光束en’の光量は相対的に小さく、角膜実質sで反射された反射光束s’の光量が最も小さくなる。また、前房aは房水で満たされていることから、前房aでは赤外光束Lは殆ど反射されることはない。 The infrared light flux from the observation light source 54 is reflected with a different amount of reflected light for each layer of the cornea C, such as epithelial cells of the cornea C, corneal stroma, and corneal endothelium. As shown schematically in FIG. 6, the infrared light beam L from the observation light source 54 is first reflected by the epithelial cell e which is the interface between the air and the cornea C. A part of the light flux transmitted through the epithelial cell e is reflected by the corneal stroma s and the corneal endothelium en. The light amount of the reflected light beam e 'reflected by the epithelial cell e is the largest, and the light amount of the reflected light beam en' reflected by the corneal endothelium en is relatively small. The light amount becomes the smallest. Further, since the anterior chamber a is filled with the aqueous humor, the infrared light beam L is hardly reflected in the anterior chamber a.
これらの反射光束は、ラインセンサ44に検出されて、ラインセンサ44には、図7のような光量分布が検出される。図7において、光量の最も多い第一ピーク部128は、角膜上皮からの反射光を示す。次に光量の多い第二ピーク部130は、角膜内皮からの反射光を示す。そして、撮像制御回路117は、Z軸駆動機構116を駆動せしめて、ラインセンサ44によって検出された角膜上皮の位置から人眼の生理学的な角膜厚みのばらつきを考慮した所定距離:D1だけ、装置光学系10を角膜Cに接近する方向に前進駆動せしめる。なお、角膜上皮からの移動距離は、例えば1000〜1500μmの範囲内で適宜に設定される。これにより、装置光学系10における撮像光学系20の合焦位置は、角膜Cにおける内皮細胞よりも後方に位置せしめられる。そして、かかる角膜上皮から所定距離:D1だけ後方の位置が、装置光学系10の反転位置とされる。 These reflected light beams are detected by the line sensor 44, and the line sensor 44 detects a light amount distribution as shown in FIG. In FIG. 7, the first peak portion 128 having the largest amount of light indicates reflected light from the corneal epithelium. Next, the second peak portion 130 having the next largest amount of light indicates reflected light from the corneal endothelium. Then, the imaging control circuit 117 drives the Z-axis driving mechanism 116 to move the apparatus by a predetermined distance: D1 from the position of the corneal epithelium detected by the line sensor 44 in consideration of the physiological corneal thickness variation of the human eye. The optical system 10 is driven to move forward in a direction approaching the cornea C. In addition, the moving distance from the corneal epithelium is appropriately set within a range of, for example, 1000 to 1500 μm. Thereby, the focus position of the imaging optical system 20 in the apparatus optical system 10 is located behind the endothelial cells in the cornea C. Then, a position behind the corneal epithelium by a predetermined distance: D1 is set as a reversal position of the apparatus optical system 10.
次に、装置光学系10が反転位置に位置せしめられると、S3において、Z軸駆動機構116が反対方向に駆動せしめられて、装置光学系10はZ軸上で被検眼Eから離隔する方向に後退作動せしめられる。このように、本実施形態においては、S3およびZ軸駆動機構116を含んで、反転作動制御手段および撮像時後退制御手段が構成されている。ここにおいて、装置光学系10は、反転位置から後退作動が開始されて、撮像が終了するまでの間に、後退速度が変化せしめられるようになっている。図8に、装置光学系10の後退作動における移動速度の変化を示す。 Next, when the apparatus optical system 10 is positioned at the reverse position, in S3, the Z-axis drive mechanism 116 is driven in the opposite direction, and the apparatus optical system 10 moves in the direction away from the eye E on the Z axis. It is moved backward. As described above, in the present embodiment, the reversing operation control means and the image retreat control means include the S3 and the Z-axis drive mechanism 116. Here, in the apparatus optical system 10, the retreat speed is changed from the reverse position to the start of the retreat operation to the end of the imaging. FIG. 8 shows a change in the moving speed in the backward operation of the apparatus optical system 10.
先ず、前述のように、装置光学系10は、反転位置(図8中、P1)から、後退作動が開始される。かかる後退作動は、例えば、500μm〜3000μm/sec,より好適には2000μm/sec前後の比較的早い速度で行われる。そして、S4において、角膜内皮細胞位置から所定距離:D2(図7参照)だけ後方の位置(図8中、P2)に到達した時点から、観察用光源30,30を消灯せしめると共に、撮像用光源40の発光を開始する。なお、本実施形態においては、角膜内皮細胞からの所定距離:D2は、予め定められた、ラインセンサ44によって検出される光量分布が第二ピーク部130よりもやや小さい所定の閾値となる位置からの離隔距離とされている。また、所定距離:D2の具体値としては、ラインセンサ44の検出精度や被検眼Eの位置ずれ等を考慮して確実に角膜内皮細胞を捉えられるように、或る程度余裕のある値が好ましいが、所定距離:D2が大きくなると撮像用光源40の発光時間が長くなって、被検者の負担を増加せしめることから、所定距離:D2は、200〜500μmの範囲内の値が好適に採用される。また、撮像用光源40は、所定の短い間隔で点滅発光せしめられており、かかる撮像用光源40が消灯せしめられたタイミングで、前記S1におけるXYアライメントが同時に行われるようになっている。 First, as described above, the device optical system 10 starts the retreat operation from the reversal position (P1 in FIG. 8). Such retreating operation is performed at a relatively high speed of, for example, 500 μm to 3000 μm / sec, more preferably, about 2000 μm / sec. Then, in S4, the observation light sources 30, 30 are turned off and the imaging light source is turned off at a point in time when it reaches a position (P2 in FIG. 8) posterior to the corneal endothelial cell position by a predetermined distance: D 2 (see FIG. 7). Light emission of the light source 40 is started. In the present embodiment, the predetermined distance from the corneal endothelial cells: D 2 has predetermined positions to be slightly smaller predetermined threshold value than the light quantity distribution is the second peak portion 130 detected by the line sensor 44 From the distance. The predetermined distance: Specific values of D 2, in consideration of the positional deviation or the like of the detection accuracy and the eye E to be reliably capture the corneal endothelial cells of the line sensor 44, the value of some degree margin preferred, predetermined distance: D 2 increases the light emission time of the image pickup light source 40 becomes longer, since it allowed to increase the burden on the patient, a predetermined distance: D 2 has a value within the range of 200~500μm It is preferably adopted. Further, the imaging light source 40 is caused to blink and emit light at predetermined short intervals, and the XY alignment in S1 is performed simultaneously at the timing when the imaging light source 40 is turned off.
そして、装置光学系10を比較的速い速度で後退作動せしめつつ、S5において、CCD28によって角膜Cの内皮細胞からの反射光が検出された時点(図8中、P3)から、装置光学系10の減速が開始される。S5における内皮細胞からの反射光の検出は、例えば、図9に示すように、CCD28によって撮像された画像132における1本以上(本実施形態においては、5本)の適当な水平線:l1〜l5上の画素の輝度値から、所定値以上の輝度値を有する画素の数に基づいて、角膜内皮細胞からの反射光を検出したと判定する。本実施形態においては、画像132における各画素の輝度値を輝度値1〜輝度値255の255階調(輝度値1が最も暗く、輝度値255が最も明るい)で検出し、内皮反射光のムラを考慮して、画像132上の5本の水平線:l1〜l5上の各画素の輝度値を検出する。そして、水平線:l1〜l5上の各画素において輝度値が25〜255になる画素数をカウントする。なお、輝度値25〜255は、目視で明らかな反射光を認識できる程度の光量である。そして、水平線:l1〜l5においてカウントされた画素数の平均値、或いは、水平線:l1〜l5においてカウントされた画素数のうちの最大値が、角膜内皮上での距離に換算して略30μmにおける反射光量と対応する位置が減速開始点(図8中、P3)とされる。 Then, while causing the device optical system 10 to retreat at a relatively high speed, the reflected light from the endothelial cells of the cornea C is detected by the CCD 28 in S5 (P3 in FIG. 8). Deceleration is started. The detection of the reflected light from the endothelial cells in S5 is, for example, as shown in FIG. 9, as shown in FIG. 9, one or more (five in this embodiment) suitable horizontal lines: l 1 to l in the image 132 captured by the CCD 28. the brightness value of the pixels on l 5, based on the number of pixels having a luminance value equal to or larger than a predetermined value, determines that detects reflected light from the corneal endothelial cells. In the present embodiment, the luminance value of each pixel in the image 132 is detected in 255 gradations from luminance value 1 to luminance value 255 (the luminance value 1 is the darkest and the luminance value 255 is the brightest), and the unevenness of the endothelial reflected light is detected. , The luminance value of each pixel on the five horizontal lines: l 1 to l 5 on the image 132 is detected. Then, the number of pixels having a luminance value of 25 to 255 in each pixel on the horizontal line: l 1 to l 5 is counted. Note that the luminance values 25 to 255 are light amounts at which clear reflected light can be visually recognized. Then, Horizon: l 1 to l counted average number of pixels in the 5, or horizontal lines: maximum value of the number of pixels that have been counted in l 1 to l 5 is converted into the distance on the corneal endothelium A position corresponding to the amount of reflected light at approximately 30 μm is set as a deceleration start point (P3 in FIG. 8).
そして、S5における減速作動が開始されると共に、S6において、CCD28によって検出される角膜内皮像の連続的撮像が開始される。かかる連続的撮像は、所定の時間間隔(例えば、1/30秒)ごとにCCD28によって受像された撮影像(画像)を画像選択回路122に入力することによって行われる。これにより、時間と位置が異ならされた複数の角膜像が画像選択回路122に入力される。そして、かかる連続的撮像と共に、画像選択回路122によって、入力された画像の取捨選択および記憶装置124への記憶が行われるようになっている。このように、本実施形態においては、S6および画像選択回路122を含んで連続的撮像手段および画像選択手段が構成されている。 Then, the deceleration operation in S5 is started, and in S6, continuous imaging of the corneal endothelium image detected by the CCD 28 is started. Such continuous imaging is performed by inputting a captured image (image) received by the CCD 28 to the image selection circuit 122 at predetermined time intervals (for example, 1/30 second). As a result, a plurality of corneal images with different times and positions are input to the image selection circuit 122. Then, along with the continuous imaging, the image selection circuit 122 performs selection of the input image and storage of the input image in the storage device 124. As described above, in the present embodiment, the continuous imaging unit and the image selection unit include S6 and the image selection circuit 122.
図9および図10に、画像選択回路122における画像の取捨選択方法を例示する。先ず、前述のS5における角膜内皮細胞の検出と同様にして、図9に示すように、CCD28によって取得された画像132における1本以上(本実施形態においては、5本)の水平線:l1〜l5上の各画素の輝度値を取得する。 9 and 10 illustrate a method of selecting images in the image selection circuit 122. First, in the same manner as in the detection of the corneal endothelial cells in S5 described above, as shown in FIG. 9, one or more (five in this embodiment) horizontal lines: l 1 to l in the image 132 acquired by the CCD 28. to obtain the luminance value of each pixel on the l 5.
そして、図10および(式1)に示すように、取得された水平線:l1〜l5の各ラインの画素(X 1 〜X n )に対して、水平線:l1〜l5毎にそれぞれ、(式1)に基づいて、(i)隣り合う画素の輝度値差の絶対値を求めて、(ii)当該輝度値差の総和を求める。 Then, as shown in FIG. 10 and (Equation 1), the obtained horizontal line: for each line of pixels of l 1 to l 5 (X 1 to X n), the horizontal line: l 1 to l 5 are each , (Equation 1), (i) the absolute value of the brightness value difference between adjacent pixels is obtained, and (ii) the sum of the brightness value differences is obtained.
そして、(式1)に基づいて各水平線:l1〜l5ごとに求めた輝度値差の総和の平均値を求める。この値が大きいほど、角膜内皮細胞像がより広い範囲で撮像された画像であると認識される。即ち、図11および前述の図6に概略的に示すように、例えば前房aの撮影画像は、房水で照射光束が透過せしめられて、反射光束が殆ど得られないことから、全体的に暗い画像となる。また、角膜実質sの撮影画像は、角膜実質sが透明とされていることから、前房aと同様に照射光束が透過せしめられて、全体的に暗い画像となる。更に、角膜上皮eでは反射光量が多いことから、全体的に一様な明るい画像となる。従って、これらの部位の画像は、隣接する画素の輝度値の差が小さくなる。これに対して、角膜内皮enでは、内皮細胞の中央部分と細胞壁によるコントラストが明確に現れて、隣接する画素の輝度値の差が大きくなることから、角膜内皮細胞enが広範囲に亘って撮像された画像では、輝度値差の総和が大きくなるのである。そこで、かかる水平線:l1〜l5ごとに求めた輝度値差の総和の平均値が所定値以上となった画像のみを記憶装置124に記憶せしめることによって、角膜内皮細胞像が有効に得られた画像のみを取捨選択することが出来る。 Then, based on (Equation 1), the average value of the sum of the luminance value differences obtained for each horizontal line: l 1 to l 5 is obtained. The larger this value is, the more the corneal endothelial cell image is recognized as an image captured in a wider range. That is, as schematically shown in FIG. 11 and FIG. 6 described above, for example, the captured image of the anterior chamber a is entirely transmitted because the irradiation light beam is transmitted by the aqueous humor and the reflected light beam is hardly obtained. It becomes a dark image. In addition, the captured image of the corneal stroma s is transparent as in the anterior chamber a because the corneal stroma s is transparent, and becomes a dark image as a whole. Further, since the corneal epithelium e has a large amount of reflected light, a uniform bright image is obtained as a whole. Therefore, in the images of these parts, the difference between the luminance values of adjacent pixels is small. On the other hand, in the corneal endothelium en, the contrast between the central portion of the endothelial cells and the cell wall clearly appears, and the difference in luminance value between adjacent pixels increases, so that the corneal endothelial cells en are imaged over a wide range. In such an image, the sum of the luminance value differences becomes large. Therefore, by storing only the image in which the average value of the sum of the luminance value differences obtained for each of the horizontal lines: l 1 to l 5 is equal to or more than the predetermined value in the storage device 124, the corneal endothelial cell image can be effectively obtained. You can select only images that have been deleted.
なお、特に本実施形態においては、上記判定を行う前に、所定の水平線(例えば、前記水平線:l1〜l5)上において、輝度値が240以上の画素が連続して50μm〜100μm程度の範囲に亘って存在する場合には、かかる画像を排除するようにされている。即ち、画像に角膜上皮の一部が写っている場合、角膜上皮と角膜実質との境界線上で大きな輝度値差が生じる。それ故、角膜内皮細胞との合焦位置が正しく得られない(ピンぼけ)などして、角膜内皮における輝度値差の総和が小さくなった場合に、角膜実質との境界線の影響で輝度値差が大きくなって、角膜上皮が撮像された画像が選択されるおそれがある。従って、上記判断基準を用いることによって、角膜上皮の一部が写った画像を排除出来るようにされている。 In particular, in the present embodiment, before the above determination is made, pixels having a luminance value of 240 or more on a predetermined horizontal line (for example, the horizontal line: l 1 to l 5 ) continuously have a luminance value of about 50 μm to 100 μm. If present over a range, such an image is excluded. That is, when a part of the corneal epithelium is captured in the image, a large difference in luminance value occurs on the boundary between the corneal epithelium and the corneal stroma. Therefore, if the sum of the luminance value differences in the corneal endothelium becomes small due to, for example, an in-focus position with the corneal endothelial cells not being obtained correctly (out of focus), the luminance value difference due to the influence of the boundary line with the corneal stroma is obtained. May increase, and an image obtained by imaging the corneal epithelium may be selected. Therefore, by using the above criterion, an image in which a part of the corneal epithelium is captured can be excluded.
次に、S5において減速作動が開始されて、後述する比較的遅い速度に達した時点(図8中、P4)から、装置光学系10はかかる一定の比較的遅い速度で後退作動せしめられる。そして、減速が完了した時点から、更に所定範囲(図8中、P4〜P6)に亘って、S6における連続的撮像および画像の取捨選択が行われる。なお、かかるP4〜P6の範囲内に、角膜内皮細胞との合焦位置(図8中、P5)も含まれることとなる。 Next, the deceleration operation is started in S5, and from a point of time when a relatively slow speed described later (P4 in FIG. 8) is reached, the apparatus optical system 10 is caused to retreat at the constant relatively slow speed. Then, from the time when the deceleration is completed, the continuous imaging and the selection of the image in S6 are further performed over a predetermined range (P4 to P6 in FIG. 8). In addition, the in-focus position (P5 in FIG. 8) with the corneal endothelial cells is also included in the range of P4 to P6.
ここにおいて、S5における減速が完了する比較的遅い移動速度は、低速で移動しつつ連続的撮像を行う範囲(図8中、P4〜P6)とCCD28による画像の取り込み時間や撮像枚数等を考慮して適宜に決定される。例えば、低速で移動して連続的撮像を行う範囲としては、被検眼Eの微動などを考慮して、200μm以上の範囲が好適に採用され得る。そして、CCD28の画像取り込み時間が1枚あたり1/30秒で、連続的撮像の範囲が200μmとすると、10枚撮像する場合には600μm/sec、20枚撮像する場合には300μm/sec、30枚撮像する場合には200μm/sec、40枚撮像する場合には150μm/sec、50枚撮像する場合には100μm/secに設定される。従って、連続的撮像によって確実に角膜内皮撮影像を取得するためには、100〜300μm/secの速度が好適に採用される。このように、本実施形態においては、CCD28による画像取り込み時間が略一定とされて、装置光学系10の移動速度が変化せしめられることによって、連続的撮像による撮像枚数が調節されているが、例えば、装置光学
系10の移動速度を一定にして、S5における角膜内皮からの反射光の検出に基づいて、CCD28による画像取り込み時間の間隔を異ならせることによって、撮像枚数を調節することなどしてもよいし、それら移動速度や取り込み時間の両方を制御する等してもよい。
Here, the relatively slow moving speed at which the deceleration in S5 is completed is determined in consideration of a range in which continuous imaging is performed while moving at a low speed (P4 to P6 in FIG. 8), an image capturing time by the CCD 28, the number of captured images, and the like. Is determined as appropriate. For example, a range of 200 μm or more can be suitably adopted as a range in which continuous imaging is performed while moving at a low speed in consideration of, for example, fine movement of the eye E to be inspected. If the image capturing time of the CCD 28 is 1/30 second per image and the range of continuous imaging is 200 μm, 600 μm / sec for 10 images, 300 μm / sec for 20 images, and 30 μm for 30 images. The imaging speed is set to 200 μm / sec for capturing 40 images, 150 μm / sec for capturing 40 images, and 100 μm / sec for capturing 50 images. Therefore, in order to reliably obtain a corneal endothelium photographed image by continuous imaging, a speed of 100 to 300 μm / sec is suitably adopted. As described above, in the present embodiment, the image capturing time by the CCD 28 is made substantially constant, and the moving speed of the apparatus optical system 10 is changed to adjust the number of images captured by continuous imaging. It is also possible to make the moving speed of the apparatus optical system 10 constant and vary the interval of the image capturing time by the CCD 28 based on the detection of the reflected light from the corneal endothelium in S5, thereby adjusting the number of images to be captured. Alternatively, both the moving speed and the capturing time may be controlled.
そして、低速移動および連続的撮像の開始位置(図8中、P4)から、所定距離(例えば、本実施形態においては200μm)だけ後退移動した時点(図8中、P6)で、S7において、加速が開始されて、装置光学系10は、減速が開始される前の速度にまで加速せしめられる。なお、かかる加速開始位置の決定基準としては、移動距離のみならず、例えば、前述のS5における角膜内皮反射光の検出手順と同様の方法に従って、角膜内皮反射光が検出されなくなった段階で加速を開始したり、撮像開始から所定時間が経過した段階で加速を開始したりしてもよいし、それらを適宜に組み合わせて用いるなどしてもよい。 Then, at the time when the vehicle moves backward by a predetermined distance (for example, 200 μm in the present embodiment) from the start position of the low-speed movement and the continuous imaging (P4 in FIG. 8) (P6 in FIG. 8), acceleration is performed in S7. Is started, and the apparatus optical system 10 is accelerated to the speed before the start of deceleration. In addition, as a criterion for determining the acceleration start position, not only the moving distance but also, for example, according to the same method as the above-described procedure for detecting the corneal endothelium reflected light in S5, the acceleration is performed when the corneal endothelium reflected light is not detected. The acceleration may be started, or the acceleration may be started when a predetermined time has elapsed from the start of imaging, or may be used in an appropriate combination.
そして、装置光学系10が加速せしめられて、減速が開始される前の比較的速い速度に達すると(図8中、P7)、S8において、被検眼Eの微動などを考慮して、例えば100μm程度後退せしめられた後に、後退作動を停止すると共に、撮像用光源40を消灯して、撮像を終了する(図8中、P8)。 When the apparatus optical system 10 is accelerated to reach a relatively high speed before the deceleration is started (P7 in FIG. 8), in S8, for example, 100 μm in consideration of the fine movement of the eye E to be examined. After being retracted to the extent, the retraction operation is stopped, the imaging light source 40 is turned off, and the imaging ends (P8 in FIG. 8).
次に、このような撮影手順によって撮像された角膜内皮細胞画像について、同じ被検者の異なる時間に取得した2つの角膜内皮細胞画像間の位置関係を把握する方法について説明する。 Next, a method of ascertaining the positional relationship between two corneal endothelial cell images acquired by the same subject at different times in a corneal endothelial cell image captured by such an imaging procedure will be described.
過去に角膜内皮細胞画像撮影が行われ、角膜内皮細胞画像及び被験者情報が共に保存された被験者に対して、再度撮影を行う場合を想定する。 It is assumed that a corneal endothelial cell image has been taken in the past, and a subject in which both the corneal endothelial cell image and the subject information have been stored is taken again.
まず、角膜内皮観察中において、過去に撮影された角膜内皮細胞と同じ部位を特定する。その方法として、角膜内皮が映っているM×Nピクセルの任意の領域を設定しマッチング点を見つける方法がある。また、任意の領域ではなく、過去の撮影において特徴領域をマーカとして設定することにより、マーカを含む領域においてマッチング点を見つけてもよい。特徴領域としては、例えば、細胞の大きさ、形、あるいは細胞群内に点在するグッタータなど、明らかに周囲とは異なる形状、輝度分布を持つものが用いられる。 First, during the observation of the corneal endothelium, the same site as the previously photographed corneal endothelial cells is specified. As a method therefor, there is a method of setting an arbitrary area of M × N pixels in which the corneal endothelium is reflected and finding a matching point. Alternatively, a matching point may be found in a region including a marker by setting a characteristic region as a marker in past imaging instead of an arbitrary region. As the characteristic region, for example, a region having a shape and luminance distribution that is clearly different from the surroundings, such as the size and shape of a cell or a gutter that is scattered in a cell group, is used.
そして、一致部位の特定結果に基づいて、過去において観察され解析された結果の内容を観察画像上にリアルタイムで表示する。 Then, based on the identification result of the matching part, the contents of the result of observation and analysis in the past are displayed on the observation image in real time.
具体的には、図12(a)に示すように、観察画面200上に、特定された領域を枠201で表すことにより、過去に撮影した領域が現在の画面上において認識されていることを表示できる。また、任意の領域を用いずに特徴領域を用いて一致部位を特定した場合は、図12(b)に示すように、その特定部位の細胞輪郭202のみを強調表示してもよいし、その細胞を彩色表示してもよい。 More specifically, as shown in FIG. 12A, the specified area is represented by a frame 201 on the observation screen 200, thereby indicating that the previously captured area is recognized on the current screen. Can be displayed. When a matching region is specified using a characteristic region without using an arbitrary region, only the cell outline 202 of the specific region may be highlighted as shown in FIG. Cells may be colored.
また、特定された注視領域から過去の撮影された領域枠全体を、現在表示されている観察画面上に枠203をもって表示させてもよい。 Further, the entire region frame captured in the past from the specified gaze region may be displayed as a frame 203 on the currently displayed observation screen.
さらに、特定した重畳部位に対して、過去に撮影され解析された角膜内皮細胞輪郭を用いて過去に撮影された画像と観察中の画像との比較を行い、角膜内皮細胞輪郭の変化の度合いを判定する。そして、変化度合いの判定結果を用いて、過去に撮影し解析された情報を観察画像上に表示することもできる。 Furthermore, for the identified overlapped portion, the previously captured image is compared with the image under observation using the previously captured and analyzed corneal endothelial cell contour, and the degree of change in the corneal endothelial cell contour is determined. judge. Then, by using the determination result of the degree of change, information photographed and analyzed in the past can be displayed on the observation image.
例えば、過去に撮影した画像と観察中画像において、細胞輪郭領域のマッチングが高い場合、すなわち変化度合いが小さい場合、観察画像上に図12(d)に示すように参考細胞輪郭線204を表示させてもよい。前回の撮影から数年しか経過していない場合には、角膜内皮細胞に大きな変化がないことが一般的であるため、この表示方法が有効となる。 For example, when the matching of the cell outline region is high between the image captured in the past and the image under observation, that is, the degree of change is small, the reference cell outline 204 is displayed on the observation image as shown in FIG. You may. If only a few years have passed since the previous imaging, this display method is effective because it is common that corneal endothelial cells do not significantly change.
またこのとき、過去に撮影した画像の細胞輪郭を用いて表示画面上の過去の撮影領域と一致する重畳領域枠と合わせてその枠内の細胞密度を計算することにより、図12(e)のように観察画面上に細胞密度205を表示させてもよい。これにより、おおよその細胞密度を観察画面上でリアルタイムに確認することができる。 At this time, by using the cell contour of the image photographed in the past and combining it with a superimposed region frame that matches the past photographed region on the display screen, the cell density in that frame is calculated, thereby obtaining the cell density shown in FIG. As described above, the cell density 205 may be displayed on the observation screen. Thus, the approximate cell density can be confirmed in real time on the observation screen.
また、図12(f)に示すように、角膜内皮細胞輪郭を抽出する解析方法ではなく、細胞の内部を1個ずつ指定する解析方法においては、所定の重畳領域において、細胞画像のグレイレベルの相関度合いに応じて、過去に撮影され解析された細胞内点データを異なる色分けで表示させてもよい。図12(f)の例では、2色で色分けされている。 In addition, as shown in FIG. 12F, in the analysis method in which the inside of the cell is specified one by one instead of the analysis method in which the contour of the corneal endothelial cell is extracted, the gray level of the cell image in the predetermined overlapping region is determined. Intracellular point data captured and analyzed in the past may be displayed in different colors according to the degree of correlation. In the example of FIG. 12F, the colors are classified into two colors.
以上に説明したとおり、本実施によれば、過去に角膜内皮画像を撮影済みの被験者に対して、再度角膜内皮画像を撮影する場合において、過去に撮影された画像を用いて、過去の画像取得位置と同一の位置の画像を取得することができるようになるため、経時変化を追尾することが可能となる。 As described above, according to the present embodiment, when a corneal endothelial image is photographed again for a subject who has photographed the corneal endothelium image in the past, the past image acquisition is performed using the previously photographed image. Since it becomes possible to acquire an image at the same position as the position, it is possible to track changes over time.
以上、本発明の一実施形態について詳述してきたが、かかる実施形態における具体的な記載によって、本発明は限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更を加えることが可能である。 As described above, one embodiment of the present invention has been described in detail. However, the present invention is not limited to the specific description in the embodiment, and various modifications may be made without departing from the spirit of the present invention. Is possible.
10・・装置光学系、12・・観察光学系、14・・撮像照明光学系、16・・位置検出光学系、18・・位置検出照明光学系、20・・撮像光学系、28・・CCD、30・・観察用光源、40・・撮像用光源、44・・ラインセンサ、54・・観察用光源、64・・固視標光学系、66・・アライメント光学系、74・・固視標光源、82・・アライメント光源、84・・アライメント検出光学系、88・・アライメント検出センサ 10. Device optical system, 12 Observation optical system, 14 Imaging illumination optical system, 16 Position detection optical system, 18 Position detection illumination optical system, 20 Imaging optical system, 28 CCD 30, light source for observation, light source for imaging, light source for imaging, 44, light source for observation, light source for 64, fixation target optical system, 66, alignment optical system, 74, fixation target Light source, 82 alignment light source, 84 alignment detection optical system, 88 alignment detection sensor
Claims (6)
スリット光束による被検眼の角膜からの反射光束を受光して角膜像を撮像する光電素子を備えた撮像光学系とを備え、
それら照明光学系及び撮像光学系を全体として該被検眼に対して接近乃至は離隔方向に移動させて合焦せしめる駆動手段を備えた角膜撮影装置において、
撮影した角膜内皮画像を被検者情報と共に保存する画像保存手段と、
角膜内皮細胞輪郭を抽出する細胞輪郭抽出手段と、
同一被検者を観察する際に該保存手段により保存された過去の画像データを特定して参照する参照手段と、
観察中において観察画像と過去の画像データとの間で任意の注視領域の相関を取り、2つの画像の一致する領域を特定する領域特定手段と、
該領域特定手段により特定された領域を観察画像上にリアルタイムで表示する表示手段とを備えたことを特徴とする角膜撮影装置。 An illumination optical system including an irradiation light source that irradiates the slit light beam obliquely to the subject's eye,
An imaging optical system including a photoelectric element that receives a reflected light beam from the cornea of the subject's eye by the slit light beam and captures a corneal image,
In a cornea imaging apparatus including a driving unit that moves the illumination optical system and the imaging optical system as a whole toward or away from the subject's eye in a direction away from the eye to focus,
Image storage means for storing the captured corneal endothelium image together with subject information,
Cell contour extraction means for extracting a corneal endothelial cell contour,
Reference means for identifying and referencing past image data stored by the storage means when observing the same subject,
Area specifying means for obtaining a correlation of an arbitrary gaze area between the observed image and the past image data during the observation, and specifying a matching area between the two images,
Display means for displaying the area specified by the area specifying means on an observation image in real time.
該参照マーカを用いて保存画像と観察画像のマッチングを計算する計算手段とを有することを特徴とする、請求項1に記載の角膜撮影装置。 A reference marker storage unit configured to extract and / or specify a characteristic pattern in the stored past image as a reference marker and store the extracted characteristic pattern;
The corneal imaging apparatus according to claim 1, further comprising a calculation unit that calculates matching between the stored image and the observation image using the reference marker.
Based on the determination result by said change degree determination unit, wherein when the degree of change is defined below, using the conserved corneal endothelial cells contour region of the previous image was, the stored past on an image under observation The corneal imaging apparatus according to claim 3, wherein the cell density of the image is superimposed and displayed in real time.
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