JP6646041B2 - 人間の被検者の眼の網膜組織の光干渉断層像データを取得するための方法 - Google Patents

Description

本発明は、結像光学系を備えた取得装置を用いて人間の被検者の眼の網膜組織の光干渉断層像データを取得するための方法に関する。本発明はさらに、人間の被検者の眼の網膜組織の光干渉断層像データを取得するための装置にも関する。

加齢性黄斑変性症（ＡＭＤ）や、特に血管新生ＡＭＤ（ｎＡＭＤ）は、先進諸国において５０歳以上の人達の失明の主な原因となっている。血管透過性が増大すると、網膜内または網膜下において異常な流体集合が生じ、これが黄斑の中心を巻き込むと、視覚障害を引き起こす。これは視力の急速な低下、色素上皮層の瘢痕化、および永久的な視機能障害または失明の原因となる。

しかし、ラニビズマブ（販売名「ルセンティス」（登録商標）、ノバルティス社、スイス、バーゼル）を含めた血管新生抑制剤の硝子体内注射が、ｎＡＭＤの進行を有意に改善することが明らかとなっている。硝子体内注射の負担を低減してリスク／メリットプロファイルを最適化するため、光干渉断層撮影法（ＯＣＴ）によってｎＡＭＤ特徴の進行を非侵襲でモニタリングすることができる。顕著なｎＡＭＤ特徴は、網膜構造の厚さの増大を含む。それぞれ異なる時点で取得された、網膜の同一領域の２つのＯＣＴ像を目視により比較すると、かかる増大を特定することができる。その時間間隔は、数日から数ヶ月である。

たとえば、ラニビズマブを用いて処置がなされている患者に対し、ＯＣＴ検査を毎月行う。ｎＡＭＤ特徴の有意な増大が観察された場合には、その日、１ヶ月後および２ヶ月後に患者はラニビズマブ注射を受けるとの処置判断を下す（処置期）。ｎＡＭＤ特徴が完全に縮小しなかった場合には、１ヶ月後に再処置を適用することができる。そうでない場合には、患者はその日に注射を受けないが、指示された維持注射を定期的に受けることとなる（維持期）。

ＯＣＴ取得のためには、通常は高性能であるゆえ高価な従来技術のＯＣＴが用いられる。ＯＣＴは、診察室または病院の専用のユニットに配されている。かかる装置は、専門技術を有する作業員によって動作する。このことは、ＯＣＴを取得しなければならない度に、モニタリングされる患者に対し、診察室または病院の専用のユニットに来院することが要求されることを意味する。これは、患者に相当の負担を課すこととなる。さらに、ＯＣＴ取得の頻度（たとえば１月）は既に、ｎＡＭＤの進行を密にモニタリングすることと、患者にかかるコストおよび負担と、の間を調整する一種の妥協案となっている。

第一に、ＯＣＴ像取得装置が患者により近傍に配されると、とりわけ、モニタリング対象の患者が自宅においてＯＣＴ撮像装置にアクセスすることができると、上述の問題は多少は解消され得る。このことは、ＯＣＴ装置がコンパクトであり、比較的低コストであり、実質的に誰でも動作させることができ、最も有利には患者自身によって動作できる場合にのみ現実的となる。かかる観点において解決すべき１つの問題として、人間の被検者の網膜の関心領域全部をカバーする像データの取得の問題がある。関心領域全部をカバーする取得を行うためには、検査対象の眼の位置および向きが、取得装置の光学系に対して特定の位置および向きになっていることを要する。さらに、特にＯＣＴ取得の自動解析が予定されている場合、複数の異なる時点で取得された像を比較するためには、この比較を容易化しまたは可能とすべく、これらの像が示す検査対象の眼の観察面は、実質的に同一でなければならない。

しかし従来技術のＯＣＴ装置においては、通常は専門技術を有するオペレータが、人間の被検者の頭部の位置と、検査対象の眼がとる見通し線の位置と、を変化させるために、当該人間の被検者の向きを調整する必要がある。

本発明の課題は、冒頭に述べた技術分野に属するＯＣＴ像データの取得方法およびＯＣＴ撮像装置であって、低コストであり、かつ検査対象の眼の高信頼性の位置決めを可能にする取得方法およびＯＣＴ撮像装置を実現することである。

本発明の解決手段は、請求項１の特徴によって特定される。本発明によれば、方法は以下のステップを含む：
ａ）第１の時点において、結像光学系に対する人間の被検者の眼のベースライン相対位置決めに関連付けて、第１のＯＣＴ像を取得するステップ。
ｂ）ベースライン相対位置決めを記憶するステップ。
ｃ）第１の時点とは異なる第２の時点において、結像光学系に対する同一人間の被検者の同一の眼のベースライン相対位置決めを再確立し、第２のＯＣＴ像を取得するステップ。
ここで、
ｄ）前記位置決めを再確立するため、結像光学系に対する人間の被検者の眼の現在の相対位置決めを、当該眼の虹彩領域の映像に基づいて求める。

本願において「映像」とは、視覚的な像を表現する１つまたは複数のフレームをいい、たとえば、通常の能動的な画素センサを備えたカメラを用いて取得されたフレームをいう。とりわけ、特定の一時点における相対位置決めを求めるためには、１つのフレームが用いられる。しかし原則として、関心対象の近似的に同一の時点における連続する複数のフレームを考慮することも可能である。

眼の虹彩領域すなわち眼の前眼部（特に角膜と、瞳孔と、虹彩と、強膜の隣接領域と、を含む部分）の映像は、低コストのハードウェアを用いて、非常に短時間で容易に取得することができる。かかる映像は、容易に使用可能な画像処理手法や画像処理ソフトウェアによって処理することができる。よって、専門技術を有するオペレータを必要とすることなく動作できる、対応する撮像装置のコストは、最小限になり得る。映像は高速レート（たとえば２５ｆｐｓまたは５０ｆｐｓ以上）で取得することができる。これにより、現在の状況を示すごく最新の映像であって、これにより眼の位置の準リアルタイムの追跡を可能とする映像が、常に得られる。近赤外線照明を用いることにより、患者に及ぼされる悪影響を最小限にすることができる。

ベースライン相対位置決めは、取得装置のローカル記憶装置または取得装置に接続された装置のローカル記憶装置に記憶することができる。また、データ媒体に記憶すること、または、ネットワークを介して伝送してサーバに記憶することも可能である。ベースライン相対位置決めは、以下に示す量の複数の異なるセットによって定義することができる。

本発明の方法は、上掲のステップに限定されることはない。特に、本発明の方法はさらに、ＯＣＴ像データを最新で取得するステップも含むことができる。

有利には再確立ステップは、結像光学系の自動的な再位置決めを含む。この再位置決めは、１つまたは複数の軸に沿って行うことができ、この軸は直進軸および／または回転軸とすることができる。かかる再位置決めは、結像光学系と眼との相対位置決めを、および／または、これらの要素の相対的向きを操作することができる。

有利には、人間の被検者の頭部を、取得装置のベースに対して固定位置に保持し、再位置決めを行うためには、結像光学系を当該ベースに対して移動させる。とりわけ、結像光学系は、ベースに対して可動なユニットに保持され、再位置決めは、当該ユニットを所望の位置に移動させるステップモータによって行われる。有利な一実施形態では再位置決めは、２つの回転軸と、結像光学系と検査対象の眼との間の距離を設定するためのデカルト軸と、に沿って行われる。これに代えて、再位置決めを３つのデカルト軸において行うこともでき、これにより、眼の位置に対して所定の位置に結像光学系を移動させることができる。

有利には再確立ステップは、人間の被検者がとるべき見通し線の方向を示すターゲット像を、当該人間の被検者に対して表示することを含む。このターゲット像は、人間の被検者の所望の見通し線に対応するターゲットを直接示すことができるが、有利なのは、ターゲット像が、とるべき見通し線に一致させるために見通し線をどのように変化させるべきかについての情報を人間の被検者に提供する相対的な表示であることである。よってターゲット像は、たとえば十字線の形態で特定の位置を示す通常のターゲット、および／または、１つまたは複数の矢印等の方向表示から成ることができる。

有利には、結像光学系に対する人間の被検者の眼の現在の相対位置決めを、記憶されたベースライン相対位置決めと比較する。現在の相対位置決めが、記憶されたベースライン相対位置決めと一致しない場合には、表示されるターゲット像を変化させる。すなわち、現在の見通し線を、ベースラインの位置決めに従ってとるべき見通し線の方向に変化させるように、人間の被検者を動かすため、像の位置および／またはその形状またはサイズを変化させる。最終的に現在の見通し線がベースライン相対位置決めに一致した場合、第２のＯＣＴ像を取得する。

有利には、映像内における角膜縁の位置を求め、眼の現在の相対位置決めの参照として使用する。角膜縁の位置は、ＵＶ照明を用いる必要なく、特に近赤外線域の照明を用いることにより高信頼性で求めることができることが判明している。さらに、角膜縁位置は良好に定義されており（well-defined）、角膜縁の外観は安定的であり、とりわけ、角膜形状の日内変動または瞳孔拡大によって影響を受けるものではない。よって角膜縁位置は、ＯＣＴにより撮像すべき網膜組織の位置を求めることを可能にする有用な情報を提供するものである。

映像から他の位置情報を得て（たとえば瞳孔の中心位置、角膜の３次元表面、虹彩特徴、または強膜における血管等）、角膜縁位置に代えて、または角膜縁位置と共に使用することができる。

有利には、結像光学系に対する眼の現在の相対位置決めを求めることは、眼の３次元位置および向きを求めるステップを含む。

有利な一実施形態では、上記にて説明した結像光学系の自動的な再位置決めは、眼に対する結像光学系の相対位置決めを取り扱うのに対し、人間の被検者と取得装置とのインタラクションは、ターゲット像による制御下で、眼に対する結像光学系の相対的向きを取り扱う。

向きは、３つのオイラー角によって完全に記述される。眼の光軸を、対応する座標系の１軸として使用することにより、オイラー角は「ねじれ角」（眼の光軸まわりの回転）、「方位角」および「仰角」と称し得る。人間の被検者の頭部が結像光学系に対して再現可能に、たとえばヘッドサポートを使用して位置決めされる場合、ねじれは重大なものとはならず、無視できるものとなることが判明している。よって原則的には、眼の向きを示すためには２つの角（方位角および仰角）で十分である。

有利には、眼の３次元位置および向きは、以下の量を特定することにより求められる：
ａ）眼の回転中心
ｂ）角膜縁平面に対する法線ベクトル

組み合わせで、これら２つの量は３つのデカルト座標（すなわち距離ベクトルの成分）および上述の２つの角の双方を提供するものである。さらに、これらは網膜すなわち撮像対象の組織の向きおよび位置も表す。これらの量が分かれば、現在の相対位置決めがベースライン相対位置決めと一致するか否かを確認するために複雑な計算は不要となる。

有利には、結像光学系に対する眼の現在の相対位置決めを求めることは、眼に照射する少なくとも２つの互いに離隔された光源の反射された光線に基づいて角膜曲率中心を求めるステップを含む。

角膜曲率中心は、角膜縁の（２次元の）映像に基づいて角膜縁を３次元で再構成するための有用な開始点となる。２つの光源の反射された光線を用いて求めることは、低コスト、高速かつ高信頼性である。

有利には本発明の方法は、人間の被検者の眼の角膜曲率半径を求めるために、角膜の映像を記録すると同時に当該角膜のＯＣＴ像を取得することによって、角膜と結像光学系との距離を求め、距離値を映像の位置に対応付け、数値最適化アルゴリズムによって角膜曲率半径を求めるステップを含む。角膜曲率半径は、角膜曲率中心を得るために、少なくとも２つの光源の反射された光線から得られたデータを処理するときに使用できる量である。

上記半径は、時間と共に有意に変化することのない安定的な量であることが分かっているため、上述の手順をＯＣＴ像の取得の度にその前に繰り返す必要はない。よって、角膜曲率中心を求めることとは異なり、角膜曲率半径を求めることは基本的に、１回だけ、とりわけ最初の（ベースライン）像を取得するときに行うことが可能な較正ステップである。上述のようにして得られた値（ρ）は、ベースライン相対位置決めと共に記憶することができ、また、後の取得のために使用することもできる。

有利には本方法は、人間の被検者の眼の回転中心と当該眼の角膜曲率中心との距離を求めるステップを含む。この量は、角膜縁の３次元再構成に基づいて眼の回転中心を発見するときに用いることができる。

この量も安定的であり、時間と共に有意に変化するものではない。よって、較正ステップとして１回だけ実施することが可能である。

したがって有利な一実施形態では、眼の３次元位置および向きを特定する量は、以下のようにして求められる：
Ａ．被検者固有の較正（ベースライン像データの取得時に１回だけ）：
ａ）角膜曲率半径（ρ）を求める；
ｂ）眼の回転中心と角膜曲率中心（ｒ）との距離を求める；
Ｂ．現在の相対位置決めの特定（現在のＯＣＴ取得プロセスの直前）：
ｃ）ρの値を用いて、少なくとも２つの光源の反射された光線に基づき、角膜曲率中心（Ｃ）を求める；
ｄ）位置Ｃを使用して、虹彩領域の映像に基づき、角膜縁を３次元で再構成する；
ｅ）角膜縁再構成に基づき、角膜縁境界によって定義される平面に対する法線ベクトル（ｎ）を求める；
ｆ）ベクトルｎおよびｒの値を用いて、角膜縁再構成に基づき、眼の回転中心（Ｅ）を求める。

人間の被検者の眼の網膜組織の光干渉断層像データを取得するための装置であって、本発明の方法を実施するために適した装置は、
ａ）結像光学系と、
ｂ）人間の被検者の頭部分が接触するヘッドサポートであって、人間の被検者の眼に入射するサンプルビームの入射位置を定めるヘッドサポートと、
ｃ）眼の虹彩領域の映像を取得するためのカメラと、
ｄ）人間の被検者がとるべき見通し線の方向を示すターゲット像を、当該人間の被検者に対して表示するための表示部と、
ｅ）結像光学系に対する人間の被検者の眼の現在の相対位置決めを前記映像に基づいて求め、結像光学系に対する人間の被検者の眼の現在の相対位置決めと、記憶されたベースライン相対位置決めと、を比較し、現在の相対位置決めが、記憶されたベースライン相対位置決めと一致しない場合には、ターゲット像を操作し、現在の相対位置決めがベースライン相対位置決めと一致する場合には、像データの取得をトリガするためのプロセッサと
を備えている。

有利には、上記装置はベースを備えており、ヘッドサポートはベースに固定されており、結像光学系はベースに対して可動である。

有利には上記装置は、ベースに対して結像光学系の位置を３次元で自動調整するための調整機構を備えている。

他の有利な実施形態および構成の組み合わせは、以下の詳細な説明と、特許請求の範囲の全体とから明らかである。

実施形態を説明するために使用される図面は、以下の通りである。

本発明の方法を実施するために構成されたＯＣＴ装置の連結図である。 ＯＣＴ装置の正面図である。 ＯＣＴ装置の側面図である。 ｙｚ平面におけるＯＣＴ装置の断面図である。 ｘｚ’平面におけるＯＣＴ装置の断面図である。 眼の位置および向きを求めるための装置の光学的構成を示す図である。 ミラーを計算により削除することによって得られた仮想シーンを示す図である。 角膜の曲率半径を求めるための光学的構成を示す図である。 眼の回転中心の推定を示す図である。 眼の位置および向きを求めるための幾何学的条件を示す図である。

図面中、同一の構成要素には同一の符号を付している。

図１は、本発明の方法を実施するために構成されたＯＣＴ装置の連結図である。図２はＯＣＴ装置の正面図であり、図３は、ＯＣＴ装置を右手側から見た側面図である。図４は、ＯＣＴ装置を図２のＡ‐Ａにて切断した、ｙｚ平面における断面図であり、図５は、ＯＣＴ装置を図３のＢ‐Ｂにて切断した、ｘｚ’平面における断面を背面から見た図である。簡素化して見やすくするため、主要な光学ユニットおよび分光計を包囲するハウジングは、図中では省略されている。

ＯＣＴ装置１の主要な構成要素は、ベースプレート１０、ベースプレート１０の上表面に可動に取り付けられた光学ユニット３０、および、光学ユニット３０の上方に配置されたヘッドサポート８０である。

ベースプレート１０は方形であり、均一な厚さを有する。そのサイズは約４０ｃｍ×４０ｃｍである。ベースプレート１０は、ＯＣＴ装置１の支持面である下表面１１と、光学ユニット３０およびヘッドサポート８０が取り付けられる上表面１２と、を有し、下表面１１は、たとえば卓上等の平坦な表面上に載置される。ヘッドサポート８０はマスク状であり、頭部の一部を収容し、顔のうち眼の周辺領域に接触するように構成されている。図中、ヘッドサポート８０の取り付けは示されていないが、基本的には、光学ユニット３０を包囲するハウジングの上端部にヘッドサポート８０を取り付けることができる。

ベースプレート１０の上表面１２上に、光学ユニット３０の足部３１を支持する旋回機構１３が取り付けられている。旋回機構１３は、水平方向の２つの旋回軸まわりで光学ユニット３０を旋回させるためのものであり、両軸はｘ方向およびｙ方向において延在し、かつ、両軸ともベースプレート１０の下表面１１および上表面１２に対して平行である。図１〜図３から分かるように、旋回機構１３は、ｙ方向に延在する下部旋回軸１４を備えており、この下部旋回軸１４は、光学ユニット３０により放出されるサンプルビームの方向に相当する当該光学ユニット３０のｚ’軸と、ｘ軸との角度βを調整するためのものである。下部旋回軸１４はベースプレート１０の上表面１２と下部支持板１５との間に配置されている。ｘ方向すなわち下部旋回軸１４に対して垂直方向に延在する上部旋回軸１６が、下部支持板１５と上部支持板１７との間に配置されている。これは、光学ユニット３０のｚ’軸とｙ軸との角度αを調整するためのものである。光学ユニット３０の足部３１は、上部支持板１７に固定的に取り付けられている。

両旋回軸１４，１６は、その長手軸まわりに回転可能なシャフトを有し、これらのシャフトは、２つの隣接する要素を連結する。旋回角は、ばねに抗するステップモータにより設定される。

光学ユニット３０の足部３１は、ベースプレート１０に対して平行に延在する第１の脚辺３１ａと、当該第１の脚辺３１ａに接続されている第２の脚辺３１ｂと、を有する、実質的にＬ字形であり、第１の脚辺３１ａと第２の脚辺３１ｂとは約８２°の角度αを成しており、上部旋回軸１６の位置に依存して、以下説明するようにベース１０に対する測定ビームの軸の角度を決定する。第２の脚辺３１ｂの上端部にリニアガイド３２が取り付けられている。リニアガイド３２は２つのねじ付きバー３２ａ，３２ｂを備えており、これらのねじ付きバー３２ａ，３２ｂは第２の脚辺３１ｂに対して平行に延在し、かつ第２の脚辺３１ｂに相対回動不能に結合されている。ねじ付きバー３２ａ，３２ｂは、光学ユニット３０の上部分４０に回転可能に取り付けられたねじ付きナットと協働する。第２の脚辺３１ｂの上表面に、ねじ付きスピンドル３３ａを駆動するモータ３３が取り付けられている。このねじ付きスピンドル３３ａは、光学ユニット３０の上部分４０に固定的に取り付けられたねじ付きナット４１と協働する（図４参照）。足部３１に取り付けられたモータ３３を使用して、ｚ’軸に対する光学ユニット３０の上部分４０の相対位置を調整することができる。

光学ユニット３０の上部分４０は、ＯＣＴ装置１の主要な光学的要素を収容している。約８３５ｎｍ以上の波長を有するビームを生成するレーザ光源４２が、上部分４０の正面領域において、ｚ’移動のためにモータ３３によって駆動されるねじ付きスピンドル３３ａに対する案内通路およびねじ付きナット４１より手前に収容されている。レーザ光源４２の出力部には、光ファイバが接続されている。このファイバは光結合器（図示されていない）に接続されており、この光結合器において、入射した光ビームは測定ビームと参照ビームとに分割される。光結合器は、光学ユニット３０の上部分４０の右側に配置することができる。測定ビームは、別の光ファイバ４３に入射する。後者の一部区間はコイル巻きされており、上部分４０の側壁に取り付けられたコイルハウジング４４内に収容されており、そのコイル軸はｙｚ平面内に位置し、ｚ’軸に対して垂直である。かかる構成により、測定ビームの偏光を制御することができる。光ファイバ４３の出力は、コリメータレンズを含むコリメータ４５内に入射する。図示の実施形態では、コリメータレンズは単色光用に構成されており、５．１ｍｍの焦点距離を有する。光ファイバ４３の端部とコリメータレンズとの間の距離は調整可能である。これにより、視準の調整を行うことができ、とりわけ、検査対象の眼の遠視または近視をそれぞれ容易に補償するため、僅かに過剰または僅かに不足するように視準を選択することができる。

視準された光ビーム４６は、光学ユニット３０の上部分４０のＶ字形部材４８の第１の脚辺に配置されたミラー４７によって反射される（図５参照）。次に光ビーム４６は、Ｖ字形部材４８の第２の脚辺にある４象限ＭＥＭＳミラー４９に当たる。ＭＥＭＳミラー４９は±５°の走査角を有し、ｘ方向およびｙ方向において光ビーム４６の方向を調整するためのものである。次に光ビーム４６は、当該光ビーム４６を検査対象の眼９９の瞳孔に投射するための、２つのレンズパッケージ５１，５２を有するテレスコープ５０を通過する。この２つのレンズパッケージ５１，５２はそれぞれ２つのレンズを含む。図示の実施形態では、全てのレンズの直径が３０ｍｍとなっており、各レンズの有効焦点距離は１００ｍｍ（第１のレンズパッケージ５１の第１のレンズ、および、第２のレンズパッケージ５２の両レンズ）および２００ｍｍ（第１のレンズパッケージ５１の第２のレンズ）である。ダイクロイックミラー５３（ロングパス、７６０ｎｍ）を通過した後、集束された光ビーム４６は眼９９の入射位置にて入射する。

上記の実施例では、ＭＥＭＳミラー４９の中心と第１のレンズパッケージ５１の第１のレンズとの間の距離は２３ｍｍであり、レンズパッケージ５１，５２間の距離は７５ｍｍであり、第２のレンズパッケージ５２とダイクロイックミラー５３との間の距離は約２５ｍｍであり、ダイクロイックミラー５３の中心と入射位置との間の距離は約４３ｍｍである。テレスコープ５０の領域に、アルミニウムから成る板状の遮断部材５４が可動に取り付けられており、この遮断部材５４は、対応する駆動装置を作動させることにより、光路を遮断するように挿入することができ、また同一の駆動装置によって、光路を開放するように引っ込めることもできる。光路を遮断することにより、較正のための参照測定を行うことができる。

集束された光ビーム４６の後方散乱した光は、同一の光路を戻って進行する。すなわち、ダイクロイックミラー５３を通過し、ＭＥＭＳミラー４９およびミラー４７によって反射され、光ファイバ４３に戻って入射し、光結合器へ導光されて戻る。

上述の光結合器において、参照ビームが別の光ファイバに結合され、この別の光ファイバは別のコリメータ６１に接続されている。コリメートされた参照ビーム６２は、光学ユニット３０の上部分４０の右側に配置された、調整可能な参照アームユニット６３に入射する。参照アームユニット６３は、参照ビーム６２に対して平行に延在するリニアガイド６４を備えており、このリニアガイド６４上にてキャリッジ６５が案内され、ガイド６４に沿った方向におけるキャリッジ６５の位置は、リニアモータによって精確に調整することができる。キャリッジ６５には、入射した光を１８０°偏向させるための２つのプリズム６５ａ，６５ｂが取り付けられている。参照アームユニット６３に、第３のプリズム６６が固定的に取り付けられている。最後に、参照アームユニット６３にはミラー６７も、固定的に取り付けられている。入射した参照ビーム６２がキャリッジ６５の第１のプリズム６５ａと、参照アームユニット６３に固定的に取り付けられた第３のプリズム６６と、キャリッジ６５の第２のプリズム６５ｂと、によって偏向され、次にミラー６７によって反射されて同一の光路を通って戻るように、上述の３つのプリズム６５ａ，６５ｂ，６６とミラー６７とは配置されている。最後に、反射された参照ビームは各光ファイバに戻って入射し、光結合器へ導光されて戻る。参照ビームの経路全長は、リニアガイド６４に対するキャリッジ６５の位置を調整することによって調整することができる。これにより、頭部の前後の動きとヘッドレストの公差とを補償することができる。とりわけ、参照アームにおいて必要な経路長は約２３０ｍｍとすることができ、その際には調整範囲は約１８５〜２８０ｍｍとなる。

光結合器では、反射された参照ビームと測定ビームの後方散乱した光とが再結合されて、別の光ファイバへ入射する。このファイバは、信号を自明の手法で分析するための分光計に接続されている。適した分光計は市場において入手可能であり、ベースにおいて旋回機構１３の隣に取り付けられる。

光学ユニット３０はさらに、上部分４０内に収容されたカメラ７１と、表示部７５と、これに関連する光学部品すなわちレンズパッケージ７６およびダイクロイックミラー７２と、を備えている。その光学的構成は、図６に概略的に示されている。表示部７５上に表示される像は、患者が知覚できるようにレンズパッケージ７６によって結像される。この像はダイクロイックミラー７２（ショートパス、７００ｎｍ）内を、実質的に影響を受けずに通過し、ダイクロイックミラー５３によって反射されて眼９９に入射する。合焦のためには、リニアガイド７７に対する表示部７５の位置を設定するスピンドルを回転させる調整ねじ７８を用いて、表示部７５の位置をリニアガイド７７に沿って調整することができる。

眼９９はカメラ７１によって撮像される。眼は、ダイクロイックミラー５３のフレーム上のそれぞれ異なる位置に配置された２つのＬＥＤ光源７３（赤色、７５０ｎｍ）と、カメラ光学系の開口の周囲に配置された２つのＬＥＤ光源７４（赤色、７５０ｎｍ）と、によって照明することができる。眼９９の像はダイクロイックミラー５３，７２によって反射されて、カメラ７１によって受容される。不所望の像成分、とりわけ表示部７５に由来し眼９９によって反射された像成分をフィルタリングにより除去するため、フィルタをカメラ７１の入光部に配置することができる。図６中、ＯＣＴは概略的にのみ示されている（符号２）。

以下、人間の被検者の眼の網膜組織の光干渉断層像データを取得するための方法の、本発明の一実施例を説明する。

以下の計算を行うために有利なのは、眼９９から来た光をカメラ７１に到達する前に反射させるミラーを除くことである。こうするためには、いかなるミラーも存在せずに、同一の映像を生成する仮想シーンを形成する。かかる仮想シーンでは、眼は右側に、ｙ軸に沿って存在する。図７を参照されたい。眼は最初の２つのＬＥＤ７３によって直接照明されるので、これらのＬＥＤ７３も反射する必要があり、以下の数式に使用する：

ｐ_mirrorはミラー上の１点であり、ｎ_mirrorはミラー平面に対する法線である。第２のミラー７２を扱うためにも、同様の変換を行う。他方、最後の２つのＬＥＤ７４は眼を直接照明しないが、これらのＬＥＤ７４の光は両ミラーによって反射される。よって仮想シーンでは、これら２つのＬＥＤ７４が眼を直接照明することとなり、これらはそのままにしておくことができる。

第一に、カメラを較正しなければならない。具体的には、カメラによって生成された映像中の画素位置を１つの３次元位置に関連付けなければならない、ということである。このことにより、物標（角膜反射、角膜縁の点等）と像面の位置とを関連付けることができる。カメラ較正は、
・焦点距離ｆ（節点と像面との間の距離）、
・径方向および接線方向のひずみ係数、
・３Ｄ物標（ｘ，ｙ，ｚ’）の正規化された位置（ｘ_ｎ＝ｘ／ｙ，ｚ’_ｎ＝ｚ’／ｙ）
を測定する。

シーンの（０，０，０）位置をカメラの節点として定義した後は、像面に投影された物標の３次元位置は、
（−ｘ_ｎ／ｆ，−ｆ，−ｚ’_ｎ／ｆ）
によって与えられる。

原則的には、カメラは公知のアルゴリズムや手法によって較正することができる。一例として、周知のオープンソースソフトウェアライブラリ OpenCV が、たとえば小さなチェッカー盤等の、定義されたテストパターンの１つまたは複数の像に基づき、上述の量を求めるための機能を提供している。

ＯＣＴの光軸とカメラの光軸との間にはシフトが生じ得る。かかるシフトは、カメラに設けられた近赤外線フィルタを除去することにより（および、カメラの光軸とＯＣＴ測定ビームとの間の距離を測定することにより）測定することができる。

簡素化のため、カメラの節点を、後続のステップについてシーンの（０，０，０）位置として定義する。ＬＥＤの３次元位置およびミラーの３次元位置は固定されているので、これらも既知である。

時間間隔をおいて連続して行われる複数の取得の開始時に、参照（またはベースライン）像が得られる。かかるベースライン取得において、患者固有の較正を行う。通常、この較正によって得られたデータは、上述の連続して行われる複数の取得全部において使用することができる。すなわち、患者固有の較正は、後続の像取得において行う必要はない。

患者固有の較正は、角膜の（１つまたは複数の）曲率半径（ρ）、および、人間の被検者の検査対象の（片方または両方の）眼の回転中心と角膜の曲率中心との距離（ｒ）を求めることを目的としている。

上述の２つのステップは一緒に行うことができない。というのも、以下に示すように、一方のステップでは眼を固定しなければならず、他方のステップでは眼が動く必要があるからである。

患者固有の較正において角膜の曲率半径を求めるためには、ＯＣＴが角膜をトラッキングして眼表面までの距離ｄの測定結果を送信する間に、映像を記録する。その構成は図８に示されている。角膜が発見された後は、眼は、ＯＣＴが角膜信号を失ってしまうほど過度に動いてはならない。

十分な数の像が取得されると、角膜の寸法の推定を開始することができる。各像Ｉに対して距離測定結果ｄ_Ｉを関連付ける。これらの距離測定結果に基づき、各像Ｉにおける角膜上の、ｄが最小である１点（ｃ_Ｉ０）の座標が分かる。擬似コードで与えられる以下のアルゴリズムを用いて、角膜の曲率半径ρを発見することができる：

角膜の曲率中心Ｃは、図１０に示されている。

実用的には、ｃ_Ｉ０がカメラと角膜の曲率中心との間に位置することを保証すべく、ソフト制約も追加する必要がある。かかる単体法は、最小化のために用いることができるが、より簡単な解法も良好に機能するはずである。

次に、眼の回転中心Ｅを推定するために、患者に対して、頭部を動かさずに眼を周回するようにお願いする。像Ｉにおける眼の光軸であるＣＥ_Ｉは、ｎ_Ｉと同一直線上であると仮定する。よってＥは、最小二乗法においてｎ_Ｉによって指し示されてＣ_Ｉを通過する全ての線が交差する点として定義される（「F. S. Hill Jr. “The pleasures of ‘Perp Dot’products. Ch. II.5 in Graphics Gems IV”(Ed. P. S. Heckbert). San Diego: Academic Press, pp. 138-148, 1994」を参照のこと）。これは、図９に概略的に示されている。眼が動いてしまった場合、アウトライヤが生じることとなる。かかる場合には、このアウトライヤを除去して、２回目に推定プロセスを実行する。

角膜の曲率中心Ｃの位置と眼の回転中心Ｅの位置との双方が分かると、距離ｒも分かる。このようにして、患者固有の較正が完了する。

全部の各取得プロセスを行っている間、ベースラインおよび後続の取得のいずれにおいても、結像光学系に対する眼の位置（３つのデカルト座標）および結像軸に対する見通し線の向きの双方を、連続的に求める（すなわち、定期的または不定期的に確認する）。上記にて述べた較正目的で使用される手法は、眼の位置および向きをトラッキングするためには適していない。しかし、患者固有の較正中における量は、以下説明するトラッキング手法において使用される。

ここで説明する手法では、見通し線の向きは２つの角度のみによって与えられ、ねじれは無視する。というのも、上記にて説明した取得装置を使用する場合に生じる通常のねじれ角は、深刻なＡスキャンミスアライメントを導入するものではないからである。以下詳細に説明するように、これらの量は、角膜縁平面に対して垂直な法線ベクトルｎと眼の回転中心Ｅの位置とによって得られる。ここで留意すべき点は、ｎは視軸（ＦＣ軸、ここでＦは中心窩を表す）と同一直線上にはなく、むしろ光軸（ＥＣ軸、角膜の曲率中心Ｃと眼の回転中心Ｅとを結ぶ軸）と同一直線上にあることである。

対応する測定は、角膜縁をセグメンテーションすることにより開始する。こうするためには、周知の画像処理アルゴリズムによって瞳孔を検出し、ここで瞳孔は、睫毛の除去後の最も暗い領域として定義される。本当に瞳孔が検出されることを保証するためには、ラジアル像において瞳孔境界をセグメンテーションする。かかる境界は、丸くて鮮鋭であるはずである。さらに、連続する各像間において瞳孔は過度に動いてはならない。瞳孔検出は、サブサンプリングされた像において行われる。

次に、瞳孔にセンタリングされたラジアル像であって、サブサンプリングされたラジアル像において、角膜縁を低精度で検出する。虹彩と強膜との間の移行部を強調するため、大きい勾配フィルタを用いる。この時点において、角膜縁の右側と左側とが別個にセグメンテーションされる。その後、これら２つのラジアル方向の各セグメンテーションそれぞれに対し、線を当てはめる。当てはめ誤差が大きい場合には誤差を向上させることにより、新規の映像が得られる。

次に、フル分解能像において角膜縁を高精度で検出する。同一の解析を再度行うが、これは、より小さい関心領域内で行われる。さらに今度は、得られた２つのラジアルセグメンテーション、すなわち角膜縁の両側の各セグメンテーションが整合することも検査する。デカルト座標系において、両セグメンテーションの統合したものに楕円形を当てはめる試行を行う。当てはめ誤差が大きい場合には誤差を向上することにより、ここでも新規の映像が得られる。最良当てはめ楕円形から偏差する点は、全て破棄される。

次に、角膜の曲率中心（Ｃ）の現在位置を求める。上記にて述べた４つの赤色発光ＬＥＤ７３，７４（図６参照）によって眼を照明する。取得光学系に対する４つの赤色発光ＬＥＤ７３，７４の位置は、既知である。最初の２つのＬＥＤ７３は、眼を直接（すなわち、ミラー上で反射することなく）照明する。最後の２つのＬＥＤ７４は、眼に到達する前に両ダイクロイックミラー上にて反射される（直接光路は遮断される）。原則的には、トラッキングに必要なＬＥＤは２つだけである。重要なのは、より大きい反射を生じさせるので比較的検出しやすい最初の２つのＬＥＤを用いることである。他のＬＥＤは、最初の２つのＬＥＤのうち一方または双方が見えない場合（たとえば眼が半分閉じている場合）のバックアップ用である。

上記にて説明した仮想シーンについては、通常の眼のトラッキング数式のうち一部の数式（「E.D. Guestrin and M. Eizenman.“General theory of remote gaze estimation using the pupil center and corneal reflections.”IEEE Trans Biomed Eng 2006;53(6):1124-33」）を適用することができる。

２つの見えるＬＥＤを取り上げ、角膜の曲率中心を推定するために以下の数式を使用する。これらの数式は、上掲のGuestrin／Eizenmanの刊行物を翻案したものである。これらの数式は、多次元（１１次元）の求根アルゴリズムを用いて、すなわち、ＧＳＬライブラリからの内部スケーリングを用いたハイブリッドアルゴリズムを使用して解かれる。この多次元求根法は、Guestrin／Eizenmanによって提唱された多次元最小化より高信頼性であること（悪い初期化による影響を受けにくいこと）が判明した。ここで留意すべき点は、これらの数式は、角膜の曲率半径（ρ）が既知であることを要することであり、このパラメータは、上記の患者固有較正で得られたものである。

以下の数式は、角膜曲率中心の探索に関するものであり、その幾何学的形態は図１０に示されている。

Ｃは角膜曲率中心を表し、Ｏはカメラの節点を表し、Ｌ_１・・・Ｌ_Ｎは光源を表し、Ｒ_１・・・Ｒ_Ｎは、各対応する角膜反射を表し、Ｉ_１・・・Ｉ_Ｎは、角膜反射の各対応する像を表す。ここで、４Ｎ＋３個の未知数、すなわちＣ（３成分）、Ｒ_ｉ（Ｎ×３成分）およびｋ_ｉ（Ｎ個の値）が存在する。全ての未知数を一義的に定義するためには、方程式は６Ｎ個となるので、少なくともＮ＝２個の光源が必要となる。

次に、角膜縁を３次元再構成する。

角膜曲率中心の位置が既知となったところで、角膜縁を３次元再構成することが可能となる。以下の数式に基づき、上記のようにして得られた２次元の角膜縁セグメンテーションの各画素を、実際の角膜縁上の１つの３次元位置にマッピングすることができる。この再構成は、角膜縁が角膜球上の何処かに存在するという事実を利用する。角膜縁を再構成するために、同一の多次元（本実施例では４次元）の求根アルゴリズムを使用した。

以下の方程式は、各角膜縁点の探索に関するものである（４個の方程式、４個の未知数）。

ここで、Ｂ_１・・・Ｂ_Ｍは角膜縁上の点を表し、ｂ_１・・・ｂ_Ｍは各角膜縁点の像を表し、ρは角膜曲率半径を表す。

角膜縁が３次元再構成されると、次のステップは、「角膜縁平面」に対する法線ｎを発見するステップである。このステップは、角膜縁３Ｄ点群（Ｂ_１，Ｂ_２・・・Ｂ_Ｍ）に平面を当てはめることにより行うことができる。こうするためには、以下の行列の３次元特異値分解を実施する：

最良当てはめ平面に対する法線は、Ｘの第３固有ベクトルによって、すなわち最小固有値に関連する固有ベクトルによって与えられる。単位ベクトルｎはこの法線であると定義されるか、またはその逆であると定義され、乗算記号（１または−１）は、ｎの方向が角膜曲率中心Ｃに向かう方向になるように、すなわちｎ・Ｃ＞０となるように選択される。

最後に、眼の回転中心Ｅは以下の数式によって推定される：
Ｅ＝Ｃ＋ｒｎ

角膜曲率中心Ｃと眼の回転中心Ｅとの間の距離ｒは、上記の患者固有較正中に既に算出されている。ＥＣおよびｎは同一直線上にあるとみなされる点に留意すべきである。このことは通常は合理的ではあるが、常に真であるとは限らない。

参照像（またはベースライン像）の取得中に、結像光学系に対する眼の相対位置決めを、撮像装置上に、外部データ媒体上に、または、撮像装置に接続された中央サーバ上に記憶する。さらに像を取得するときには、眼と結像光学系との相対位置決めは同一でなければならない。２つの像を比較すると、１つの特定の相対位置決めに起因する種々の光学的作用を無視することができる。特に像が、対応するアルゴリズムによって自動解析される場合、通常は、相互比較される像が、組織の同一領域の同一の観察面を示すことを要する。このことはたとえば、両観察面が同一の観察角度および同一寸法を有することを含む。原則的にこのことは、取得された像の少なくとも１つを後処理することによって達成することができる。しかし、かかる後処理によってある程度の誤差が導入されてしまい、著しい量の処理能力を要することとなる。本発明では、２つの像が常に同一の観察面を示すことにより、かかる後処理を最小限にするか、または省略することもできる。

このことを達成するためには、上述のようにして求められた現在の相対位置および向きを、記憶された相対位置決めと常時比較する。これら２つの間の差が狭幅の範囲内になった場合には直ちに、ＯＣＴスキャンの取得がトリガされる。

ここで記載した実施形態では、相対位置決めに対する、記憶された相対位置決めに達するまで、光学ユニットをｘ軸およびｙ軸まわりで適切に旋回させ、かつ、ｚ’軸に沿って光学ユニットを直線移動させることにより、空間における正確な相対位置決めを求めることができる。記憶されたデータに基づき、ヘッドサポートの位置が装置のベースに対して実質的に固定されているとの事実により、大まかな開始位置を設定することができる。その高精度の位置決めは、記憶された値と眼の回転中心Ｅの値との比較、および、これに対応する調整に基づく。患者の眼が動いた場合、光学ユニットの位置決めは自動的に再調整される。

ここで残るのは相対的向きである。これは、人間の被検者が相応に、自己の見通し線を変化させることにより達成される。人間の被検者に、当該被検者の眼を動かすように仕向けるため、当該人間の被検者がとるべき見通し線の方向を示すターゲット像を、当該人間の被検者に対して表示する。一例として、（単位ベクトルｎによって与えられる）向きが、記憶された値に一致しない場合、ターゲット像は、所望の方向を指し示す矢印群とすることができる。値が一致すると直ちに取得をトリガし、それと同時に矢印をたとえば円または十字に、すなわち、特定の方向を標識しない形状に置き換える。

本発明は上述の方法に限定されることはなく、本発明の方法は、上述の装置とは異なる装置上で実行することができる。

まとめると、本発明は、冒頭に述べた技術分野に属するＯＣＴ像データの取得方法およびＯＣＴ撮像装置であって、低コストであり、かつ検査対象の眼の高信頼性の位置決めを可能にする取得方法およびＯＣＴ撮像装置を実現するものであることに留意すべきである。

Claims (12)

1. 結像光学系を備えた取得装置を用いて人間の被検者の眼の網膜組織の光干渉断層像データを取得するための方法であって、
   ａ）第１の時点において、前記結像光学系に対する人間の被検者の眼のベースライン相対位置決めに関連付けて、第１の像を取得するステップと、
   ｂ）前記ベースライン相対位置決めを記憶するステップと、
   ｃ）前記第１の時点とは異なる第２の時点において、前記結像光学系に対する同一人間の被検者の同一の眼のベースライン相対位置決めを再確立し、第２の像を取得するステップと、
   を有し、
   ｄ）前記位置決めを再確立するため、前記結像光学系に対する前記人間の被検者の前記眼の現在の相対位置決めを、前記眼の虹彩領域の映像に基づいて求め、
   ｅ）前記再確立するステップは、前記人間の被検者がとるべき見通し線の方向を示すターゲット像を、前記人間の被検者に対して表示することを含み、
   ｆ）前記結像光学系に対する前記人間の被検者の前記眼の現在の相対位置決めと、記憶された前記ベースライン相対位置決めと、を比較し、
   前記現在の相対位置決めが、前記記憶されたベースライン相対位置決めと一致しない場合には、表示されている前記ターゲット像を操作し、
   前記現在の相対位置決めが前記ベースライン相対位置決めと一致する場合には、前記第２の像を取得する、
   方法。
2. 前記再確立するステップは、前記結像光学系の自動的な再位置決めを含む、
   請求項１記載の方法。
3. 前記人間の被検者の頭部を、前記取得装置のベースに対して固定位置に保持し、
   再位置決めを行うため、前記結像光学系を前記ベースに対して移動させる、
   請求項２記載の方法。
4. 前記映像内における角膜縁の位置を求め、前記眼の現在の相対位置決めの参照として使用する、
   請求項１から３までのいずれか１項記載の方法。
5. 前記結像光学系に対する前記眼の現在の相対位置決めを求めることは、前記眼の３次元の位置および向きを求めるステップを含む、
   請求項１から４までのいずれか１項記載の方法。
6. 前記眼の３次元の位置および向きは、
   ａ）前記眼の回転中心と、
   ｂ）角膜縁平面に対する法線ベクトルと、
   を特定することにより求められる、
   請求項５記載の方法。
7. 前記結像光学系に対する前記眼の現在の相対位置決めを求めることは、前記眼を照明する少なくとも２つの互いに離隔された光源の反射された光線に基づいて、角膜の曲率中心を求めるステップを含む、
   請求項５または６記載の方法。
8. 前記人間の被検者の前記眼の角膜の曲率半径を求めるために、
   前記角膜の映像を記録すると同時に前記角膜のＯＣＴ像を取得することによって、前記角膜と前記結像光学系との距離を求め、
   距離値を前記映像の位置に対応付け、
   数値最適化アルゴリズムによって前記曲率半径を求める、
   ステップを含む、
   請求項１から７までのいずれか１項記載の方法。
9. 前記人間の被検者の前記眼の回転中心と前記眼の角膜の曲率中心との距離を求めるステップを含む、
   請求項１から８までのいずれか１項記載の方法。
10. 人間の被検者の眼の網膜組織の光干渉断層像データを取得するための装置であって、
    ａ）結像光学系と、
    ｂ）人間の被検者の頭部分が接触するヘッドサポートであって、前記人間の被検者の眼に入射するサンプルビームの入射位置を定めるヘッドサポートと、
    ｃ）眼の虹彩領域の映像を取得するためのカメラと、
    ｄ）人間の被検者がとるべき見通し線の方向を示すターゲット像を、前記人間の被検者に対して表示するための表示部と、
    ｅ）前記結像光学系に対する前記人間の被検者の前記眼の現在の相対位置決めを前記映像に基づいて求め、前記結像光学系に対する前記人間の被検者の前記眼の現在の相対位置決めと、記憶されたベースライン相対位置決めと、を比較するためのプロセッサと、
    を備えており、
    前記装置は、
    ａ）第１の時点において、前記結像光学系に対する人間の被検者の眼のベースライン相対位置決めに関連付けて、第１の像を取得し、
    ｂ）前記ベースライン相対位置決めを記憶し、
    ｃ）前記第１の時点とは異なる第２の時点において、前記結像光学系に対する同一人間の被検者の同一の眼のベースライン相対位置決めを再確立し、第２の像を取得する、
    ように構成され、
    前記ベースライン相対位置決めを再確立するため、前記結像光学系に対する前記人間の被検者の前記眼の現在の相対位置決めを、前記眼の前記虹彩領域の映像に基づいて求め、
    前記現在の相対位置決めが、前記記憶されたベースライン相対位置決めと一致しない場合には、前記ターゲット像を操作し、前記現在の相対位置決めが前記ベースライン相対位置決めと一致する場合には、像データの取得をトリガする、
    装置。
11. 前記装置は、ベースを備えており、
    前記ヘッドサポートは、前記ベースに固定されており、
    前記結像光学系は、前記ベースに対して可動である、
    請求項１０記載の装置。
12. 前記装置は、前記ベースに対して前記結像光学系の位置を３次元で自動調整するための調整機構を備えている、
    請求項１１記載の装置。

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