JP7289394B2 - Ophthalmic information processing device, ophthalmic device, ophthalmic information processing method, and program - Google Patents
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Description
この発明は、眼科情報処理装置、眼科装置、眼科情報処理方法、及びプログラムに関する。 The present invention relates to an ophthalmic information processing apparatus, an ophthalmic apparatus, an ophthalmic information processing method, and a program.
近年、レーザー光源等からの光ビームを用いて被測定物体の表面形態や内部形態を表す画像を形成するOCTが注目を集めている。OCTは、X線CT(Computed Tomography)のような人体に対する侵襲性を持たないことから、特に医療分野や生物学分野における応用の展開が期待されている。例えば眼科分野においては、眼底や角膜等の画像を形成する装置が実用化されている。このようなOCTの手法を用いた装置(OCT装置)は被検眼の様々な部位の観察に適用可能であり、また高精細な画像を取得できることから、様々な眼科疾患の診断に応用されている。 In recent years, attention has been focused on OCT, which uses a light beam from a laser light source or the like to form an image representing the surface morphology and internal morphology of an object to be measured. Since OCT is not invasive to the human body like X-ray CT (Computed Tomography), it is expected to be applied particularly in the medical and biological fields. For example, in the field of ophthalmology, apparatuses for forming images of the fundus, cornea, etc. have been put to practical use. A device using such an OCT technique (OCT device) can be applied to observe various parts of the subject's eye, and can acquire high-definition images, so it is applied to the diagnosis of various ophthalmic diseases. .
被検眼の眼内の所定部位に対してOCT計測を実行する場合、当該所定部位をスキャンするための測定光を瞳孔から眼内に入射させ、例えば瞳孔近傍に配置されたスキャン中心位置を中心に測定光を偏向させる。例えば、取得されたAスキャンデータから形成されたAスキャン画像を形成し、Bスキャン方向に複数のAスキャン画像を並べることで断層像(Bスキャン画像)が取得される(例えば、特許文献1)。 When performing OCT measurement on a predetermined site in the eye to be inspected, measurement light for scanning the predetermined site is made to enter the eye through the pupil, for example, around a scan center position arranged near the pupil. Deflect the measuring beam. For example, an A-scan image formed from the acquired A-scan data is formed, and a tomographic image (B-scan image) is acquired by arranging a plurality of A-scan images in the B-scan direction (for example, Patent Document 1). .
しかしながら、従来の手法では、取得された断層像の輪郭形状が長方形に変形される。従って、画角が広くなるほど、断層像における所定部位の形状と実際の形状との差異が大きくなる。 However, in the conventional method, the contour shape of the acquired tomogram is deformed into a rectangle. Therefore, the wider the angle of view, the greater the difference between the shape of the predetermined portion in the tomographic image and the actual shape.
また、取得された断層像中の任意の2点間の眼内距離を計測する場合、例えば、当該2点間のピクセル数に装置固有のピクセルサイズを乗算することにより眼内距離が求められる。従って、深さ位置によって眼内距離の誤差が大きくなる。 When measuring the intraocular distance between any two points in the acquired tomographic image, for example, the intraocular distance is obtained by multiplying the number of pixels between the two points by the device-specific pixel size. Therefore, the error of the intraocular distance increases depending on the depth position.
本発明は、このような事情を鑑みてなされたものであり、その目的は、眼内の所定部位の実際の形状等を特定するための新たな技術を提供することにある。 The present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a new technique for specifying the actual shape and the like of a predetermined site in the eye.
いくつかの実施形態の1つの態様は、スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャン画像を配列することにより形成された前記被検眼の画像を補正する眼科情報処理装置である。眼科情報処理装置は、前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定部と、前記画素位置を前記特定部により特定された前記変換位置に変換する変換部と、を含む。前記進行方向のスキャン半径をrとし、スキャン角度をφとし、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲をdとし、Aスキャンライン数をNとしたとき、前記特定部は、Bスキャン方向をx方向とし、前記x方向に直交するAスキャン方向をz方向とするn番目のAスキャンラインにおける前記画素位置(x,z)を、下記の式(1)~(3)、式(5)に従って、前記スキャン角度が0度である前記測定光の進行方向をZ方向とし、前記Z方向に直交するX方向とする前記変換位置(X,Z)を特定する。 One aspect of some embodiments is formed by arranging a plurality of A-scan images obtained by scanning the inside of the subject's eye with measurement light deflected around the scan center position. This is an ophthalmologic information processing apparatus that corrects an image of an eye to be examined. The ophthalmologic information processing apparatus includes a specifying unit that specifies a conversion position along a traveling direction of the measurement light that passes through the scan center position and corresponds to the pixel position in the image, and the pixel position specified by the specifying unit. a conversion unit that converts to the conversion position. Let r be the scan radius in the traveling direction, φ be the scan angle, d be the depth range measurable by optical coherence tomography, and N be the number of A scan lines. is the x direction, and the pixel position (x, z) in the n-th A scan line with the A scan direction orthogonal to the x direction as the z direction is expressed by the following equations (1) to (3), equation (5 ), the traveling direction of the measurement light with the scan angle of 0 degrees is defined as the Z direction, and the conversion position (X, Z) is specified as the X direction orthogonal to the Z direction.
実施形態の別の態様は、スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャン画像を配列することにより形成された前記被検眼の画像を補正する眼科情報処理装置である。眼科情報処理装置は、前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定部と、前記画素位置を前記特定部により特定された前記変換位置に変換する変換部と、を含む。前記進行方向のスキャン半径をrとし、スキャン角度をφとし、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲をdとし、Aスキャンライン数をNとし、Bスキャンライン数をMとしたとき、前記特定ステップは、Bスキャン方向をx方向とし、前記x方向に直交するAスキャン方向をz方向とし、前記x方向及び前記z方向に直交する方向をy方向とするm番目のBスキャンにおけるn番目のAスキャンラインにおける前記画素位置(x,y,z)を、下記の式(6)~式(13)に従って、前記スキャン角度が0度である前記測定光の進行方向をZ方向とし、前記Z方向に直交するX方向とし、前記X方向及び前記Z方向に直交する方向をY方向とする前記変換位置(X,Y,Z)を特定する。 Another aspect of the embodiment is the image of the subject's eye formed by arranging a plurality of A-scan images obtained by scanning the interior of the subject's eye with measurement light deflected around the scan center position. It is an ophthalmological information processing apparatus that corrects an image. The ophthalmologic information processing apparatus includes a specifying unit that specifies a conversion position along a traveling direction of the measurement light that passes through the scan center position and corresponds to the pixel position in the image, and the pixel position specified by the specifying unit. a conversion unit that converts to the conversion position. When the scan radius in the traveling direction is r, the scan angle is φ, the depth range measurable by optical coherence tomography is d, the number of A scan lines is N, and the number of B scan lines is M, The specifying step includes n The pixel position (x, y, z) in the th A scan line is set according to the following formulas (6) to (13), with the traveling direction of the measurement light at the scan angle of 0 degrees being the Z direction, The transformation position (X, Y, Z) is specified with the X direction perpendicular to the Z direction and the Y direction perpendicular to the X direction and the Z direction.
実施形態の更に別の態様は、光コヒーレンストモグラフィを用いて前記複数のAスキャン画像を取得する取得部と、上記のいずれかに記載の眼科情報処理装置と、を含む眼科装置である。 Yet another aspect of the embodiment is an ophthalmologic apparatus including an acquisition unit that acquires the plurality of A-scan images using optical coherence tomography, and any of the ophthalmologic information processing apparatuses described above.
実施形態の更に別の態様は、スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャン画像を配列することにより形成された前記被検眼の画像を補正する眼科情報処理方法である。眼科情報処理方法は、前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定ステップと、前記画素位置を前記特定ステップにおいて特定された前記変換位置に変換する変換ステップと、を含む。前記進行方向のスキャン半径をrとし、スキャン角度をφとし、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲をdとし、Aスキャンライン数をNとしたとき、前記特定ステップは、Bスキャン方向をx方向とし、前記x方向に直交するAスキャン方向をz方向とするn番目のAスキャンラインにおける前記画素位置(x,z)を、下記の式(1)~式(3)、及び式(5)に従って、前記スキャン角度が0度である前記測定光の進行方向をZ方向とし、前記Z方向に直交するX方向とする前記変換位置(X,Z)を特定する。 According to still another aspect of the embodiment, the eye to be examined is formed by arranging a plurality of A-scan images obtained by scanning the inside of the eye with measurement light deflected around a scan center position. ophthalmological information processing method for correcting the image of The ophthalmologic information processing method includes a specifying step of specifying a conversion position corresponding to a pixel position in the image and along a traveling direction of the measurement light passing through the scan center position; and a transforming step of transforming to the transformed position. When the scan radius in the traveling direction is r, the scan angle is φ, the depth range measurable by optical coherence tomography is d, and the number of A scan lines is N, the specifying step is performed in the B scan direction. is the x direction, and the pixel position (x, z) in the n-th A scan line with the A scan direction orthogonal to the x direction as the z direction is expressed by the following equations (1) to (3), and the equation According to (5), the traveling direction of the measurement light with the scan angle of 0 degrees is defined as the Z direction, and the conversion position (X, Z) is specified as the X direction orthogonal to the Z direction.
実施形態の更に別の態様は、スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャン画像を配列することにより形成された前記被検眼の画像を補正する眼科情報処理方法である。眼科情報処理方法は、前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定ステップと、前記画素位置を前記特定ステップにおいて特定された前記変換位置に変換する変換ステップと、を含む。前記進行方向のスキャン半径をrとし、スキャン角度をφとし、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲をdとし、Aスキャンライン数をNとし、Bスキャンライン数をMとしたとき、前記特定ステップは、Bスキャン方向をx方向とし、前記x方向に直交するAスキャン方向をz方向とし、前記x方向及び前記z方向に直交する方向をy方向とするm番目のBスキャンにおけるn番目のAスキャンラインにおける前記画素位置(x,y,z)を、下記の式(6)~式(13)に従って、前記スキャン角度が0度である前記測定光の進行方向をZ方向とし、前記Z方向に直交するX方向とし、前記X方向及び前記Z方向に直交する方向をY方向とする前記変換位置(X,Y,Z)を特定する。 According to still another aspect of the embodiment, the eye to be examined is formed by arranging a plurality of A-scan images obtained by scanning the inside of the eye with measurement light deflected around a scan center position. ophthalmological information processing method for correcting the image of The ophthalmologic information processing method includes a specifying step of specifying a conversion position corresponding to a pixel position in the image and along a traveling direction of the measurement light passing through the scan center position; and a transforming step of transforming to the transformed position. When the scan radius in the traveling direction is r, the scan angle is φ, the depth range measurable by optical coherence tomography is d, the number of A scan lines is N, and the number of B scan lines is M, The specifying step includes n The pixel position (x, y, z) in the th A scan line is set according to the following formulas (6) to (13), with the traveling direction of the measurement light at the scan angle of 0 degrees being the Z direction, The transformation position (X, Y, Z) is specified with the X direction perpendicular to the Z direction and the Y direction perpendicular to the X direction and the Z direction.
実施形態の更に別の態様は、コンピュータに、上記のいずれかに記載の眼科情報処理方法の各ステップを実行させるプログラムである。 Yet another aspect of the embodiments is a program that causes a computer to execute each step of the ophthalmologic information processing method described above.
なお、上記した複数の請求項に係る構成を任意に組み合わせることが可能である。 In addition, it is possible to arbitrarily combine the configurations according to the plurality of claims described above.
本発明によれば、眼内の所定部位の実際の形状等を特定するための新たな技術を提供することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the new technique for specifying the actual shape etc. of the predetermined site|part in an eye can be provided.
この発明に係る眼科情報処理装置、眼科装置、眼科情報処理方法、及びプログラムの実施形態の例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、この明細書において引用された文献の記載内容や任意の公知技術を、以下の実施形態に援用することが可能である。 Exemplary embodiments of an ophthalmologic information processing apparatus, an ophthalmologic apparatus, an ophthalmologic information processing method, and a program according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. It should be noted that the descriptions of the documents cited in this specification and any known techniques can be incorporated into the following embodiments.
実施形態に係る眼科情報処理装置は、被検眼における所定部位と光学的に略共役に配置された光スキャナーを用いて測定光で眼内をスキャンすることにより得られた被検眼のOCT画像、又は、2次元若しくは3次元のスキャンデータを補正する。所定部位として、瞳孔などが挙げられる。OCT画像は、2次元画像又は3次元画像である。OCT画像として、眼底の断層像、眼底の3次元画像などが挙げられる。OCT画像又はスキャンデータは、光コヒーレンストモグラフィ(Optical Coherece Tomography:OCT)を用いて取得される。OCT画像は、被検眼における所定部位をスキャン中心位置として、当該所定部位を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャン画像を配列することにより形成される。2次元又は3次元のスキャンデータは、被検眼における所定部位をスキャン中心位置として、当該所定部位を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャンデータを配列することにより形成される。 An ophthalmologic information processing apparatus according to an embodiment provides an OCT image of an eye to be examined obtained by scanning the inside of the eye with measurement light using an optical scanner arranged substantially optically conjugate with a predetermined site of the eye to be examined, or , to correct the two-dimensional or three-dimensional scan data. A pupil etc. are mentioned as a predetermined site|part. OCT images are two-dimensional or three-dimensional images. OCT images include a tomographic image of the fundus, a three-dimensional image of the fundus, and the like. OCT images or scan data are acquired using Optical Coherence Tomography (OCT). The OCT image is obtained by arranging a plurality of A-scan images obtained by scanning the inside of the eye to be inspected with measurement light deflected around the predetermined part with a predetermined portion of the eye to be inspected as the center of scanning. It is formed. The two-dimensional or three-dimensional scan data is a plurality of A-scans obtained by scanning the inside of the eye to be examined with measurement light deflected around the predetermined region, with a predetermined region of the eye to be examined as the center of the scan. It is formed by arranging the data.
眼科情報処理装置は、OCT画像における画素位置、又は、2次元若しくは3次元のスキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、Aスキャン方向(被検眼における所定部位を通る測定光の進行方向)に沿った変換位置を特定する。眼科情報処理装置は、画素位置又はスキャン位置を、当該画素位置等に基づいて特定された変換位置に変換する。変換位置は、所定の座標系における位置である。所定の座標系は、少なくとも1つのAスキャンのスキャン方向と同一の軸方向の座標軸を含む2以上の座標軸によって規定される。 The ophthalmologic information processing apparatus corresponds to the pixel position in the OCT image or the scan position in the two-dimensional or three-dimensional scan data, and converts along the A-scan direction (the traveling direction of the measurement light passing through the predetermined site in the eye to be examined). Locate. The ophthalmologic information processing apparatus converts the pixel position or scan position into the specified conversion position based on the pixel position or the like. A transformed position is a position in a predetermined coordinate system. The predetermined coordinate system is defined by two or more coordinate axes including at least one coordinate axis in the same axial direction as the scanning direction of the A-scan.
いくつかの実施形態では、眼科情報処理装置は、被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて変換位置を特定する。いくつかの実施形態では、眼科情報処理装置は、Aスキャン方向のスキャン半径、スキャン角度、OCT計測が可能な深さ範囲、及び、画素位置又はスキャン位置に基づいて、所定の座標系における変換位置の第1軸方向の成分及び第1軸方向と交差する第2軸方向の成分の少なくとも1つを特定する。 In some embodiments, the ophthalmologic information processing apparatus identifies the transformation position based on parameters representing the optical characteristics of the subject's eye. In some embodiments, the ophthalmologic information processing apparatus converts positions in a predetermined coordinate system based on the scan radius in the A-scan direction, the scan angle, the depth range where OCT measurement is possible, and the pixel positions or scan positions. At least one of a component along a first axis and a component along a second axis that intersects the first axis of is identified.
これにより、OCT画像又はスキャンデータにより表される眼底等の眼内の部位の形状を実際のスキャンに沿った形状に補正することができる。特に、広角の撮影系又は観察系を用いて取得されたOCT画像又はスキャンデータから実際の形状を把握することが容易になる。また、補正されたOCT画像、又は、2次元若しくは3次元のスキャンデータを用いて、被検眼の形態を表す形態情報も実際の形態を表す情報として取得することが可能になる。 As a result, the shape of the intraocular region such as the fundus represented by the OCT image or scan data can be corrected to conform to the actual scan. In particular, it becomes easy to grasp the actual shape from an OCT image or scan data acquired using a wide-angle imaging system or observation system. In addition, using the corrected OCT image or two-dimensional or three-dimensional scan data, morphological information representing the morphology of the subject's eye can also be obtained as information representing the actual morphology.
実施形態に係る眼科情報処理方法は、実施形態に係る眼科情報処理装置においてプロセッサ(コンピュータ)により実行される処理を実現するための1以上のステップを含む。実施形態に係るプログラムは、プロセッサに実施形態に係る眼科情報処理方法の各ステップを実行させる。 An ophthalmologic information processing method according to an embodiment includes one or more steps for realizing processing executed by a processor (computer) in an ophthalmologic information processing apparatus according to an embodiment. A program according to an embodiment causes a processor to execute each step of an ophthalmologic information processing method according to an embodiment.
本明細書において「プロセッサ」は、例えば、CPU(Central Processing Unit)、GPU(Graphics Processing Unit)、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、プログラマブル論理デバイス(例えば、SPLD(Simple Programmable Logic Device)、CPLD(Complex Programmable Logic Device)、FPGA(Field Programmable Gate Array))等の回路を意味する。プロセッサは、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。 In this specification, the "processor" includes, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), a programmable logic device (e.g., SPLD (Simple Programmable Logic Device e), CPLD (Complex Programmable Logic Device), FPGA (Field Programmable Gate Array)) or the like. The processor implements the functions according to the embodiment by, for example, reading and executing a program stored in a storage circuit or storage device.
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。 In this specification, images obtained by OCT may be collectively referred to as OCT images. Also, the measurement operation for forming an OCT image is sometimes called OCT measurement.
以下では、主として、被検眼のOCT画像として断層像を取得する場合について説明するが、OCTを用いて3次元画像、又は、2次元若しくは3次元のスキャンデータを取得する場合も同様である。 A case of obtaining a tomographic image as an OCT image of the subject's eye will be mainly described below, but the same applies to the case of obtaining a three-dimensional image or two-dimensional or three-dimensional scan data using OCT.
また、以下では、実施形態に係る眼科装置が、実施形態に係る眼科情報処理装置の機能を有する場合について説明する。しかしながら、実施形態に係る眼科情報処理装置が、外部の眼科装置からOCT画像、又は、2次元若しくは3次元のスキャンデータを取得するように構成されていてもよい。 Moreover, below, the case where the ophthalmologic apparatus according to the embodiment has the functions of the ophthalmologic information processing apparatus according to the embodiment will be described. However, the ophthalmologic information processing apparatus according to the embodiment may be configured to acquire an OCT image or two-dimensional or three-dimensional scan data from an external ophthalmologic apparatus.
以下、実施形態では、OCTを用いた計測又は撮影においてスウェプトソースタイプのOCTの手法を用いる場合について特に詳しく説明する。しかしながら、他のタイプ(例えば、スペクトラルドメインタイプ又はタイムドメインタイプ)のOCTを用いる眼科装置に対して、実施形態に係る構成を適用することも可能である。 In the embodiments below, a case where a swept source type OCT technique is used in measurement or imaging using OCT will be described in detail. However, it is also possible to apply the configuration according to the embodiment to an ophthalmic apparatus using OCT of other types (for example, spectral domain type or time domain type).
いくつかの実施形態に係る眼科装置は、眼科撮影装置と、眼科測定装置と、眼科治療装置とのうちのいずれか1つ以上を含む。いくつかの実施形態の眼科装置に含まれる眼科撮影装置は、例えば、眼底カメラ、走査型レーザー検眼鏡、スリットランプ検眼鏡、手術用顕微鏡等のうちのいずれか1つ以上である。また、いくつかの実施形態の眼科装置に含まれる眼科測定装置は、例えば、眼屈折検査装置、眼圧計、スペキュラーマイクロスコープ、ウェーブフロントアナライザ、視野計、マイクロペリメータ等のうちのいずれか1つ以上である。また、いくつかの実施形態の眼科装置に含まれる眼科治療装置は、例えば、レーザー治療装置、手術装置、手術用顕微鏡等のうちのいずれか1つ以上である。 An ophthalmic device according to some embodiments includes any one or more of an ophthalmic imaging device, an ophthalmic measurement device, and an ophthalmic treatment device. The ophthalmic imaging device included in the ophthalmic device of some embodiments is, for example, any one or more of a fundus camera, a scanning laser ophthalmoscope, a slit lamp ophthalmoscope, a surgical microscope, or the like. In addition, the ophthalmic measurement device included in the ophthalmic device of some embodiments is, for example, any one or more of an eye refractive test device, a tonometer, a specular microscope, a wavefront analyzer, a perimeter, a microperimeter, and the like. is. Also, the ophthalmic treatment device included in the ophthalmic device of some embodiments is, for example, any one or more of a laser treatment device, a surgical device, a surgical microscope, and the like.
以下の実施形態に係る眼科装置は、OCT計測が可能なOCT装置と眼底カメラとを含む。また、以下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。 An ophthalmologic apparatus according to the following embodiments includes an OCT apparatus capable of OCT measurement and a fundus camera. It is also possible to incorporate the configuration according to the following embodiments into a single OCT apparatus.
以下では、被検眼の眼底に対するOCT計測が可能な眼科装置を例に説明するが、実施形態に係る眼科装置は、被検眼の前眼部に対してOCT計測が可能であってよい。いくつかの実施形態では、測定光の焦点位置を変更するレンズを移動することで、OCT計測の範囲や計測部位を変更する。いくつかの実施形態では、1以上のアタッチメント(対物レンズ、前置レンズ等)を加えることで、眼底に対するOCT計測と、前眼部に対するOCT計測と、眼底及び前眼部を含む全眼球に対するOCT計測とが可能な構成である。いくつかの実施形態では、眼底計測用の眼科装置において、対物レンズと被検眼との間に前置レンズを配置することで平行光束にされた測定光を被検眼に入射させることで前眼部に対するOCT計測を行う。 An ophthalmologic apparatus capable of OCT measurement of the fundus of the subject's eye will be described below as an example, but the ophthalmologic apparatus according to the embodiment may be capable of OCT measurement of the anterior segment of the subject's eye. In some embodiments, the range of OCT measurement and the measurement site are changed by moving a lens that changes the focal position of the measurement light. In some embodiments, by adding one or more attachments (objective lens, front lens, etc.), OCT measurement for the fundus, OCT measurement for the anterior segment, and OCT for the entire eye including the fundus and the anterior segment It is a configuration that allows measurement. In some embodiments, in an ophthalmologic apparatus for fundus measurement, a front lens is arranged between an objective lens and an eye to be inspected, so that measurement light beams made into parallel beams are made incident on the eye to be inspected, thereby measuring the anterior segment of the eye. Perform OCT measurement for
<構成>
〔光学系〕
図1に示すように、眼科装置1は、眼底カメラユニット2、OCTユニット100及び演算制御ユニット200を含む。眼底カメラユニット2には、被検眼Eの正面画像を取得するための光学系や機構が設けられている。OCTユニット100には、OCTを実行するための光学系や機構の一部が設けられている。OCTを実行するための光学系や機構の他の一部は、眼底カメラユニット2に設けられている。演算制御ユニット200は、各種の演算や制御を実行する1以上のプロセッサを含む。これらに加え、被検者の顔を支持するための部材(顎受け、額当て等)や、OCTの対象部位を切り替えるためのレンズユニット(例えば、前眼部OCT用アタッチメント)等の任意の要素やユニットが眼科装置1に設けられてもよい。いくつかの実施形態では、レンズユニットが手動で被検眼Eと後述の対物レンズ22との間に挿脱されるように構成される。いくつかの実施形態では、後述の制御部210からの制御を受け、レンズユニットが被検眼Eと後述の対物レンズ22との間に自動で挿脱されるように構成される。
<Configuration>
〔Optical system〕
As shown in FIG. 1 , the
いくつかの実施形態では、眼科装置1は、表示装置3を含む。表示装置3は、演算制御ユニット200による処理結果(例えば、OCT画像等)や、眼底カメラユニット2により得られた画像や、眼科装置1を操作するための操作ガイダンス情報などを表示する。
In some embodiments,
[眼底カメラユニット]
眼底カメラユニット2には、被検眼Eの眼底Efを撮影するための光学系が設けられている。取得される眼底Efの画像(眼底像、眼底写真等と呼ばれる)は、観察画像、撮影画像等の正面画像である。観察画像は、近赤外光を用いた動画撮影により得られる。撮影画像は、フラッシュ光を用いた静止画像である。更に、眼底カメラユニット2は、被検眼Eの前眼部Eaを撮影して正面画像(前眼部像)を取得することができる。
[Fundus camera unit]
The
眼底カメラユニット2は、照明光学系10と撮影光学系30とを含む。照明光学系10は被検眼Eに照明光を照射する。撮影光学系30は、被検眼Eからの照明光の戻り光を検出する。OCTユニット100からの測定光は、眼底カメラユニット2内の光路を通じて被検眼Eに導かれ、その戻り光は、同じ光路を通じてOCTユニット100に導かれる。
The
照明光学系10の観察光源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により屈折されて被検眼E(眼底Ef又は前眼部Ea)を照明する。被検眼Eからの観察照明光の戻り光は、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を透過する。ダイクロイックミラー55を透過した戻り光は、撮影合焦レンズ31を経由し、ミラー32により反射される。更に、この戻り光は、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によりイメージセンサ35の受光面に結像される。イメージセンサ35は、所定のフレームレートで戻り光を検出する。なお、撮影光学系30のフォーカスは、眼底Ef又は前眼部Eaに合致するように調整される。
Light (observation illumination light) output from an
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。被検眼Eからの撮影照明光の戻り光は、観察照明光の戻り光と同じ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によりイメージセンサ38の受光面に結像される。
The light (imaging illumination light) output from the
LCD(Liquid Crystal Display)39は固視標や視力測定用視標を表示する。LCD39から出力された光束は、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、撮影合焦レンズ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の孔部を通過する。孔開きミラー21の孔部を通過した光束は、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に投射される。
An LCD (Liquid Crystal Display) 39 displays a fixation target and visual acuity measurement target. A part of the light beam 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。固視位置の例として、黄斑を中心とする画像を取得するための固視位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための固視位置や、黄斑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固視位置や、黄斑から大きく離れた部位(眼底周辺部)の画像を取得するための固視位置などがある。いくつかの実施形態に係る眼科装置1は、このような固視位置の少なくとも1つを指定するためのGUI(Graphical User Interface)等を含む。いくつかの実施形態に係る眼科装置1は、固視位置(固視標の表示位置)をマニュアルで移動するためのGUI等を含む。
By changing the display position of the fixation target on the screen of the
移動可能な固視標を被検眼Eに呈示するための構成はLCD等の表示装置には限定されない。例えば、光源アレイ(発光ダイオード(LED)アレイ等)における複数の光源を選択的に点灯させることにより、移動可能な固視標を生成することができる。また、移動可能な1以上の光源により、移動可能な固視標を生成することができる。 The configuration for presenting a movable fixation target to the subject's eye E is not limited to a display device such as an LCD. For example, a movable fixation target can be generated by selectively lighting multiple light sources in a light source array (such as a light emitting diode (LED) array). Also, one or more movable light sources can generate a movable fixation target.
また、眼科装置1には、1以上の外部固視光源が設けられてもよい。1以上の外部固視光源の1つは、被検眼Eの僚眼に固視光を投射することが可能である。僚眼における固視光の投射位置は、変更可能である。僚眼に対する固視光の投射位置を変更することにより、被検眼Eの固視位置を変更することができる。外部固視光源による固視位置は、LCD39を用いた被検眼Eの固視位置と同様であってよい。例えば、複数の外部固視光源を選択的に点灯させることにより、移動可能な固視標を生成することができる。また、移動可能な1以上の外部固視光源により、移動可能な固視標を生成することができる。
Also, the
アライメント光学系50は、被検眼Eに対する光学系のアライメントに用いられるアライメント指標を生成する。LED51から出力されたアライメント光は、絞り52及び53並びにリレーレンズ54を経由し、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の孔部を通過する。孔開きミラー21の孔部を通過した光は、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に投射される。アライメント光の角膜反射光は、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってイメージセンサ35に導かれる。その受光像(アライメント指標像)に基づいてマニュアルアライメントやオートアライメントを実行できる。
The alignment
フォーカス光学系60は、被検眼Eに対するフォーカス調整に用いられるスプリット指標を生成する。フォーカス光学系60は、撮影光学系30の光路(撮影光路)に沿った撮影合焦レンズ31の移動に連動して、照明光学系10の光路(照明光路)に沿って移動される。反射棒67は、照明光路に対して挿脱可能である。フォーカス調整を行う際には、反射棒67の反射面が照明光路に傾斜配置される。LED61から出力されたフォーカス光は、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により反射され、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に投射される。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じ経路を通ってイメージセンサ35に導かれる。その受光像(スプリット指標像)に基づいてマニュアルフォーカスやオートフォーカスを実行できる。
The focus
ダイクロイックミラー46は、眼底撮影用光路とOCT用光路とを合成する。ダイクロイックミラー46は、OCT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。OCT用光路(測定光の光路)には、OCTユニット100側からダイクロイックミラー46側に向かって順に、コリメータレンズユニット40、光路長変更部41、光スキャナー42、OCT合焦レンズ43、ミラー44、及びリレーレンズ45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用光路の長さを変更する。この光路長の変更は、眼軸長に応じた光路長補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部41は、コーナーキューブと、これを移動する機構とを含む。
The optical path
光スキャナー42は、被検眼Eの瞳孔と光学的に共役な位置に配置される。光スキャナー42は、OCT用光路を通過する測定光を偏向する。すなわち、光スキャナー42は、被検眼Eの瞳孔(又はその近傍)をスキャン中心位置として所定の偏向角度範囲内でスキャン角度を変更しつつ被検眼Eの眼内をスキャンするための測定光を偏向する。光スキャナー42は、測定光を1次元的又は2次元的に偏向することが可能である。
The
1次元的に偏向する場合、光スキャナー42は、所定の偏向方向に所定の偏向角度範囲で測定光を偏向するガルバノスキャナーを含む。2次元的に偏向する場合、光スキャナー42は、第1ガルバノスキャナーと、第2ガルバノスキャナーとを含む。第1ガルバノスキャナーは、OCT光学系8の光軸に直交する水平方向に撮影部位(眼底Ef又は前眼部)をスキャンするように測定光を偏向する。第2ガルバノスキャナーは、OCT光学系8の光軸に直交する垂直方向に撮影部位をスキャンするように、第1ガルバノスキャナーにより偏向された測定光を偏向する。光スキャナー42による測定光の走査態様としては、例えば、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、螺旋スキャンなどがある。
In the case of one-dimensional deflection, the
OCT合焦レンズ43は、OCT用の光学系のフォーカス調整を行うために、測定光の光路に沿って移動される。OCT合焦レンズ43は、被検眼Eの眼底Ef又はその近傍に測定光の焦点位置を配置するための第1レンズ位置と、被検眼Eに照射される測定光を平行光束にするための第2レンズ位置とを含む移動範囲で移動可能である。撮影合焦レンズ31の移動、フォーカス光学系60の移動、及びOCT合焦レンズ43の移動を連係的に制御することができる。
The
[OCTユニット]
OCTユニット100の構成の一例を図2に示す。OCTユニット100には、被検眼EのOCT画像を取得するための光学系が設けられている。この光学系は、波長掃引型(波長走査型)光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検眼Eからの測定光の戻り光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光を検出する干渉光学系である。干渉光学系によ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干渉信号であり、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眼科装置と同様に、出射光の波長を掃引(走査)可能な波長掃引型(波長走査型)光源を含んで構成される。波長掃引型光源は、共振器を含むレーザー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、例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。
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に導かれて測定光LSと参照光LRとに分割される。
The light L0 whose polarization state has been 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に変換され、光路長補正部材112及び分散補償部材113を経由し、光路長変更部114に導かれる。光路長補正部材112は、参照光LRの光路長と測定光LSの光路長とを合わせるよう作用する。分散補償部材113は、参照光LRと測定光LSとの間の分散特性を合わせるよう作用する。
The reference light LR is guided to the
光路長変更部114は、図2に示す矢印の方向に移動可能とされ、参照光LRの光路長を変更する。この移動により参照光LRの光路の長さが変更される。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114は、例えばコーナーキューブと、これを移動する移動機構とを含んで構成される。この場合、光路長変更部114のコーナーキューブは、コリメータ111により平行光束とされた参照光LRの進行方向を逆方向に折り返す。コーナーキューブに入射する参照光LRの光路と、コーナーキューブから出射する参照光LRの光路とは平行である。
The optical path
光路長変更部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、光ファイバ117に入射する。光ファイバ117に入射した参照光LRは、偏波コントローラ118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118は、例えば、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。
The reference light LR that has passed through the optical path
なお、図1及び図2に示す構成においては、測定光LSの光路(測定光路、測定アーム)の長さを変更するための光路長変更部41と、参照光LRの光路(参照光路、参照アーム)の長さを変更するための光路長変更部114の双方が設けられている。しかしながら、光路長変更部41及び114の一方だけが設けられていてもよい。また、これら以外の光学部材を用いて、参照光路長と測定光路長との差を変更することも可能である。
1 and 2, the optical path
一方、ファイバカプラ105により生成された測定光LSは、光ファイバ127によりに導かれ、コリメータレンズユニット40により平行光束とされる。平行光束にされた測定光LSは、光路長変更部41、光スキャナー42、OCT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に導かれる。ダイクロイックミラー46に導かれてきた測定光LSは、ダイクロイックミラー46により反射され、対物レンズ22により屈折されて被検眼Eに照射される。測定光LSは、被検眼Eの様々な深さ位置において散乱(反射を含む)される。このような後方散乱光を含む測定光LSの戻り光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ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。
On the other hand, the measurement 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測定光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(例えば1:1)で、測定光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、例えば一対の干渉光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(干渉信号)をDAQ(Data Acquisition System)130に送る。DAQ130には、光源ユニット101からクロックKCが供給される。クロックKCは、光源ユニット101において、波長掃引型光源により所定の波長範囲内で掃引(走査)される各波長の出力タイミングに同期して生成される。光源ユニット101は、例えば、各出力波長の光L0を分岐することにより得られた2つの分岐光の一方を光学的に遅延させた後、これらの合成光を検出した結果に基づいてクロックKCを生成する。DAQ130は、クロックKCに基づき、検出器125の検出結果をサンプリングする。DAQ130は、サンプリングされた検出器125の検出結果を演算制御ユニット200に送る。演算制御ユニット200は、例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により、各Aラインにおける反射強度プロファイルを形成する。更に、演算制御ユニット200は、各Aラインの反射強度プロファイルを画像化することにより画像データを形成する。
The
[演算制御ユニット]
演算制御ユニット200は、DAQ130から入力される検出信号を解析して眼底Ef(又は前眼部Ea)のOCT画像又はスキャンデータを形成する。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。
[Arithmetic control unit]
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。
Also, the
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、撮影合焦レンズ31の移動制御、OCT合焦レンズ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、光スキャナー42の動作制御などを行う。
As the control of the
表示装置3の制御として、演算制御ユニット200は、被検眼EのOCT画像を表示装置3に表示させる。
As control of the
OCTユニット100の制御として、演算制御ユニット200は、光源ユニット101の動作制御、光路長変更部114の移動制御、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、検出器125の動作制御、DAQ130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、例えば、従来のコンピュータと同様に、プロセッサ、RAM、ROM、ハードディスクドライブ、通信インターフェイスなどを含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、眼科装置1を制御するためのコンピュータプログラムが記憶されている。演算制御ユニット200は、各種の回路基板、例えばOCT画像を形成するための回路基板を備えていてもよい。また、演算制御ユニット200は、キーボードやマウス等の操作デバイス(入力デバイス)や、LCD等の表示デバイスを備えていてもよい。
The
眼底カメラユニット2、表示装置3、OCTユニット100、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〕
図3及び図4に、眼科装置1の制御系の構成例を示す。図3及び図4において、眼科装置1に含まれる構成要素の一部が省略されている。
[Control system]
3 and 4 show configuration examples of the control system of the
(制御部)
制御部210は、各種の制御を実行する。制御部210は、主制御部211と記憶部212とを含む。
(control part)
The
(主制御部)
主制御部211は、プロセッサを含み、眼科装置1の各部を制御する。例えば、主制御部211は、眼底カメラユニット2の合焦駆動部31A及び43A、イメージセンサ35及び38、LCD39、光路長変更部41、光スキャナー42、及び光学系を移動する移動機構150などを制御する。さらに、主制御部211は、OCTユニット100の光源ユニット101、光路長変更部114、アッテネータ120、偏波コントローラ103及び118、検出器125、DAQ130などを制御する。
(main controller)
The main controller 211 includes a processor and controls each part of the
例えば、主制御部211は、手動又は自動で設定された固視位置に対応するLCD39の画面上の位置に固視標を表示する。また、主制御部211は、LCD39に表示されている固視標の表示位置を(連続的に又は段階的に)変更することができる。それにより、固視標を移動することができる(つまり、固視位置を変更することができる)。固視標の表示位置や移動態様は、マニュアルで又は自動的に設定される。マニュアルでの設定は、例えばGUIを用いて行われる。自動的な設定は、例えば、データ処理部230により行われる。
For example, the main control unit 211 displays the fixation target at a position on the screen of the
合焦駆動部31Aは、撮影光学系30の光軸方向に撮影合焦レンズ31を移動させるとともに、照明光学系10の光軸方向にフォーカス光学系60を移動させる。それにより、撮影光学系30の合焦位置が変更される。合焦駆動部31Aは、撮影合焦レンズ31を移動させる機構と、フォーカス光学系60を移動させる機構とを個別に有していてよい。合焦駆動部31Aは、フォーカス調整を行うときなどに制御される。
The
合焦駆動部43Aは、測定光路の光軸方向にOCT合焦レンズ43を移動させる。それにより、測定光LSの合焦位置が変更される。例えば、OCT合焦レンズ43を第1レンズ位置に移動させることにより、測定光LSの合焦位置を眼底Ef又はその近傍に配置することができる。例えば、OCT合焦レンズ43を第2レンズ位置に移動させることにより、測定光LSの合焦位置を遠点位置に配置して測定光LSを平行光束にすることができる。測定光LSの合焦位置は、測定光LSのビームウェストの深さ位置(z位置)に相当する。
The
移動機構150は、例えば、少なくとも眼底カメラユニット2(光学系)を3次元的に移動する。典型的な例において、移動機構150は、少なくとも眼底カメラユニット2をx方向(左右方向)に移動するための機構と、y方向(上下方向)に移動するための機構と、z方向(奥行き方向、前後方向)に移動するための機構とを含む。x方向に移動するための機構は、例えば、x方向に移動可能なxステージと、xステージを移動するx移動機構とを含む。y方向に移動するための機構は、例えば、例えば、y方向に移動可能なyステージと、yステージを移動するy移動機構とを含む。z方向に移動するための機構は、例えば、z方向に移動可能なzステージと、zステージを移動するz移動機構とを含む。各移動機構は、パルスモータ等のアクチュエータを含み、主制御部211からの制御を受けて動作する。
The moving
移動機構150に対する制御は、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の眼球運動に合わせて装置光学系を移動させるものである。トラッキングを行う場合には、事前にアライメントとフォーカス調整が実行される。トラッキングは、装置光学系の位置を眼球運動に追従させることにより、アライメント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。いくつかの実施形態では、参照光の光路長(よって、測定光の光路と参照光の光路との間の光路長差)を変更するために移動機構150の制御を行うように構成される。
Control over the moving
マニュアルアライメントの場合、光学系に対する被検眼Eの変位がキャンセルされるようにユーザが後述のユーザインターフェイス240に対して操作することにより光学系と被検眼Eとを相対移動させる。例えば、主制御部211は、ユーザインターフェイス240に対する操作内容に対応した制御信号を移動機構150に出力することにより移動機構150を制御して光学系と被検眼Eとを相対移動させる。
In the case of manual alignment, the user relatively moves the optical system and the subject's eye E by operating a
オートアライメントの場合、光学系に対する被検眼Eの変位がキャンセルされるように主制御部211が移動機構150を制御することにより光学系と被検眼Eとを相対移動させる。いくつかの実施形態では、主制御部211は、光学系の光軸が被検眼Eの軸に略一致し、かつ、被検眼Eに対する光学系の距離が所定の作動距離になるように制御信号を移動機構150に出力することにより移動機構150を制御して光学系と被検眼Eとを相対移動させる。ここで、作動距離とは、対物レンズ22のワーキングディスタンスとも呼ばれる既定値であり、光学系を用いた測定時(撮影時)における被検眼Eと光学系との間の距離に相当する。
In the case of auto-alignment, the main control unit 211 controls the
主制御部211は、眼底カメラユニット2等を制御することにより眼底撮影及び前眼部撮影を制御する。また、主制御部211は、眼底カメラユニット2及びOCTユニット100等を制御することによりOCT計測を制御する。主制御部211は、OCT計測を行う前に複数の予備的な動作を実行可能である。予備的な動作としては、アライメント、フォーカス粗調整、偏光調整、フォーカス微調整などがある。複数の予備的な動作は、所定の順序で実行される。いくつかの実施形態では、複数の予備的な動作は、上記の順序で実行される。
The main control unit 211 controls fundus imaging and anterior segment imaging by controlling the
なお、予備的な動作の種別や順序はこれに限定されるものではなく、任意である。例えば、被検眼Eが小瞳孔眼であるか否か判定するための予備動作(小瞳孔判定)を予備的な動作に加えることができる。小瞳孔判定は、例えば、フォーカス粗調整と光路長差調整との間に実行される。いくつかの実施形態では、小瞳孔判定は、以下の一連の処理を含む:被検眼Eの正面画像(前眼部像)の取得する処理;瞳孔に相当する画像領域を特定する処理;特定された瞳孔領域のサイズ(径、周長など)を求める処理;求められたサイズに基づき小瞳孔眼か否か判定する処理(閾値処理);小瞳孔眼であると判定された場合に絞り19を制御する処理。いくつかの実施形態では、瞳孔サイズを求めるために瞳孔領域を円近似または楕円近似する処理を更に含む。 Note that the types and order of preliminary operations are not limited to this, and are arbitrary. For example, a preliminary operation (small pupil determination) for determining whether or not the subject's eye E is a small pupil eye can be added to the preliminary operation. Small pupil determination is performed, for example, between coarse focus adjustment and optical path length difference adjustment. In some embodiments, the small pupil determination includes the following series of processing: processing of obtaining a front image (anterior segment image) of the eye E to be examined; processing of identifying an image region corresponding to the pupil; Processing for determining the size (diameter, circumference, etc.) of the pupil region obtained; Processing for determining whether or not the eye is a small-pupil eye based on the determined size (threshold processing); Process to control. Some embodiments further include circular or elliptical approximation of the pupil region to determine the pupil size.
フォーカス粗調整は、スプリット指標を用いたフォーカス調整である。なお、あらかじめ取得された眼屈折力と撮影合焦レンズ31の位置とを関連付けた情報と、被検眼Eの屈折力の測定値とに基づいて撮影合焦レンズ31の位置を決定することにより、フォーカス粗調整を行うこともできる。
Rough focus adjustment is focus adjustment using a split index. In addition, by determining the position of the photographing focusing
フォーカス微調整は、OCT計測の干渉感度に基づいて行われる。例えば、被検眼EのOCT計測により取得された干渉信号の干渉強度(干渉感度)をモニタすることにより、干渉強度が最大となるようなOCT合焦レンズ43の位置を求め、その位置にOCT合焦レンズ43を移動させることにより、フォーカス微調整を実行することができる。
Fine focus adjustment is performed based on the interferometric sensitivity of OCT measurements. For example, by monitoring the interference intensity (interference sensitivity) of the interference signal obtained by OCT measurement of the eye E to be examined, the position of the
光路長差調整においては、被検眼Eにおける所定の位置が深さ方向の計測範囲の基準位置になるように制御される。この制御は、光路長変更部41、114の少なくとも一方に対して行われる。それにより、測定光路と参照光路との間の光路長差が調整される。光路長差調整により基準位置を設定しておくことで、波長掃引速度の変更を行うだけで深さ方向の所望の計測範囲に対して精度よくOCT計測を行うことができるようになる。
In the optical path length difference adjustment, a predetermined position on the subject's eye E is controlled to be the reference position of the measurement range in the depth direction. This control is performed on at least one of the optical path
偏光調整においては、測定光LSと参照光LRとの干渉効率を最適化するために参照光LRの偏光状態が調整される。 In the polarization adjustment, the polarization state of the reference light LR is adjusted in order to optimize the interference efficiency between the measurement light LS and the reference light LR.
(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、例えば、OCT画像の画像データ、眼底像の画像データ、スキャンデータ、前眼部像の画像データ、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。
(storage unit)
The
また、記憶部212には、眼球パラメータ212Aが記憶されている。眼球パラメータ212Aは、Gullstrand模型眼等の公知の眼球モデルで規定されたパラメータ(標準値)を含む。いくつかの実施形態では、眼球パラメータ212Aは、公知の眼球モデルで規定されたパラメータの少なくとも1つが被検眼Eの測定値に置き換えられたパラメータを含む。この場合、眼球パラメータ212Aは、被検眼Eの光学特性を表すパラメータを含むことを意味する。測定値には、眼軸長、角膜厚、角膜前面の曲率半径、角膜後面の曲率半径、前房深度、水晶体前面の曲率半径、水晶体厚、水晶体後面の曲率半径、硝子体腔長、網膜厚、脈絡膜厚などがある。いくつかの実施形態では、測定値は、OCT計測により得られたOCTデータを解析することにより取得される。眼球パラメータ212Aは、後述の操作部240Bにより指定されたパラメータを含んでよい。
The
また、記憶部212には、眼科装置1を動作させるための各種プログラムやデータが記憶されている。
The
(画像形成部)
画像形成部220は、検出器125からの検出信号をDAQ130でサンプリングすることにより得られたサンプリングデータに対してフーリエ変換等の信号処理を施すことによってAラインにおける反射強度プロファイルを形成する。上記信号処理には、ノイズ除去(ノイズ低減)、フィルタ処理、FFT(Fast Fourier Transform)などが含まれる。Aラインにおける反射強度プロファイルは、Aスキャンデータの一例である。画像形成部220は、Aライン毎に反射強度プロファイルを形成し、形成された複数の反射強度プロファイルをBスキャン方向(Aスキャン方向の交差方向)に配列することでBスキャンデータ(2次元のスキャンデータ)を形成することが可能である。
(Image forming section)
The
いくつかの実施形態では、画像形成部220(又は後述のデータ処理部230)は、Aライン毎に形成された複数の反射強度プロファイルをBスキャン方向(例えば、x方向)と、Aスキャン方向及びBスキャン方向に交差する方向(例えば、y方向)とに配列することで3次元のスキャンデータを形成する。
In some embodiments, the image forming unit 220 (or the
また、画像形成部220は、Aラインにおける反射強度プロファイルを画像化することで、被検眼EのAスキャン画像(OCT画像、画像データ)を形成することが可能である。画像形成部220は、Aライン毎に形成された複数のAスキャン画像をBスキャン方向(Aスキャン方向の交差方向)に配列することでBスキャン画像を形成することが可能である。
Further, the
いくつかの実施形態では、画像形成部220は、各Aスキャンデータにおける所定の深さ位置(スキャン位置)のデータを抽出し、抽出された複数のデータをBスキャン方向(Aスキャン方向の交差方向)に配列することでCスキャンデータを形成する。いくつかの実施形態では、画像形成部220は、各Aスキャン画像における所定の深さ位置(スキャン位置)の画素を抽出し、抽出された複数の画素をBスキャン方向(Aスキャン方向の交差方向)に配列することでCスキャン画像を形成する。
In some embodiments, the
いくつかの実施形態では、画像形成部220の機能は、プロセッサにより実現される。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。
In some embodiments, the functions of
(データ処理部)
データ処理部230は、被検眼Eの撮影やOCT計測により取得されたデータを処理する。
(Data processing part)
The
例えば、データ処理部230は、画像形成部220により形成された画像に対して各種の画像処理や解析処理を施す。例えば、データ処理部230は、画像の輝度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。
For example, 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、複数のスキャンラインに沿って得られた複数の断層像を、スキャンライン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。 Stack data of a plurality of tomographic images can also be formed as image data of a three-dimensional image. Stacked data is image data obtained by three-dimensionally arranging a plurality of tomographic images obtained along a plurality of scan lines based on the positional relationship of the scan lines. That is, stack data is image data obtained by expressing a plurality of tomographic images, which were originally defined by individual two-dimensional coordinate systems, by one three-dimensional coordinate system (that is, embedding them in one three-dimensional space). be.
データ処理部230は、取得された3次元データセット(ボリュームデータ、スタックデータ等)に各種のレンダリングを施すことで、任意断面におけるBモード画像(縦断面像、軸方向断面像)、任意断面におけるCモード画像(横断面像、水平断面像)、プロジェクション画像、シャドウグラムなどを形成することができる。Bモード画像やCモード画像のような任意断面の画像は、指定された断面上の画素(ピクセル、ボクセル)を3次元データセットから選択することにより形成される。プロジェクション画像は、3次元データセットを所定方向(z方向、深さ方向、軸方向)に投影することによって形成される。シャドウグラムは、3次元データセットの一部(たとえば特定層に相当する部分データ)を所定方向に投影することによって形成される。Cモード画像、プロジェクション画像、シャドウグラムのような、被検眼の正面側を視点とする画像を正面画像(en-face画像)と呼ぶ。
The
データ処理部230は、OCTにより時系列に収集されたデータ(例えば、Bスキャン画像データ)に基づいて、網膜血管や脈絡膜血管が強調されたBモード画像や正面画像(血管強調画像、アンギオグラム)を構築することができる。例えば、被検眼Eの略同一部位を反復的にスキャンすることにより、時系列のOCTデータを収集することができる。
The
いくつかの実施形態では、データ処理部230は、略同一部位に対するBスキャンにより得られた時系列のBスキャン画像を比較し、信号強度の変化部分の画素値を変化分に対応した画素値に変換することにより当該変化部分が強調された強調画像を構築する。更に、データ処理部230は、構築された複数の強調画像から所望の部位における所定の厚さ分の情報を抽出してen-face画像として構築することでOCTA像を形成する。
In some embodiments, the
データ処理部230により生成された画像(例えば、3次元画像、Bモード画像、Cモード画像、プロジェクション画像、シャドウグラム、OCTA像)もまたOCT画像に含まれる。 Images generated by the data processing unit 230 (eg, three-dimensional images, B-mode images, C-mode images, projection images, shadowgrams, OCTA images) are also included in the OCT images.
更に、データ処理部230は、OCT計測により得られた干渉光の検出結果を解析してフォーカス微調整制御における測定光LSのフォーカス状態を判定する。例えば、主制御部211は、合焦駆動部43Aを所定のアルゴリズムにしたがって制御しつつ、反復的なOCT計測を行う。データ処理部230は、OCT計測により繰り返し取得される干渉光LCの検出結果を解析することで、OCT画像の画質に関する所定の評価値を算出する。データ処理部230は、算出された評価値が閾値以下であるか否か判定する。いくつかの実施形態では、フォーカス微調整は、算出される評価値が閾値以下になるまで継続される。すなわち、評価値が閾値以下であるとき測定光LSのフォーカス状態が適正であると判断され、フォーカス微調整は、測定光LSのフォーカス状態が適正であると判断されるまで継続される。
Furthermore, the
いくつかの実施形態では、主制御部211は、上記のような反復的なOCT計測を行って干渉信号を取得しつつ、逐次に取得される干渉信号の強度(干渉強度、干渉感度)をモニタする。更に、このモニタ処理を行いながら、OCT合焦レンズ43を移動させることにより、干渉強度が最大となるようなOCT合焦レンズ43の位置を探索する。このようなフォーカス微調整によれば、干渉強度が最適化されるような位置にOCT合焦レンズ43を導くことができる。
In some embodiments, the main control unit 211 performs repetitive OCT measurements as described above to acquire an interference signal, and monitors the intensity of the sequentially acquired interference signal (interference intensity, interference sensitivity). do. Furthermore, by moving the
また、データ処理部230は、OCT計測により得られた干渉光の検出結果を解析して、測定光LS及び参照光LRの少なくとも一方の偏波状態を判定する。例えば、主制御部211は、偏波コントローラ103、118の少なくとも一方を所定のアルゴリズムにしたがって制御しつつ、反復的なOCT計測を行う。いくつかの実施形態では、主制御部211は、アッテネータ120を制御して、参照光LRの減衰量を変更する。データ処理部230は、OCT計測により繰り返し取得される干渉光LCの検出結果を解析することで、OCT画像の画質に関する所定の評価値を算出する。データ処理部230は、算出された評価値が閾値以下であるか否か判定する。この閾値はあらかじめ設定される。偏波調整は、算出される評価値が閾値以下になるまで継続される。すなわち、評価値が閾値以下であるとき測定光LSの偏波状態が適正であると判断され、偏波調整は、測定光LSの偏波状態が適正であると判断されるまで継続される。
The
いくつかの実施形態では、主制御部211は、偏波調整においても干渉強度をモニタすることが可能である。 In some embodiments, the main controller 211 can also monitor interference strength during polarization adjustment.
更に、データ処理部230は、OCT計測により得られた干渉光の検出結果、又は当該検出結果に基づいて形成されたOCT画像に対して所定の解析処理を行う。所定の解析処理には、被検眼Eにおける所定の部位(組織、病変部)の特定;指定された部位間の距離(層間距離)、面積、角度、比率、密度の算出;指定された計算式による演算;所定の部位の形状の特定;これらの統計値の算出;計測値、統計値の分布の算出;これら解析処理結果に基づく画像処理などがある。所定の組織には、血管、視神経乳頭、中心窩、黄斑などがある。所定の病変部には、白斑、出血などがある。
Further, the
データ処理部230は、取得されたOCT画像(又はスキャンデータ)における眼内の部位が実際の形状で描出されるように、OCT画像における画素位置又はスキャンデータにおけるスキャン位置の座標変換を行う。更に、データ処理部230は、座標変換後のOCT画像又はスキャンデータを用いて眼内の所定の部位間の距離を求めることが可能である。
The
図5及び図6に、実施形態の比較例の説明図を示す。図5は、被検眼Eに入射する測定光の経路を模式的に表したものである。図6は、図5に示す経路で被検眼Eに入射する測定光によるスキャンにより得られた断層像の一例を表したものである。 5 and 6 are explanatory diagrams of comparative examples of the embodiment. FIG. 5 schematically shows the path of measurement light incident on the eye E to be examined. FIG. 6 shows an example of a tomographic image obtained by scanning with measurement light incident on the eye E along the path shown in FIG.
例えば光スキャナー42により偏向された測定光は、図5に示すようにスキャン中心位置としての被検眼Eの瞳孔に対して様々な入射角度で入射する。被検眼Eに入射した測定光は、例えば瞳孔中心に設定されたスキャン中心位置Csを中心に眼内の各部に向けて投射される。
For example, the measurement light deflected by the
図5の測定光LS1を用いて得られた干渉データからAスキャン画像が形成され、測定光LS2を用いて得られた干渉データからAスキャン画像が形成され、測定光LS3を用いて得られた干渉データからAスキャン画像が形成される。図6に示す眼底の断層像IMG0は、このように形成された複数のAスキャン画像を配列することにより形成される。 An A-scan image is formed from the interference data obtained using the measuring light LS1 in FIG. 5, an A-scan image is formed from the interference data obtained using the measuring light LS2, and an A-scan image is formed using the measuring light LS3. An A-scan image is formed from the interferometric data. The fundus tomographic image IMG0 shown in FIG. 6 is formed by arranging a plurality of A-scan images thus formed.
このように、スキャン中心位置Csを中心としたスキャン角度範囲内でAスキャン方向が変化し、得られた複数のAスキャン画像を横方向に配列された断層像において、部位の形状が変形する。これは、画角が広くなるほど、実際の形状との差異が大きくなる。 In this manner, the A-scan direction changes within the scan angle range centered on the scan center position Cs, and the shape of the site is deformed in a tomographic image in which a plurality of obtained A-scan images are arranged in the horizontal direction. This is because the wider the angle of view, the greater the difference from the actual shape.
また、被検眼Eの形態を表す形態情報は、断層像中の任意の画素の位置により求められる。このような形態情報には、眼内距離(層領域間の距離を含む)、領域の面積、領域の体積、領域の周囲長、基準位置に対する部位の方向、基準方向に対する部位の角度、部位の曲率半径などが挙げられる。 Morphological information representing the morphology of the subject's eye E is obtained from the position of an arbitrary pixel in the tomographic image. Such morphological information includes the intraocular distance (including the distance between layer regions), the area of the region, the volume of the region, the perimeter of the region, the direction of the region relative to the reference position, the angle of the region relative to the reference direction, and the Curvature radius etc. are mentioned.
例えば、形態情報としての眼内距離は、断層像中の任意の2点間の距離を計測することで求めることが可能である。この場合、2点間の距離は、断層像中のピクセル数により特定され、特定されたピクセル数に装置固有のピクセルサイズを乗算することで計測される。このとき、断層像中の全ピクセルについて、同一のピクセルサイズが採用される。しかしながら、上記のように、スキャン中心位置Csを中心としてスキャン方向が異なるため、スキャン方向の深さ位置に応じて断層像の水平方向のピクセルサイズが異なる。例えば、深さ範囲が2.5[mm]の場合、断層像中の全ピクセルについて同一のピクセルサイズを採用したとき、断層像の上部と下部との間でBスキャンのスキャン長に約13%の差があり、深さ範囲が10[mm]の場合、約50%の差が生じる。 For example, the intraocular distance as morphological information can be obtained by measuring the distance between any two points in the tomographic image. In this case, the distance between the two points is specified by the number of pixels in the tomogram, and is measured by multiplying the specified number of pixels by the device-specific pixel size. At this time, the same pixel size is adopted for all pixels in the tomogram. However, as described above, since the scanning direction differs around the scanning center position Cs, the horizontal pixel size of the tomogram differs depending on the depth position in the scanning direction. For example, when the depth range is 2.5 [mm], when the same pixel size is adopted for all pixels in the tomogram, the scan length of the B scan between the top and bottom of the tomogram is about 13%. When the depth range is 10 [mm], the difference is about 50%.
そこで、実施形態に係るデータ処理部230は、取得されたOCT画像における画素位置又はスキャンデータにおけるスキャン位置の座標変換を行う。以下、被検眼Eの形態を表す形態情報として、眼内距離を例に説明する。
Therefore, the
このようなデータ処理部230は、位置特定部231と、位置変換部232と、補間部233と、眼内距離算出部234とを含む。
Such a
(位置特定部)
位置特定部231は、取得されたOCT画像における画素位置(又はスキャンデータにおけるスキャン位置)に対応し、スキャン中心位置Csを通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。いくつかの実施形態では、位置特定部231は、変換位置の特定処理に眼球パラメータ212Aを用いる。
(Position specifying part)
The
図7に、実施形態に係る位置特定部231の動作説明図を示す。図7において、図5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. 7 shows an operation explanatory diagram of the
ここで、スキャン角度をφとし、スキャン半径をrとし、OCT計測が可能な深さ範囲をdとし、断層像の深さ方向の長さをhとし、断層像の横方向の長さをwとする。スキャン角度φは、スキャン中心位置Csを中心とする測定光LSの偏向角度に相当する。スキャン半径rは、スキャン中心位置Csから測定光路長と参照光路長とが略等しい光路長ゼロ位置までの距離に相当する。深さ範囲dは、装置の光学設計等により一意に決定される装置固有の値(既知)である。 Here, the scan angle is φ, the scan radius is r, the depth range in which OCT measurement is possible is d, the length of the tomogram in the depth direction is h, and the length of the tomogram in the horizontal direction is w. and The scan angle φ corresponds to the deflection angle of the measurement light LS around the scan center position Cs. The scan radius r corresponds to the distance from the scan center position Cs to the optical path length zero position where the measurement optical path length and the reference optical path length are substantially equal. The depth range d is a device-specific value (known) that is uniquely determined by the optical design of the device or the like.
位置特定部231は、第1座標系における画素位置(x,z)から第2座標系における変換位置(X,Z)を特定する。第1座標系は、OCT画像(Bスキャン画像)における左上の座標位置を原点とし、Bスキャン方向をx方向とするx座標軸と、x座標軸に直交しAスキャン方向をz方向とするz座標軸とにより定義される。OCT画像における画素位置(x,z)は、第1座標系において定義される。第2座標系は、眼底Efにおける所定部位(例えば中心窩)を通過する測定光軸に対するスキャン角度が0度である測定光LSの進行方向をZ方向とするZ座標軸(例えば、第2軸)と、当該所定部位においてZ座標軸に直交するBスキャン方向をX方向とするX座標軸(例えば、第1軸)とにより定義される。第2座標系では、所定部位(例えば中心窩)を通過する測定光軸においてスキャン半径rの位置が最深部となるように所定のZ位置をZ座標軸の原点とする。また、下記のように所定の深さ方向の長さdとなるように、所定部位(例えば中心窩)を通過する測定光軸における所定のX位置をX座標軸の原点とする。変換位置(X,Z)は、第2座標系において定義される。変換位置(X,Z)は、画素位置(x,z)に対応し、スキャン中心位置Csを通る測定光LSの進行方向(Aスキャン方向)に沿った位置である。
The
位置特定部231は、OCT画像に対し、Aスキャン方向のスキャン半径r、スキャン角度φ、OCT計測が可能な深さ範囲d、及び画素位置(x,z)に基づいて、変換位置(X,Z)を特定する。位置特定部231は、変換位置のX成分(第1軸方向の成分)及びZ成分(第2軸方向の成分)の少なくとも1つを特定することが可能である。
The
Aスキャンライン数をN(Nは自然数)とするOCT画像(断層像)について、n(nは自然数)番目のAスキャンラインにおける画素位置(x,z)に対応する変換位置(X,Z)は、式(1)及び式(2)に示すように特定される。 For an OCT image (tomographic image) with N (N is a natural number) A-scan lines, the transformation position (X, Z) corresponding to the pixel position (x, z) in the n-th (n is a natural number) A-scan line is specified as shown in equations (1) and (2).
ここで、OCT画像の深さ方向の長さh、横方向の長さw、及び画素位置のx成分は、式(3)~式(5)のように表される。 Here, the length h in the depth direction, the length w in the horizontal direction, and the x component of the pixel position of the OCT image are represented by equations (3) to (5).
式(1)、(2)において、画素位置のx座標は式(5)のように表される。従って、位置特定部231は、画素位置(x,z)から、スキャン半径r、スキャン角度φ、及び深さ範囲dに基づいて、変換位置(X,Z)を特定することが可能である。
In equations (1) and (2), the x-coordinate of the pixel position is represented by equation (5). Therefore, the
いくつかの実施形態では、位置特定部231は、スキャンデータに対して、上記と同様に、Aスキャン方向のスキャン半径r、スキャン角度φ、OCT計測が可能な深さ範囲d、及び、スキャン位置に基づいて、変換位置(X,Z)を特定することが可能である。
In some embodiments, the
いくつかの実施形態では、スキャン半径rは、OCT光学系8により得られた干渉光LCの検出結果を解析することにより特定される。これにより、被検眼Eの眼球光学特性をより正確に反映した変換位置(X,Z)を特定することが可能である。 In some embodiments, the scan radius r is determined by analyzing the detection results of the coherent light LC obtained by the OCT optical system 8. Thereby, it is possible to specify the transformation position (X, Z) that more accurately reflects the eyeball optical characteristics of the eye E to be examined.
いくつかの実施形態では、位置特定部231は、被検眼Eの角膜形状情報に基づいて測定光LSに対して光線追跡処理を施すことによりスキャン角度φを特定する。角膜形状情報には、角膜曲率半径(角膜前面の曲率半径、角膜後面の曲率半径)、角膜厚などがある。これにより、被検眼Eの眼球光学特性をより正確に反映した変換位置(X,Z)を特定することが可能である。
In some embodiments, the
(位置変換部)
位置変換部232は、OCT画像の画素位置(x,z)を位置特定部231により特定された変換位置(X,Z)に変換する。いくつかの実施形態では、OCT画像の全画素位置のそれぞれについて、位置特定部231が変換位置を特定し、位置変換部232が画素位置を変換位置に変換する。
(Position converter)
The
それにより、図8に示すように、Aスキャンにより取得されたAスキャン画像をAスキャン方向に配置することが可能になる。従って、図9に示す断層像IMG1のように、画角が広い場合でも、所定部位の形状が実際の形状と同様の断層像を取得することができる。 As a result, as shown in FIG. 8, it is possible to arrange the A-scan image acquired by the A-scan in the A-scan direction. Therefore, as in the tomographic image IMG1 shown in FIG. 9, even when the angle of view is wide, it is possible to acquire a tomographic image in which the shape of the predetermined portion is similar to the actual shape.
(補間部)
補間部233は、変換位置の間の画素を補間する。例えば、上記のようにスキャン中心位置Csからの距離に応じて、画素位置が変換位置に変換され互いに隣接するAスキャン画像の間隔が変化する。補間部233は、Aスキャン画像の深さ位置に応じて、互いに隣接するAスキャン画像の画素を用いてAスキャン画像の間の画素を補間する。補間部233による画素の補間処理として、ニアレストネイバー法、バイリニア補間法、バイキュービック補間法などの公知の方法を採用することが可能である。いくつかの実施形態では、補間部233は、スキャン中心位置Csからの距離に応じて、互いに隣接するAスキャン画像の間の画素を補間する。例えば、補間部233は、スキャン中心位置Csからの距離に応じて補間処理方法を変更して、互いに隣接するAスキャン画像の間の画素を補間する。
(Interpolation part)
The
いくつかの実施形態では、スキャンデータにおけるスキャン位置に対して、上記と同様に、スキャンデータを補間する。 In some embodiments, scan data is interpolated in the same manner as above for scan positions in the scan data.
(眼内距離算出部)
眼内距離算出部234は、位置変換部232により画素位置が変換位置に変換されたOCT画像に基づいて被検眼Eの眼内の距離を算出する。
(Intraocular distance calculator)
The
眼内距離算出部234は、位置変換部232により変換されたOCT画像に基づいて被検眼Eにおける所定の部位間の眼内距離を求める。例えば、眼内距離算出部234は、変換されたOCT画像を解析することにより眼内の所定部位を特定し、特定された部位間の距離に基づいて上記の眼内距離を求める。2点間の距離は、断層像中のピクセル数により特定され、特定されたピクセル数に装置固有のピクセルサイズを乗算することで計測される。このとき、断層像中の全ピクセルについて、同一のピクセルサイズが採用される。
The
所定の部位間の眼内距離としては、指定された部位(組織、層領域)間の距離や、眼軸長や、瞳孔中心等に設定された測定光のスキャン中心位置から網膜までの距離などがある。眼内距離として眼軸長が求められる場合、眼内距離算出部234は、角膜頂点に相当する部位から網膜に相当する部位までの距離に基づいて眼軸長を求める。
The intraocular distance between predetermined parts includes the distance between the specified parts (tissues, layer regions), the axial length of the eye, the distance from the scanning center position of the measurement light set at the center of the pupil to the retina, etc. There is When the axial length is obtained as the intraocular distance, the
いくつかの実施形態では、眼内距離算出部234は、位置変換部232によりスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて、上記と同様に、被検眼Eの眼内の距離を算出する。
In some embodiments, the
以上のように機能するデータ処理部230は、例えば、前述のプロセッサ、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。例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。例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。
Note that the
OCTユニット100に含まれる干渉光学系から対物レンズ22に至る経路における光学系、又はこれら光学系と画像形成部220は、OCTを用いて複数のAスキャン画像又は複数のAスキャンデータを取得する実施形態に係る「取得部」の一例である。
An optical system in the path from the interference optical system included in the
[動作]
実施形態に係る眼科装置1の動作について説明する。
[motion]
The operation of the
図10及び図11に、実施形態に係る眼科装置1の動作例を示す。図10及び図11は、実施形態に係る眼科装置1の動作例のフローチャートを表す。図11は、図10のステップS7の動作例のフローチャートを表す。記憶部212には、図10及び図11に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部211は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図10及び図11に示す処理を実行する。
10 and 11 show an operation example of the
(S1:アライメント)
主制御部211は、アライメントを実行する。
(S1: Alignment)
The main controller 211 executes alignment.
すなわち、主制御部211は、アライメント光学系50を制御して、被検眼Eにアライメント指標を投影させる。このとき、被検眼Eには、LCD39による固視標も投影される。主制御部211は、例えばイメージセンサ35により取得された受光像に基づいて特定された光学系の移動量に基づいて移動機構150を制御し、被検眼Eに対して光学系を当該移動量だけ相対的に移動させる。主制御部211は、この処理を繰り返し実行させる。
That is, the main controller 211 controls the alignment
いくつかの実施形態では、ステップS1におけるアライメント完了後に、上記のアライメント粗調整及びアライメント微調整が行われる。 In some embodiments, the coarse alignment adjustment and the fine alignment adjustment described above are performed after the alignment is completed in step S1.
(S2:調整用断層像を取得)
主制御部211は、LCD39の所定位置にOCT計測用の固視標を表示させる。主制御部211は、眼底Efにおける光学系の光軸の位置に対応するLCD39の表示位置に固視標を表示させることが可能である。
(S2: Acquire tomographic image for adjustment)
The main control unit 211 displays a fixation target for OCT measurement at a predetermined position on the
続いて、主制御部211は、OCTユニット100を制御してOCT仮計測を実行させ、深さ方向の計測範囲の基準位置を調整するための調整用断層像を取得させる。具体的には、主制御部211は、光スキャナー42を制御することにより、光源ユニット101から出射された光L0に基づいて生成された測定光LSを偏向し、偏向された測定光LSで被検眼Eの所定部位(例えば眼底)をスキャンさせる。測定光LSのスキャンにより得られた干渉光の検出結果は、クロックKCに同期してサンプリングされた後、画像形成部220に送られる。画像形成部220は、得られた干渉信号から被検眼Eの断層像(OCT画像)を形成する。
Subsequently, the main control unit 211 controls the
(S3:深さ方向の基準位置を調整)
続いて、主制御部211は、深さ方向(z方向)の計測範囲の基準位置を調整する。
(S3: Adjust the reference position in the depth direction)
Subsequently, the main control unit 211 adjusts the reference position of the measurement range in the depth direction (z direction).
例えば、主制御部211は、ステップS2において得られた断層像における所定の部位(例えば、強膜)をデータ処理部230に特定させ、特定された所定の部位の位置に対して深さ方向に所定の距離だけ離れた位置を計測範囲の基準位置として設定する。主制御部211は、基準位置に対応して、光路長変更部41、114の少なくとも一方を制御する。また、測定光LSと参照光LRの光路長が略一致するようにあらかじめ決められた所定の位置が計測範囲の基準位置として設定されてもよい。
For example, the main control unit 211 causes the
(S4:フォーカス調整、偏波調整)
次に、主制御部211は、フォーカス調整制御及び偏波調整制御を実行する。
(S4: focus adjustment, polarization adjustment)
Next, the main controller 211 executes focus adjustment control and polarization adjustment control.
例えば、主制御部211は、合焦駆動部43Aを制御してOCT合焦レンズ43を所定の距離だけ移動させた後、OCTユニット100を制御してOCT計測を実行させる。主制御部211は、上記のように、OCT計測により得られた干渉光の検出結果に基づいて測定光LSのフォーカス状態をデータ処理部230に判定させる。データ処理部230による判定結果に基づいて測定光LSのフォーカス状態が適正ではないと判断されたとき、主制御部211は、再び合焦駆動部43Aの制御を行い、フォーカス状態が適正であると判断されるまで繰り返す。
For example, the main control unit 211 controls the
また、例えば、主制御部211は、偏波コントローラ103、118の少なくとも一方を制御して光L0及び測定光LSの少なくとも一方の偏波状態を所定の量だけ変更した後、OCTユニット100を制御してOCT計測を実行させ、取得された干渉光の検出結果に基づくOCT画像を画像形成部220に形成させる。主制御部211は、上記のように、OCT計測により得られたOCT画像の画質をデータ処理部230に判定させる。データ処理部230による判定結果に基づいて測定光LSの偏波状態が適正ではないと判断されたとき、主制御部211は、再び偏波コントローラ103、118の制御を行い、偏波状態が適正であると判断されるまで繰り返す。
Further, for example, the main control unit 211 controls at least one of the
(S5:干渉信号を取得)
続いて、主制御部211は、OCTユニット100を制御してOCT計測を実行させる。当該OCT計測により取得された干渉光の検出結果は、DAQ130においてサンプリングされ、干渉信号として記憶部212等に保存される。
(S5: Acquire interference signal)
Subsequently, the main controller 211 controls the
(S6:断層像を形成)
次に、主制御部211は、ステップS5において取得された干渉信号に基づいて被検眼EのAスキャン画像データのデータセット群を画像形成部220に形成させる。画像形成部220は、形成されたAスキャン画像をBスキャン方向に配列することにより、図6に示すような断層像を形成する。
(S6: Form a tomogram)
Next, the main control section 211 causes the
(S7:断層像を補正)
主制御部211は、記憶部212に記憶された眼球パラメータ212Aを用いて、ステップS6において形成された断層像を上記のように補正する。それにより、図9に示すように、Aスキャン画像がAスキャン方向に配列された断層像が取得される。
(S7: correct tomogram)
The main control unit 211 uses the
例えば、主制御部211は、新たに生成された断層像(例えば、図9に示す断層像IMG1)と、補正前の断層像(例えば、図6に示す断層像IMG0)とを表示部240Aの同一の画面SCRに表示させる(図12)。それにより、補正後の断層像を表示することで従来の断層像において異なる形態が描出される場合であっても、多くの画像所見等が蓄積された従来の断層像との比較が容易になる。
For example, the main control unit 211 displays a newly generated tomographic image (for example, the tomographic image IMG1 shown in FIG. 9) and a tomographic image before correction (for example, the tomographic image IMG0 shown in FIG. 6) on the
いくつかの実施形態では、計測部位に応じて、補正前の断層像を表示する。例えば、補正前と補正後とで形態の変化が小さい黄斑部の近傍の断層像等を表示する場合、敢えて補正前の断層像を表示してもよい。 In some embodiments, the tomographic image before correction is displayed according to the measurement site. For example, when displaying a tomographic image or the like in the vicinity of the macula where the shape change is small between before and after correction, the tomographic image before correction may be intentionally displayed.
以上で、眼科装置1の動作は終了である(エンド)。
With this, the operation of the
図10のステップS7では、図11に示すように次のような処理が実行される。 At step S7 in FIG. 10, the following processing is executed as shown in FIG.
(S11:変換位置を算出)
ステップS7において、主制御部211は、ステップS6において形成された断層像の画素位置に対応した変換位置を位置特定部231に特定させる。位置特定部231は、上記のように、断層像の画素位置に対応する変換位置を特定する。
(S11: Calculate conversion position)
In step S7, the main control unit 211 causes the
(S12:画素位置を変換)
続いて、主制御部211は、位置変換部232を制御することにより、断層像の画素位置をステップS11において算出された変換位置に変換させる。
(S12: Convert pixel position)
Subsequently, the main control unit 211 controls the
(S13:次?)
主制御部211は、次に変換すべき画素位置があるか否かを判定する。
(S13: next?)
The main control unit 211 determines whether or not there is a pixel position to be converted next.
次に変換すべき画素位置があると判定されたとき(S13:Y)、眼科装置1の動作はステップS11に移行する。次に変換すべき画素位置がないと判定されたとき(S13:N)、眼科装置1の動作はステップS14に移行する。
When it is determined that there is a pixel position to be converted next (S13: Y), the operation of the
ステップS11~S13により、断層像の画素位置毎に、変換位置の特定と、特定された変換位置への変換が行われる。 Through steps S11 to S13, a conversion position is specified and conversion to the specified conversion position is performed for each pixel position of the tomographic image.
(S14:補間)
ステップS13において、次に変換すべき画素位置がないと判定されたとき(S13:N)、主制御部211は、ステップS12において変換位置に変換された互いに隣接するAスキャン画像の間の画素を補間部233に補間させる。
(S14: interpolation)
When it is determined in step S13 that there is no pixel position to be converted next (S13: N), the main control unit 211 converts the pixels between the adjacent A-scan images converted to the conversion positions in step S12 into The
以上で、図10のステップS7の処理は終了である(エンド)。 With this, the process of step S7 in FIG. 10 is completed (end).
<変形例>
上記の実施形態では、2次元のOCT画像(又は2次元のスキャンデータ)を補正する場合について説明したが、実施形態に係る構成はこれに限定されるものではない。実施形態に係る眼科装置は、上記の実施形態と同様に、3次元のOCT画像(又は3次元のスキャンデータ)を補正することが可能である。以下、実施形態の変形例に係る眼科装置について、実施形態との相違点を中心に説明する。
<Modification>
In the above embodiment, the case of correcting a two-dimensional OCT image (or two-dimensional scan data) has been described, but the configuration according to the embodiment is not limited to this. The ophthalmologic apparatus according to the embodiment can correct a three-dimensional OCT image (or three-dimensional scan data) as in the above embodiments. An ophthalmologic apparatus according to a modification of the embodiment will be described below, focusing on differences from the embodiment.
実施形態の変形例に係る眼科装置の構成は実施形態に係る眼科装置1の構成と同様であるため、説明を省略する。
Since the configuration of the ophthalmologic apparatus according to the modification of the embodiment is the same as the configuration of the
本変形例に係るデータ処理部は、3次元空間における変換位置の特定処理等を行う。 The data processing unit according to this modified example performs processing for specifying a transformation position in a three-dimensional space, and the like.
本変形例に係る位置特定部231は、取得されたOCT画像における画素位置(又はスキャンデータにおけるスキャン位置)に対応し、スキャン中心位置Csを通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。いくつかの実施形態では、位置特定部231は、眼球パラメータ212Aを用いて変換位置を特定する。
The
図13に、本変形例に係る位置特定部231の動作説明図を示す。図13において、図7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. 13 shows an operation explanatory diagram of the
図13では、図7におけるX平面及びZ平面の他に、Y平面が定義される。図7に示すパラメータに加えて、Cスキャン方向の中心角をθとし、Cスキャン方向の長さをlcとする。 In FIG. 13, a Y plane is defined in addition to the X and Z planes in FIG. In addition to the parameters shown in FIG. 7, let θ be the central angle in the C-scan direction, and lc be the length in the C-scan direction.
位置特定部231は、第3座標系における画素位置(x,y,z)から第4座標系における変換位置(X,Y,Z)を特定する。第3座標系は、3次元のOCT画像における左上隅の座標位置を原点とし、Bスキャン方向をx方向とするx座標軸と、x座標軸と直交しCスキャン方向をy方向とするy座標軸と、x座標軸及びy座標軸の双方に直交しAスキャン方向をz方向とするz座標軸とにより定義される。OCT画像における画素位置(x,y,z)は、第3座標系において定義される。第4座標系は、眼底Efにおける所定部位(例えば中心窩)を通過する測定光軸に対するスキャン角度が0度である測定光LSの進行方向をZ方向とするZ座標軸と、当該所定部位においてZ座標軸に直交するBスキャン方向をX方向とするX座標軸と、当該所定部位においてZ座標軸に直交するCスキャン方向をY方向とするY座標軸とにより定義される。第4座標系では、所定部位(例えば中心窩)を通過する測定光軸においてスキャン半径rの位置が最深部となるように所定のZ位置をZ座標軸の原点とする。また、下記のように所定の深さ方向の長さdとなるように、所定部位(例えば中心窩)を通過する測定光軸における所定のX位置及びY位置をX座標軸及びY座標軸の原点とする。変換位置(X,Y,Z)は、第4座標系において定義される。変換位置(X,Y,Z)は、画素位置(x,y,z)に対応し、スキャン中心位置Csを通る測定光LSの進行方向(Aスキャン方向)に沿った位置である。
The
位置特定部231は、変換位置のX成分、Y成分及びZ成分の少なくとも1つを特定することが可能である。
The
Aスキャンライン数をN(Nは自然数)とし、Bスキャンライン数をM(Mは自然数)とするOCT画像(断層像)について、m(mは自然数)番目のBスキャンのn(nは自然数)番目のAスキャンラインにおける画素位置(x,y,z)に対応する変換位置(X,Y,Z)は、式(6)~式(8)に示すように特定される。 For an OCT image (tomogram) with the number of A-scan lines being N (N is a natural number) and the number of B-scan lines being M (M being a natural number), the m-th (m is a natural number) B-scan (n is a natural number) )th A scan line, the transform position (X, Y, Z) corresponding to the pixel position (x, y, z) is specified as shown in equations (6) to (8).
ここで、3次元のOCT画像の深さ方向の長さhとBスキャン方向の長さwとCスキャン方向の長さlcとから、画素位置のx成分及びy成分は、式(9)~式(13)のように表される。 Here, from the length h in the depth direction, the length w in the B scanning direction, and the length lc in the C scanning direction of the three-dimensional OCT image, the x component and the y component of the pixel position are expressed by equations (9) to It is expressed as in Equation (13).
式(6)~(8)において、画素位置のx座標及びy座標は式(12)及び式(13)のように表される。従って、位置特定部231は、画素位置(x,y,z)から、スキャン半径r、スキャン角度φ、及び深さ範囲dに基づいて、変換位置(X,Y,Z)を特定することが可能である。
In equations (6) to (8), x-coordinates and y-coordinates of pixel positions are expressed as in equations (12) and (13). Therefore, the
いくつかの実施形態では、位置特定部231は、スキャンデータに対して、上記と同様に、変換位置(X,Y,Z)を特定することが可能である。
In some embodiments, the
本変形例に係る位置変換部232は、OCT画像の画素位置(x,y,z)を位置特定部231により特定された変換位置(X,Y,Z)に変換する。いくつかの実施形態では、OCT画像の全画素位置のそれぞれについて、位置特定部231が変換位置を特定し、位置変換部232が画素位置を変換位置に変換する。
The
上記の実施形態では、OCTユニット100等を含む眼科装置により断層像が補正される場合について説明したが、実施形態に係る構成はこれに限定されるものではない。例えば、図4に示すデータ処理部230の機能を実現する眼科情報処理装置が、取得されたOCT画像(又はスキャンデータ)に対して上記のように断層像を補正してもよい。この場合、OCT画像(又はスキャンデータ)は外部のOCT装置(眼科装置)により取得される。
In the above embodiment, a case where a tomographic image is corrected by an ophthalmologic apparatus including the
いくつかの実施形態では、上記の眼科装置の制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラムが提供される。このようなプログラムを、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。 In some embodiments, a program is provided for causing a computer to execute the above-described method for controlling an ophthalmologic apparatus. Such a program can be stored in any computer-readable recording medium. Examples of the recording medium include semiconductor memory, optical disk, magneto-optical disk (CD-ROM/DVD-RAM/DVD-ROM/MO, etc.), magnetic storage medium (hard disk/floppy (registered trademark) disk/ZIP, etc.). can be used. It is also possible to transmit and receive this program through a network such as the Internet or LAN.
[効果]
実施形態に係る眼科情報処理装置、眼科装置、眼科情報処理方法、及びプログラムについて説明する。
[effect]
An ophthalmologic information processing apparatus, an ophthalmologic apparatus, an ophthalmologic information processing method, and a program according to embodiments will be described.
いくつかの実施形態に係る眼科情報処理装置(例えば、データ処理部230を含む装置)は、スキャン中心位置(Cs)を中心に偏向された測定光(LS)で被検眼(E)の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャン画像を配列することにより形成された被検眼の画像(OCT画像)を補正する。眼科情報処理装置は、特定部(位置特定部231)と、変換部(位置変換部232)とを含む。特定部は、画像における画素位置に対応し、スキャン中心位置を通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。変換部は、画素位置を特定部により特定された変換位置に変換する。 An ophthalmologic information processing apparatus (for example, an apparatus including a data processing unit 230) according to some embodiments performs intraocular measurement of an eye to be examined (E) with measurement light (LS) deflected around a scan center position (Cs). The image of the subject's eye (OCT image) formed by arranging a plurality of A-scan images obtained by scanning is corrected. The ophthalmologic information processing apparatus includes a specifying section (position specifying section 231) and a converting section (position converting section 232). The specifying unit specifies a conversion position along the traveling direction of the measurement light that passes through the scan center position and corresponds to the pixel position in the image. The conversion unit converts the pixel position to the conversion position specified by the specifying unit.
このような構成によれば、複数のAスキャン画像のそれぞれをAスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像を取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。 With such a configuration, each of the plurality of A-scan images can be arranged in the A-scan direction, so even when the angle of view is widened, it is possible to obtain an image that depicts the actual shape. become. Therefore, it becomes possible to identify the actual shape of the predetermined site in the eye.
いくつかの実施形態は、変換部により画素位置が変換位置に変換された画像に基づいて、被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出部(眼内距離算出部234)を含む。 Some embodiments include a calculator (intraocular distance calculator 234) that calculates morphological information representing the morphology of the subject's eye based on the image in which the pixel positions have been converted to the converted positions by the converter.
このような構成によれば、画角が広くなった場合でも、被検眼の形態を表す形態情報を正確に求めることが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to accurately obtain morphological information representing the morphology of the subject's eye even when the angle of view is widened.
いくつかの実施形態では、形態情報は、眼内の距離を含む。 In some embodiments, the morphological information includes intraocular distance.
このような構成によれば、画角が広くなった場合でも、任意の部位間の眼内距離を正確に求めることが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to accurately obtain the intraocular distance between arbitrary parts even when the angle of view is widened.
いくつかの実施形態では、特定部は、進行方向のスキャン半径(r)、スキャン角度(φ)、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲(d)、及び、画素位置に基づいて、所定の座標系における変換位置の第1軸方向(例えば、X軸方向)の成分及び第1軸方向と交差する第2軸方向(例えば、Z軸方向)の成分の少なくとも1つを特定する。 In some embodiments, the identification unit is based on the scanning radius (r) in the traveling direction, the scanning angle (φ), the depth range (d) that can be measured by optical coherence tomography, and the pixel position, At least one of a component in a first axis direction (eg, X-axis direction) and a component in a second axis direction (eg, Z-axis direction) intersecting the first axis direction of the transformed position in a predetermined coordinate system is specified.
このような構成によれば、スキャン半径、スキャン角度、深さ範囲、及び画素位置を用いた簡素な処理で変換位置を特定し、特定された変換位置に基づいて複数のAスキャン画像のそれぞれをAスキャン方向に配置することが可能になる。 According to such a configuration, the conversion position is specified by simple processing using the scan radius, scan angle, depth range, and pixel position, and each of the plurality of A-scan images is converted based on the specified conversion position. Arrangement in the A-scan direction becomes possible.
いくつかの実施形態に係る眼科情報処理装置(例えば、データ処理部230を含む装置)は、スキャン中心位置(Cs)を中心に偏向された測定光(LS)で被検眼(E)の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャンデータを配列することにより形成された2次元又は3次元のスキャンデータを補正する。眼科情報処理装置は、特定部(位置特定部231)と、変換部(位置変換部232)とを含む。特定部は、スキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、スキャン中心位置を通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。変換部は、スキャン位置を特定部により特定された変換位置に変換する。 An ophthalmologic information processing apparatus (for example, an apparatus including a data processing unit 230) according to some embodiments performs intraocular measurement of an eye to be examined (E) with measurement light (LS) deflected around a scan center position (Cs). Two-dimensional or three-dimensional scan data formed by arranging a plurality of A-scan data obtained by scanning is corrected. The ophthalmologic information processing apparatus includes a specifying section (position specifying section 231) and a converting section (position converting section 232). The specifying unit specifies a conversion position along the traveling direction of the measurement light that passes through the scan center position and corresponds to the scan position in the scan data. The conversion unit converts the scan position into the conversion position specified by the specifying unit.
このような構成によれば、複数のAスキャンデータのそれぞれをAスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を表すスキャンデータを取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。 According to such a configuration, each of the plurality of A-scan data can be arranged in the A-scan direction, so even when the angle of view is widened, it is possible to acquire the scan data representing the actual shape. become. Therefore, it becomes possible to identify the actual shape of the predetermined site in the eye.
いくつかの実施形態は、変換部によりスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて被検眼の画像(OCT画像)を形成する画像形成部(220)を含む。 Some embodiments include an image forming unit (220) that forms an image of the subject's eye (OCT image) based on the scan data whose scan position has been converted to the transformed position by the transform unit.
このような構成によれば、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像を取得することが可能になる。 With such a configuration, it is possible to acquire an image that depicts the actual shape even when the angle of view is widened.
いくつかの実施形態は、変換部によりスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて、被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出部(眼内距離算出部234)を含む。 Some embodiments include a calculator (intraocular distance calculator 234) that calculates morphological information representing the morphology of the subject's eye based on the scan data whose scan position has been converted to the converted position by the converter.
このような構成によれば、画角が広くなった場合でも、被検眼の形態を表す形態情報を正確に求めることが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to accurately obtain morphological information representing the morphology of the subject's eye even when the angle of view is widened.
いくつかの実施形態では、形態情報は、眼内の距離を含む。 In some embodiments, the morphological information includes intraocular distance.
このような構成によれば、画角が広くなった場合でも、任意の部位間の眼内距離を正確に求めることが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to accurately obtain the intraocular distance between arbitrary parts even when the angle of view is widened.
いくつかの実施形態では、特定部は、進行方向のスキャン半径(r)、スキャン角度(φ)、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲(d)、及び、スキャン位置に基づいて、所定の座標系における変換位置の第1軸方向(例えば、X軸方向)の成分及び第1軸方向と交差する第2軸方向(例えば、Z軸方向)の成分の少なくとも1つを特定する。 In some embodiments, the identification unit is based on the scanning radius (r) in the traveling direction, the scanning angle (φ), the depth range (d) that can be measured by optical coherence tomography, and the scanning position, At least one of a component in a first axis direction (eg, X-axis direction) and a component in a second axis direction (eg, Z-axis direction) intersecting the first axis direction of the transformed position in a predetermined coordinate system is specified.
このような構成によれば、スキャン半径、スキャン角度、深さ範囲、及び画素位置を用いた簡素な処理で変換位置を特定し、特定された変換位置に基づいて複数のAスキャン画像のそれぞれをAスキャン方向に配置することが可能になる。 According to such a configuration, the conversion position is specified by simple processing using the scan radius, scan angle, depth range, and pixel position, and each of the plurality of A-scan images is converted based on the specified conversion position. Arrangement in the A-scan direction becomes possible.
いくつかの実施形態では、特定部は、被検眼の角膜形状情報に基づいて測定光に対して光線追跡処理を施すことによりスキャン角度を特定する。 In some embodiments, the specifying unit specifies the scan angle by performing ray tracing processing on the measurement light based on the corneal shape information of the subject's eye.
このような構成によれば、被検眼の眼球光学特性をより正確に反映した変換位置を特定することが可能である。 According to such a configuration, it is possible to specify a transformation position that more accurately reflects the eyeball optical characteristics of the subject's eye.
いくつかの実施形態は、変換位置の間の画素又はスキャンデータを補間する補間部(233)を含む。 Some embodiments include an interpolator (233) that interpolates pixels or scan data between transform positions.
このような構成によれば、スキャン中心位置からの距離に応じて、隣接するAスキャン画像又はAスキャンデータにおける変換位置の間隔が変化した場合でも、実際の形態に近い形態を表す画像又はスキャンデータを取得することが可能になる。 According to such a configuration, even if the interval between conversion positions in adjacent A-scan images or A-scan data changes according to the distance from the scan center position, the image or scan data representing the morphology close to the actual morphology can be obtained.
いくつかの実施形態では、特定部は、被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて変換位置を特定する。 In some embodiments, the identifying unit identifies the transformation position based on parameters representing optical characteristics of the subject's eye.
このような構成によれば、被検眼の眼球光学特性をより正確に反映した変換位置を特定することが可能である。 According to such a configuration, it is possible to specify a transformation position that more accurately reflects the eyeball optical characteristics of the subject's eye.
いくつかの実施形態に係る眼科装置(1)は、光コヒーレンストモグラフィを用いて複数のAスキャン画像又は複数のAスキャンデータを取得する取得部(OCTユニット100に含まれる干渉光学系から対物レンズ22に至る経路における光学系、又はこれら光学系と画像形成部220)と、上記のいずれかの眼科情報処理装置と、を含む。
An ophthalmologic apparatus (1) according to some embodiments includes an acquisition unit (an interference optical system included in an
このような構成によれば、複数のAスキャン画像又は複数のAスキャンデータのそれぞれをAスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を表す画像又はスキャンデータを取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to arrange each of a plurality of A-scan images or a plurality of A-scan data in the A-scan direction, so even if the angle of view is widened, an image or image representing the actual shape can be displayed. Scan data can be obtained. Therefore, it becomes possible to identify the actual shape of the predetermined site in the eye.
いくつかの実施形態に係る眼科情報処理方法は、スキャン中心位置(Cs)を中心に偏向された測定光(LS)で被検眼(E)の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャン画像を配列することにより形成された被検眼の画像(OCT画像)を補正する。眼科情報処理方法は、特定ステップと、変換ステップとを含む。特定ステップは、画像における画素位置に対応し、スキャン中心位置を通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。変換ステップは、画素位置を特定ステップにおいて特定された変換位置に変換する。 An ophthalmologic information processing method according to some embodiments obtains a plurality of A An image of the subject's eye (OCT image) formed by arranging the scanned images is corrected. The ophthalmologic information processing method includes an identification step and a conversion step. The specifying step specifies a conversion position along the traveling direction of the measurement light that corresponds to the pixel position in the image and passes through the scan center position. The transforming step transforms the pixel positions to the transforming positions identified in the identifying step.
このような方法によれば、複数のAスキャン画像のそれぞれをAスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像を取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。 According to such a method, each of the plurality of A-scan images can be arranged in the A-scan direction, so even when the angle of view is widened, it is possible to acquire an image that depicts the actual shape. become. Therefore, it becomes possible to identify the actual shape of the predetermined site in the eye.
いくつかの実施形態は、変換ステップにおいて画素位置が変換位置に変換された画像に基づいて、被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出ステップを含む。 Some embodiments include a calculating step of calculating morphological information representing the morphology of the subject's eye based on the image in which the pixel positions have been converted to the converted positions in the converting step.
このような方法によれば、画角が広くなった場合でも、被検眼の形態を表す形態情報を正確に求めることが可能になる。 According to such a method, it is possible to accurately obtain morphological information representing the morphology of the subject's eye even when the angle of view is widened.
いくつかの実施形態に係る眼科情報処理方法は、スキャン中心位置(Cs)を中心に偏向された測定光(LS)で被検眼(E)の眼内をスキャンすることにより得られた複数のAスキャンデータを配列することにより形成された2次元又は3次元のスキャンデータを補正する。眼科情報処理方法は、特定ステップと、変換ステップとを含む。特定ステップは、スキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、スキャン中心位置を通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。変換ステップは、スキャン位置を特定ステップにおいて特定された変換位置に変換する。 An ophthalmologic information processing method according to some embodiments obtains a plurality of A Correct two-dimensional or three-dimensional scan data formed by arranging the scan data. The ophthalmologic information processing method includes an identification step and a conversion step. The identification step identifies a conversion position along the traveling direction of the measurement light that corresponds to the scan position in the scan data and passes through the scan center position. The transforming step transforms the scan position into the transforming position identified in the identifying step.
このような方法によれば、複数のAスキャンデータのそれぞれをAスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を表すスキャンデータを取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。 According to such a method, each of the plurality of A-scan data can be arranged in the A-scan direction, so even if the angle of view is widened, it is possible to acquire the scan data representing the actual shape. become. Therefore, it becomes possible to identify the actual shape of the predetermined site in the eye.
いくつかの実施形態は、変換ステップにおいてスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて被検眼の画像(OCT画像)を形成する画像形成ステップを含む。 Some embodiments include an image forming step of forming an image of the subject's eye (OCT image) based on the scan data in which the scan positions have been converted to the converted positions in the transform step.
このような方法によれば、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像を取得することが可能になる。 According to such a method, it is possible to obtain an image that depicts the actual shape even when the angle of view is widened.
いくつかの実施形態は、変換ステップにおいてスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて、被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出ステップを含む。 Some embodiments include a calculation step of calculating morphological information representing the morphology of the subject's eye based on the scan data in which the scan positions have been converted to the converted positions in the conversion step.
このような方法によれば、画角が広くなった場合でも、被検眼の形態を表す形態情報を正確に求めることが可能になる。 According to such a method, it is possible to accurately obtain morphological information representing the morphology of the subject's eye even when the angle of view is widened.
いくつかの実施形態では、形態情報は、眼内の距離を含む。 In some embodiments, the morphological information includes intraocular distance.
このような方法によれば、画角が広くなった場合でも、任意の部位間の眼内距離を正確に求めることが可能になる。 According to such a method, even when the angle of view is widened, it is possible to accurately obtain the intraocular distance between arbitrary parts.
いくつかの実施形態は、変換位置の間の画素又はスキャンデータを補間する補間ステップを含む。 Some embodiments include an interpolation step that interpolates pixels or scan data between transform positions.
このような方法によれば、スキャン中心位置からの距離に応じて、隣接するAスキャン画像又はAスキャンデータにおける変換位置の間隔が変化した場合でも、実際の形態に近い形態を表す画像又はスキャンデータを取得することが可能になる。 According to such a method, even if the interval between conversion positions in adjacent A-scan images or A-scan data changes according to the distance from the scan center position, the image or scan data representing the morphology close to the actual morphology can be obtained. can be obtained.
いくつかの実施形態では、特定ステップは、被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて変換位置を特定する。 In some embodiments, the identifying step identifies the transformation position based on parameters representing optical properties of the subject eye.
このような方法によれば、被検眼の眼球光学特性をより正確に反映した変換位置を特定することが可能である。 According to such a method, it is possible to specify a transformation position that more accurately reflects the ocular optical characteristics of the subject's eye.
いくつかの実施形態に係るプログラムは、コンピュータに、上記のいずれかに記載の眼科情報処理方法の各ステップを実行させる。 A program according to some embodiments causes a computer to execute each step of the ophthalmologic information processing method described above.
このようなプログラムによれば、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像又は実際の形態を表すスキャンデータを取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。 According to such a program, even if the angle of view is widened, it is possible to obtain an image that depicts the actual shape or scan data that represents the actual shape. Therefore, it becomes possible to identify the actual shape of the predetermined site in the eye.
<その他>
以上に示された実施形態又はその変形例は、この発明を実施するための一例に過ぎない。この発明を実施しようとする者は、この発明の要旨の範囲内において任意の変形、省略、追加等を施すことが可能である。
<Others>
The embodiment shown above or its modification is merely an example for carrying out the present invention. A person who intends to implement this invention can make arbitrary modifications, omissions, additions, etc. within the scope of the gist of this invention.
1 眼科装置
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
212A 眼球パラメータ
220 画像形成部
230 データ処理部
231 位置特定部
232 位置変換部
233 補間部
234 眼内距離算出部
E 被検眼
LS 測定光
1
Claims (12)
前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定部と、
前記画素位置を前記特定部により特定された前記変換位置に変換する変換部と、
を含み、
前記進行方向のスキャン半径をrとし、スキャン角度をφとし、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲をdとし、Aスキャンライン数をNとしたとき、前記特定部は、Bスキャン方向をx方向とし、前記x方向に直交するAスキャン方向をz方向とするn番目のAスキャンラインにおける前記画素位置(x,z)を、下記の式(A)~式(D)に従って、前記スキャン角度が0度である前記測定光の進行方向をZ方向とし、前記Z方向に直交するX方向とする前記変換位置(X,Z)を特定する、眼科情報処理装置。
a specifying unit that specifies a conversion position along the traveling direction of the measurement light that corresponds to the pixel position in the image and passes through the scan center position;
a conversion unit that converts the pixel position to the conversion position specified by the specifying unit;
including
Let r be the scan radius in the traveling direction, φ be the scan angle, d be the depth range measurable by optical coherence tomography, and N be the number of A scan lines. is the x direction, and the pixel position (x, z) in the n-th A scan line with the A scan direction orthogonal to the x direction as the z direction is calculated according to the following formulas (A) to (D). An ophthalmologic information processing apparatus for specifying the conversion position (X, Z) in which the travel direction of the measurement light with a scan angle of 0 degrees is defined as the Z direction, and the X direction orthogonal to the Z direction is defined.
前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定部と、
前記画素位置を前記特定部により特定された前記変換位置に変換する変換部と、
を含み、
前記進行方向のスキャン半径をrとし、スキャン角度をφとし、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲をdとし、Aスキャンライン数をNとし、Bスキャンライン数をMとしたとき、前記特定部は、Bスキャン方向をx方向とし、前記x方向に直交するAスキャン方向をz方向とし、前記x方向及び前記z方向に直交する方向をy方向とするm番目のBスキャンにおけるn番目のAスキャンラインにおける前記画素位置(x,y,z)を、下記の式(E)~式(L)に従って、前記スキャン角度が0度である前記測定光の進行方向をZ方向とし、前記Z方向に直交するX方向とし、前記X方向及び前記Z方向に直交する方向をY方向とする前記変換位置(X,Y,Z)を特定する、眼科情報処理装置。
a specifying unit that specifies a conversion position along the traveling direction of the measurement light that corresponds to the pixel position in the image and passes through the scan center position;
a conversion unit that converts the pixel position to the conversion position specified by the specifying unit;
including
When the scan radius in the traveling direction is r, the scan angle is φ, the depth range measurable by optical coherence tomography is d, the number of A scan lines is N, and the number of B scan lines is M, n The pixel position (x, y, z) in the th A scan line is set according to the following formulas (E) to (L), with the traveling direction of the measurement light at the scan angle of 0 degrees being the Z direction, An ophthalmologic information processing apparatus that specifies the transformation position (X, Y, Z) with the X direction perpendicular to the Z direction and the Y direction perpendicular to the X direction and the Z direction.
ことを特徴とする請求項1又は請求項2に記載の眼科情報処理装置。 3. The method according to claim 1, further comprising a calculating unit that calculates morphological information representing the morphology of the subject's eye based on the image in which the pixel positions have been converted to the converted positions by the converting unit. The ophthalmic information processing device described.
ことを特徴とする請求項3に記載の眼科情報処理装置。 The ophthalmologic information processing apparatus according to claim 3, wherein the morphological information includes the intraocular distance.
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情報処理装置。 5. The method according to any one of claims 1 to 4 , further comprising an interpolating unit that interpolates pixels between the conversion positions using pixels of A-scan images adjacent to each other according to a distance from the scan center position. 1. The ophthalmic information processing apparatus according to claim 1.
請求項1~請求項5のいずれか一項に記載の眼科情報処理装置と、
を含む眼科装置。 an acquisition unit that acquires the plurality of A-scan images using optical coherence tomography;
an ophthalmologic information processing apparatus according to any one of claims 1 to 5 ;
ophthalmic equipment, including
前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定ステップと、
前記画素位置を前記特定ステップにおいて特定された前記変換位置に変換する変換ステップと、
を含み、
前記進行方向のスキャン半径をrとし、スキャン角度をφとし、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲をdとし、Aスキャンライン数をNとしたとき、前記特定ステップは、Bスキャン方向をx方向とし、前記x方向に直交するAスキャン方向をz方向とするn番目のAスキャンラインにおける前記画素位置(x,z)を、下記の式(M)~式(P)に従って、前記スキャン角度が0度である前記測定光の進行方向をZ方向とし、前記Z方向に直交するX方向とする前記変換位置(X,Z)を特定する、眼科情報処理方法。
a specifying step of specifying a conversion position along the traveling direction of the measurement light that corresponds to the pixel position in the image and passes through the scan center position;
a transforming step of transforming the pixel position to the transforming position identified in the identifying step;
including
When the scan radius in the traveling direction is r, the scan angle is φ, the depth range measurable by optical coherence tomography is d, and the number of A scan lines is N, the specifying step is performed in the B scan direction. is the x direction, and the pixel position (x, z) in the n-th A scan line with the A scan direction orthogonal to the x direction as the z direction is calculated according to the following formulas (M) to (P). An ophthalmologic information processing method, wherein the traveling direction of the measurement light with a scan angle of 0 degree is the Z direction, and the conversion position (X, Z) is specified in the X direction orthogonal to the Z direction.
前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定ステップと、
前記画素位置を前記特定ステップにおいて特定された前記変換位置に変換する変換ステップと、
を含み、
前記進行方向のスキャン半径をrとし、スキャン角度をφとし、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲をdとし、Aスキャンライン数をNとし、Bスキャンライン数をMとしたとき、前記特定ステップは、Bスキャン方向をx方向とし、前記x方向に直交するAスキャン方向をz方向とし、前記x方向及び前記z方向に直交する方向をy方向とするm番目のBスキャンにおけるn番目のAスキャンラインにおける前記画素位置(x,y,z)を、下記の式(Q)~式(X)に従って、前記スキャン角度が0度である前記測定光の進行方向をZ方向とし、前記Z方向に直交するX方向とし、前記X方向及び前記Z方向に直交する方向をY方向とする前記変換位置(X,Y,Z)を特定する、眼科情報処理方法。
a specifying step of specifying a conversion position along the traveling direction of the measurement light that corresponds to the pixel position in the image and passes through the scan center position;
a transforming step of transforming the pixel position to the transforming position identified in the identifying step;
including
When the scan radius in the traveling direction is r, the scan angle is φ, the depth range measurable by optical coherence tomography is d, the number of A scan lines is N, and the number of B scan lines is M, The specifying step includes n The pixel position (x, y, z) in the A-th scan line is set according to the following formulas (Q) to (X), with the traveling direction of the measurement light at the scan angle of 0 degrees being the Z direction, An ophthalmologic information processing method, wherein the transformation position (X, Y, Z) is specified with the X direction perpendicular to the Z direction and the Y direction perpendicular to the X direction and the Z direction.
ことを特徴とする請求項7又は請求項8に記載の眼科情報処理方法。 9. The method according to claim 7, further comprising a calculating step of calculating morphological information representing the morphology of the subject's eye based on the image in which the pixel positions have been converted to the converted positions in the converting step. The ophthalmic information processing method described.
ことを特徴とする請求項9に記載の眼科情報処理方法。 The ophthalmologic information processing method according to claim 9, wherein the morphological information includes the intraocular distance.
ことを特徴とする請求項7~請求項10のいずれか一項に記載の眼科情報処理方法。 11. The method according to any one of claims 7 to 10, further comprising an interpolation step of interpolating pixels between the conversion positions using pixels of A-scan images adjacent to each other according to a distance from the scan center position. 1. The ophthalmological information processing method according to 1.
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