WO2014148079A1 - Ophthalmology apparatus - Google Patents
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Abstract
An ophthalmology apparatus for capturing an image of corneal endothelial cells and measuring the corneal thickness of a subject eye in a non-contact manner, wherein the ophthalmology apparatus is provided with a corneal thickness measuring optical system (11) for diagonally irradiating a slit beam onto the cornea, a corneal thickness detecting system (12) for receiving light reflected from the cornea to detect the optical intensity, a fixed view projection system (9) for causing the line-of-sight of the subject eye to be induced to enable a fixed view, and a controller. The controller is capable of changing the optical intensity of the slit beam, irradiating two slit beams of different optical intensity toward the cornea, obtaining an optical intensity peak position of reflected light reflected at the endodermis of the cornea from the slit beam with the greater optical intensity among the two slit beams, obtaining a light intensity peak position of reflected light reflected at the outer surface of the cornea from the other slit beam with the lowest optical intensity, and measuring the thickness of the cornea based on the difference between the two light intensity peak positions.
Description
本発明は、非接触にて角膜内皮細胞の撮影及び角膜の膜厚測定を行う眼科装置に関するものである。
The present invention relates to an ophthalmologic apparatus for photographing corneal endothelial cells and measuring the thickness of the cornea without contact.
角膜内皮細胞の撮影は、照明光を角膜に対して斜め方向から照射し、角膜内皮で反射した光をＣＣＤ等の受光素子で捉えて撮影される。
角膜に撮影用の照明光を照射した場合、照明光の一部は角膜表面で反射され、角膜を透過した一部の光が角膜内皮で反射される。
内皮細胞の撮影を行うには、角膜表面で反射された光と角膜内皮で反射された光とを分離し、分離した角膜内皮で反射された反射光信号をＣＣＤ等の受光素子で捉えて撮影する必要がある。
この為、撮影の際に使用される照明光は、スリット光とされ、角膜表面からの反射光と角膜内皮からの反射光を分離する為、照明光を角膜に対して斜め方向から照射している。
又、角膜の膜厚を測定する際には、先ず角膜表面からの反射光信号と角膜内皮からの反射光信号を基に、図６に示される様な、光量波形データ６５が取得される。次に該光量波形データ６５を基に、角膜の内皮で反射された内皮反射光６６の光量が極大となる光量ピーク位置と、角膜の表面で反射された表面反射光６７の光量が極大となる光量ピーク位置を同時に求め、求めた光量ピーク位置同士の差から角膜の膜厚を求めている。
然し乍ら、前記内皮反射光６６の光量に対し、前記表面反射光６７の光量は数十倍大きく、該表面反射光６７は飽和した信号となっており、正確なピーク位置を取得することができない。この為、従来では飽和した前記表面反射光６７の重心を求め、該重心を前記表面反射光６７の光量ピーク位置としており、角膜の膜厚を正確に測定するのは困難であった。 The corneal endothelial cells are imaged by irradiating illumination light from an oblique direction with respect to the cornea and capturing light reflected by the corneal endothelium with a light receiving element such as a CCD.
When the illumination light for photographing is irradiated onto the cornea, a part of the illumination light is reflected on the cornea surface, and a part of the light transmitted through the cornea is reflected on the cornea endothelium.
In order to photograph endothelial cells, the light reflected from the corneal surface and the light reflected from the corneal endothelium are separated, and the reflected light signal reflected from the separated corneal endothelium is captured by a light receiving element such as a CCD. There is a need to.
For this reason, the illumination light used at the time of photographing is slit light, and in order to separate the reflected light from the corneal surface and the reflected light from the corneal endothelium, the illumination light is irradiated obliquely with respect to the cornea. Yes.
When measuring the film thickness of the cornea, first, lightquantity waveform data 65 as shown in FIG. 6 is acquired based on the reflected light signal from the cornea surface and the reflected light signal from the corneal endothelium. Next, based on the light amount waveform data 65, the light amount peak position where the light amount of the endothelial reflected light 66 reflected by the corneal endothelium is maximized, and the light amount of the surface reflected light 67 reflected by the cornea surface becomes the maximum. The light quantity peak position is obtained simultaneously, and the film thickness of the cornea is obtained from the difference between the obtained light quantity peak positions.
However, the light quantity of the surface reflectedlight 67 is several tens times larger than the light quantity of the endothelial reflected light 66, and the surface reflected light 67 is a saturated signal, and an accurate peak position cannot be obtained. Therefore, conventionally, the center of gravity of the surface reflected light 67 that has been saturated is obtained, and the center of gravity is used as the light intensity peak position of the surface reflected light 67, making it difficult to accurately measure the film thickness of the cornea.
角膜に撮影用の照明光を照射した場合、照明光の一部は角膜表面で反射され、角膜を透過した一部の光が角膜内皮で反射される。
内皮細胞の撮影を行うには、角膜表面で反射された光と角膜内皮で反射された光とを分離し、分離した角膜内皮で反射された反射光信号をＣＣＤ等の受光素子で捉えて撮影する必要がある。
この為、撮影の際に使用される照明光は、スリット光とされ、角膜表面からの反射光と角膜内皮からの反射光を分離する為、照明光を角膜に対して斜め方向から照射している。
又、角膜の膜厚を測定する際には、先ず角膜表面からの反射光信号と角膜内皮からの反射光信号を基に、図６に示される様な、光量波形データ６５が取得される。次に該光量波形データ６５を基に、角膜の内皮で反射された内皮反射光６６の光量が極大となる光量ピーク位置と、角膜の表面で反射された表面反射光６７の光量が極大となる光量ピーク位置を同時に求め、求めた光量ピーク位置同士の差から角膜の膜厚を求めている。
然し乍ら、前記内皮反射光６６の光量に対し、前記表面反射光６７の光量は数十倍大きく、該表面反射光６７は飽和した信号となっており、正確なピーク位置を取得することができない。この為、従来では飽和した前記表面反射光６７の重心を求め、該重心を前記表面反射光６７の光量ピーク位置としており、角膜の膜厚を正確に測定するのは困難であった。 The corneal endothelial cells are imaged by irradiating illumination light from an oblique direction with respect to the cornea and capturing light reflected by the corneal endothelium with a light receiving element such as a CCD.
When the illumination light for photographing is irradiated onto the cornea, a part of the illumination light is reflected on the cornea surface, and a part of the light transmitted through the cornea is reflected on the cornea endothelium.
In order to photograph endothelial cells, the light reflected from the corneal surface and the light reflected from the corneal endothelium are separated, and the reflected light signal reflected from the separated corneal endothelium is captured by a light receiving element such as a CCD. There is a need to.
For this reason, the illumination light used at the time of photographing is slit light, and in order to separate the reflected light from the corneal surface and the reflected light from the corneal endothelium, the illumination light is irradiated obliquely with respect to the cornea. Yes.
When measuring the film thickness of the cornea, first, light
However, the light quantity of the surface reflected
本発明は斯かる実情に鑑み、角膜の膜厚の正確な値を測定可能な眼科装置を提供するものである。
In view of such circumstances, the present invention provides an ophthalmologic apparatus capable of measuring an accurate value of the cornea thickness.
本発明は、非接触にて角膜内皮細胞の撮影及び被検眼の角膜の膜厚測定を行う眼科装置であって、前記角膜に向けて斜めからスリット光を照射する角膜厚測定光学系と、前記角膜からの反射光を受光して光量を検出する角膜厚検出系と、前記被検眼の視軸を誘導させ、固視をさせる為の固視投影系と、制御装置とを具備し、該制御装置は前記スリット光の光量を変更可能であり、前記角膜に向けて光量の異なる２つのスリット光を照射させ、該２つのスリット光のうち光量の大きい一方のスリット光から前記角膜の内皮で反射された反射光の光量ピーク位置を取得し、光量の小さい他方のスリット光から前記角膜の表面で反射された反射光の光量ピーク位置を取得し、２つの光量ピーク位置の差から前記角膜の膜厚を測定する眼科装置に係るものである。
又本発明は、前記一方のスリット光は、前記角膜の内皮で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量であり、前記他方のスリット光は、前記角膜の表面で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量である眼科装置に係るものである。
更に又本発明は、前記スリット光の光量は複数段階に変更可能であり、前記制御装置は少なくとも前記角膜の表面で反射された反射光の光量ピーク位置が取得可能な段階を選択する眼科装置に係るものである。 The present invention is an ophthalmologic apparatus for performing non-contact imaging of corneal endothelial cells and measuring the thickness of the cornea of a subject's eye, the corneal thickness measuring optical system for irradiating slit light obliquely toward the cornea, and A corneal thickness detection system that receives reflected light from the cornea and detects the amount of light; a fixation projection system that guides the visual axis of the eye to be inspected; and a control device; The apparatus can change the light amount of the slit light, irradiates the cornea with two slit lights having different light amounts, and reflects one of the two slit lights having a large light amount by the endothelium of the cornea. The light intensity peak position of the reflected light is acquired, the light intensity peak position of the reflected light reflected on the surface of the cornea is acquired from the other slit light with the small light intensity, and the cornea film is determined from the difference between the two light intensity peak positions. Related to ophthalmic equipment to measure thickness Than is.
Further, in the present invention, the one slit light is a light amount capable of obtaining a peak position of the light amount reflected by the endothelium of the cornea, and the other slit light is a peak of the light amount reflected by the surface of the cornea. The present invention relates to an ophthalmologic apparatus that is a light quantity capable of acquiring a position.
Furthermore, the present invention provides an ophthalmologic apparatus that can change the light quantity of the slit light in a plurality of stages, and the control device selects a stage at which at least the peak position of the reflected light quantity reflected by the surface of the cornea can be acquired. It is concerned.
又本発明は、前記一方のスリット光は、前記角膜の内皮で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量であり、前記他方のスリット光は、前記角膜の表面で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量である眼科装置に係るものである。
更に又本発明は、前記スリット光の光量は複数段階に変更可能であり、前記制御装置は少なくとも前記角膜の表面で反射された反射光の光量ピーク位置が取得可能な段階を選択する眼科装置に係るものである。 The present invention is an ophthalmologic apparatus for performing non-contact imaging of corneal endothelial cells and measuring the thickness of the cornea of a subject's eye, the corneal thickness measuring optical system for irradiating slit light obliquely toward the cornea, and A corneal thickness detection system that receives reflected light from the cornea and detects the amount of light; a fixation projection system that guides the visual axis of the eye to be inspected; and a control device; The apparatus can change the light amount of the slit light, irradiates the cornea with two slit lights having different light amounts, and reflects one of the two slit lights having a large light amount by the endothelium of the cornea. The light intensity peak position of the reflected light is acquired, the light intensity peak position of the reflected light reflected on the surface of the cornea is acquired from the other slit light with the small light intensity, and the cornea film is determined from the difference between the two light intensity peak positions. Related to ophthalmic equipment to measure thickness Than is.
Further, in the present invention, the one slit light is a light amount capable of obtaining a peak position of the light amount reflected by the endothelium of the cornea, and the other slit light is a peak of the light amount reflected by the surface of the cornea. The present invention relates to an ophthalmologic apparatus that is a light quantity capable of acquiring a position.
Furthermore, the present invention provides an ophthalmologic apparatus that can change the light quantity of the slit light in a plurality of stages, and the control device selects a stage at which at least the peak position of the reflected light quantity reflected by the surface of the cornea can be acquired. It is concerned.
本発明によれば、非接触にて角膜内皮細胞の撮影及び被検眼の角膜の膜厚測定を行う眼科装置であって、前記角膜に向けて斜めからスリット光を照射する角膜厚測定光学系と、前記角膜からの反射光を受光して光量を検出する角膜厚検出系と、前記被検眼の視軸を誘導させ、固視をさせる為の固視投影系と、制御装置とを具備し、該制御装置は前記スリット光の光量を変更可能であり、前記角膜に向けて光量の異なる２つのスリット光を照射させ、該２つのスリット光のうち光量の大きい一方のスリット光から前記角膜の内皮で反射された反射光の光量ピーク位置を取得し、光量の小さい他方のスリット光から前記角膜の表面で反射された反射光の光量ピーク位置を取得し、２つの光量ピーク位置の差から前記角膜の膜厚を測定するので、該角膜の内皮からの反射光と、該角膜の表面からの反射光の正確な光量ピーク位置を取得することができ、前記角膜の正確な膜厚を測定することができる。
又本発明によれば、前記一方のスリット光は、前記角膜の内皮で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量であり、前記他方のスリット光は、前記角膜の表面で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量であるので、該角膜の内皮からの反射光と、該角膜の表面からの反射光の正確な光量ピーク位置を取得することができ、前記角膜の正確な膜厚を測定することができる。
更に又本発明によれば、前記スリット光の光量は複数段階に変更可能であり、前記制御装置は少なくとも前記角膜の表面で反射された反射光の光量ピーク位置が取得可能な段階を選択するので、前記角膜の厚さの個人差等により、該角膜の表面からの反射光の光量が異なる場合であっても、前記スリット光の光量を前記角膜の表面からの反射光の光量ピーク位置を得るのに最適な光量とすることができる。 According to the present invention, there is provided an ophthalmologic apparatus that performs non-contact imaging of a corneal endothelial cell and measurement of a cornea thickness of a subject eye, and a corneal thickness measurement optical system that irradiates slit light obliquely toward the cornea. A corneal thickness detection system that receives reflected light from the cornea and detects the amount of light; a fixation projection system that guides the visual axis of the eye to be inspected; and a control device; The control device is capable of changing a light amount of the slit light, irradiates two slit lights having different light amounts toward the cornea, and from one of the two slit lights having a large light amount, the endothelium of the cornea The light quantity peak position of the reflected light reflected by the light is acquired, the light quantity peak position of the reflected light reflected from the surface of the cornea is obtained from the other slit light with a small light quantity, and the cornea is obtained from the difference between the two light quantity peak positions Since the film thickness of And the reflected light from the endothelial layer, it is possible to obtain an accurate light amount peak position of the reflected light from the surface of the cornea, it is possible to measure the exact thickness of the cornea.
According to the invention, the one slit light is a light quantity capable of obtaining a peak position of the light quantity reflected by the endothelium of the cornea, and the other slit light is a light quantity reflected by the surface of the cornea. Therefore, it is possible to obtain an accurate light amount peak position of reflected light from the corneal endothelium and reflected light from the surface of the cornea, and an accurate film thickness of the cornea. Can be measured.
Furthermore, according to the present invention, the light quantity of the slit light can be changed in a plurality of stages, and the control device selects a stage where at least the light quantity peak position of the reflected light reflected by the surface of the cornea can be acquired. Even if the amount of reflected light from the surface of the cornea varies due to individual differences in the thickness of the cornea, etc., the light intensity peak position of the reflected light from the surface of the cornea is obtained using the amount of light of the slit light. Therefore, it is possible to obtain an optimum light amount.
又本発明によれば、前記一方のスリット光は、前記角膜の内皮で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量であり、前記他方のスリット光は、前記角膜の表面で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量であるので、該角膜の内皮からの反射光と、該角膜の表面からの反射光の正確な光量ピーク位置を取得することができ、前記角膜の正確な膜厚を測定することができる。
更に又本発明によれば、前記スリット光の光量は複数段階に変更可能であり、前記制御装置は少なくとも前記角膜の表面で反射された反射光の光量ピーク位置が取得可能な段階を選択するので、前記角膜の厚さの個人差等により、該角膜の表面からの反射光の光量が異なる場合であっても、前記スリット光の光量を前記角膜の表面からの反射光の光量ピーク位置を得るのに最適な光量とすることができる。 According to the present invention, there is provided an ophthalmologic apparatus that performs non-contact imaging of a corneal endothelial cell and measurement of a cornea thickness of a subject eye, and a corneal thickness measurement optical system that irradiates slit light obliquely toward the cornea. A corneal thickness detection system that receives reflected light from the cornea and detects the amount of light; a fixation projection system that guides the visual axis of the eye to be inspected; and a control device; The control device is capable of changing a light amount of the slit light, irradiates two slit lights having different light amounts toward the cornea, and from one of the two slit lights having a large light amount, the endothelium of the cornea The light quantity peak position of the reflected light reflected by the light is acquired, the light quantity peak position of the reflected light reflected from the surface of the cornea is obtained from the other slit light with a small light quantity, and the cornea is obtained from the difference between the two light quantity peak positions Since the film thickness of And the reflected light from the endothelial layer, it is possible to obtain an accurate light amount peak position of the reflected light from the surface of the cornea, it is possible to measure the exact thickness of the cornea.
According to the invention, the one slit light is a light quantity capable of obtaining a peak position of the light quantity reflected by the endothelium of the cornea, and the other slit light is a light quantity reflected by the surface of the cornea. Therefore, it is possible to obtain an accurate light amount peak position of reflected light from the corneal endothelium and reflected light from the surface of the cornea, and an accurate film thickness of the cornea. Can be measured.
Furthermore, according to the present invention, the light quantity of the slit light can be changed in a plurality of stages, and the control device selects a stage where at least the light quantity peak position of the reflected light reflected by the surface of the cornea can be acquired. Even if the amount of reflected light from the surface of the cornea varies due to individual differences in the thickness of the cornea, etc., the light intensity peak position of the reflected light from the surface of the cornea is obtained using the amount of light of the slit light. Therefore, it is possible to obtain an optimum light amount.
図１は本発明の実施例に係る眼科装置の概略構成図である。
図２は前記眼科装置の制御装置の概略構成図である。
図３は前記眼科装置による角膜の膜厚測定を説明するフローチャートである。
図４は角膜の内皮からの反射光の光量ピーク位置を求める為の第１光量波形データを説明する説明図である。
図５は角膜の表面からの反射光の光量ピーク位置を求める為の第２光量波形データを説明する説明図である。
図６は従来の角膜の膜厚を求める為の光量波形データを説明する説明図である。 FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an ophthalmologic apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic configuration diagram of the control device of the ophthalmologic apparatus.
FIG. 3 is a flowchart for explaining the measurement of the film thickness of the cornea by the ophthalmologic apparatus.
FIG. 4 is an explanatory diagram for explaining the first light amount waveform data for obtaining the light amount peak position of the reflected light from the corneal endothelium.
FIG. 5 is an explanatory diagram for explaining the second light quantity waveform data for obtaining the light quantity peak position of the reflected light from the surface of the cornea.
FIG. 6 is an explanatory diagram for explaining light intensity waveform data for determining the film thickness of a conventional cornea.
図２は前記眼科装置の制御装置の概略構成図である。
図３は前記眼科装置による角膜の膜厚測定を説明するフローチャートである。
図４は角膜の内皮からの反射光の光量ピーク位置を求める為の第１光量波形データを説明する説明図である。
図５は角膜の表面からの反射光の光量ピーク位置を求める為の第２光量波形データを説明する説明図である。
図６は従来の角膜の膜厚を求める為の光量波形データを説明する説明図である。 FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an ophthalmologic apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic configuration diagram of the control device of the ophthalmologic apparatus.
FIG. 3 is a flowchart for explaining the measurement of the film thickness of the cornea by the ophthalmologic apparatus.
FIG. 4 is an explanatory diagram for explaining the first light amount waveform data for obtaining the light amount peak position of the reflected light from the corneal endothelium.
FIG. 5 is an explanatory diagram for explaining the second light quantity waveform data for obtaining the light quantity peak position of the reflected light from the surface of the cornea.
FIG. 6 is an explanatory diagram for explaining light intensity waveform data for determining the film thickness of a conventional cornea.
以下、図面を参照しつつ本発明の実施例を説明する。
先ず、本発明の実施例に係る眼科装置の概略構成を説明する。
図１は、該眼科装置の基本的な光学系を示す概略構成図である。
図１中、Ｅは被検眼、２はＸＹＺの三軸方向に移動可能な装置本体を示している。該装置本体２の内部に、前眼部観察光学系３と、撮影用照明光学系４と、撮影光学系５と、Ｚアライメント投影系６と、Ｚアライメント検出系７と、ＸＹアライメント投影系８と、固視投影系９と、ＸＹアライメント検出系１０と、角膜厚測定光学系１１と、角膜厚検出系１２とを有している。
尚、前記ＸＹアライメント検出系１０は前記前眼部観察光学系３と兼用であり、前記角膜厚測定光学系１１は前記Ｚアライメント投影系６と兼用であり、前記角膜厚検出系１２は前記Ｚアライメント検出系７と兼用となっている。
更に、構成を説明する。
図１に於いて、前記前眼部観察光学系３は左右の前記被検眼Ｅに対応してそれぞれ配設され、前記前眼部観察光学系３の主光軸Ｏ１はそれぞれ前記被検眼Ｅの光軸と合致する様に設けられ、前記主光軸Ｏ１は前記被検眼Ｅの角膜Ｃの頂点Ｐを通過する様に設定される。
前記主光軸Ｏ１上に前記被検眼Ｅ側からハーフミラー１５、対物レンズ１６、受光素子１７が設けられている。該受光素子１７には、ＣＣＤ素子が用いられている。又、前記ＸＹアライメント投影系８によって前記角膜Ｃに投影された光が、該角膜Ｃで反射することによって虚像ができ、該虚像と前記対物レンズ１６に関して共役の位置に前記受光素子１７が配置されている。尚、前記主光軸Ｏ１、前記対物レンズ１６、前記受光素子１７は前記ＸＹアライメント検出系１０も構成する。
前記撮影用照明光学系４は、前記頂点Ｐを通過する投光光軸Ｏ２を有し、該投光光軸Ｏ２は前記主光軸Ｏ１に対してθ１（３０°）傾斜している。
前記投光光軸Ｏ２上に、前記被検眼Ｅから離反する位置から該被検眼Ｅに向って、撮影用照明光源２１、集光レンズ２２、スリット板２３、ダイクロイックミラー２４、対物レンズ２５が設けられている。
前記撮影用照明光源２１としては、可視光、例えば緑色光を発する発光ダイオード（ＬＥＤ）が用いられる。前記スリット板２３はスリット孔が穿設されており、前記撮影用照明光源２１から発せられた可視光が前記スリット板２３を通してスリット光として照射される。前記スリット板２３と前記角膜Ｃとは、前記対物レンズ２５に関して共役となっている。
又、前記スリット板２３で形成されるスリット幅は、前記角膜Ｃの表面で反射された反射光と、角膜内皮で反射された反射光とが分離できる幅に制限される。
前記Ｚアライメント投影系６は、前記ダイクロイックミラー２４によって分岐される光軸Ｏ３上に光源２６、集光レンズ２７、スリット板２８が設けられている。前記光源２６としては、赤外光を射出する発光ダイオード（ＬＥＤ）が用いられる。該光源２６は複数段階に明るさを変更可能であり、例えば１／１０、１／２０、１／３０、１／４０、１／５０の５段階に明るさを変更できる様になっている。
前記スリット板２８と前記角膜Ｃとは前記対物レンズ２５に関して共役の位置となっている。前記ダイクロイックミラー２４は緑色光を透過し、赤外光を反射する様になっている。尚、前記光軸Ｏ３、前記ダイクロイックミラー２４、前記光源２６、前記集光レンズ２７、前記スリット板２８は前記角膜厚測定光学系１１も構成する。
前記撮影光学系５は、撮影光軸Ｏ４を有し、該撮影光軸Ｏ４は前記主光軸Ｏ１に関して前記投光光軸Ｏ２と対称となっている。前記撮影光軸Ｏ４を有し、該撮影光軸Ｏ４は前記頂点Ｐを透過する。従って、前記投光光軸Ｏ２と前記撮影光軸Ｏ４とは前記頂点Ｐに関し、入射光軸と反射光軸の関係にあり、前記撮影光軸Ｏ４は前記主光軸Ｏ１に対しθ１（３０°）傾斜している。
該撮影光軸Ｏ４上には、前記被検眼Ｅ側から対物レンズ３１、ダイクロイックミラー３２、ミラー３４を有し、前記撮影光軸Ｏ４は前記ミラー３４で偏向され、偏向された撮影光軸Ｏ４上には焦点調整用のリレーレンズ３５、ミラー３７が設けられ、該ミラー３７で反射された光束は撮像素子３６に結像される様になっている。尚、前記撮影光学系５は撮像部１９を構成する。
前記撮像素子３６は、前記撮影光軸Ｏ４に対してθ２（１５°）傾斜して設けられている。又、前記撮像素子３６の傾斜方向は、撮影する内皮面の前記撮影光軸Ｏ４に対する傾斜方向と同一となっている。
前記リレーレンズ３５は、前記撮影光軸Ｏ４に沿って変位可能となっており、前記リレーレンズ３５は焦点合せ機構３９によって前記撮影光軸Ｏ４に沿って位置が調整される様になっている。前記角膜Ｃと前記撮像素子３６とは前記対物レンズ３１に関して共役の位置となっている。
前記ダイクロイックミラー３２で反射され、偏向される光軸Ｏ５上にはリレーレンズ４０、受光センサ３８が設けられている。該受光センサ３８は、例えば２０４８画素のラインセンサ等の１次元センサであり、該受光センサ３８は前記角膜Ｃと前記対物レンズ３１に関し共役となっている。
前記ダイクロイックミラー３２は赤外光を反射し、緑色光を透過する光学特性を有しており、前記光源２６で射出され、前記角膜Ｃで反射された赤外光は、前記受光センサ３８に導かれる。前記ダイクロイックミラー３２、前記リレーレンズ４０、前記受光センサ３８は前記Ｚアライメント検出系７を構成する。尚、前記光軸Ｏ５、前記ダイクロイックミラー３２、前記リレーレンズ４０、前記受光センサ３８は前記角膜厚検出系１２も構成する。
次に、前記ＸＹアライメント投影系８について説明する。
前記ハーフミラー１５で分岐された光軸Ｏ６上にはリレーレンズ４１、ダイクロイックミラー４２が設けられ、更に該ダイクロイックミラー４２の反射光軸上にはリレーレンズ４７、ＸＹアライメント用光源４６が設けられている。該ＸＹアライメント用光源４６は赤外光を射出し、前記ダイクロイックミラー４２は赤外光を反射し、可視光を透過する特性を有している。
該ダイクロイックミラー４２の通過光軸上には、固視標４３が設けられている。該固視標４３は可視光で照明された図形パターンであってもよく、或は可視光を発する光源であってもよい。前記固視標４３は前記リレーレンズ４１によって、正規の被検眼Ｅが固視できる様に無限遠光として投影される、又は、近視の被検眼Ｅが固視できる様に発散光で投影してもよい。前記ハーフミラー１５、前記リレーレンズ４１、前記固視標４３等は、前記固視投影系９を構成する。
前記受光素子１７が受光した結果、及び前記受光センサ３８が受光した結果はアライメント検出部４８で検出され、検出結果は制御部４９に出力される。該制御部４９は、検出結果に基づき本体駆動部５２を制御し、前記装置本体２をＸＹＺの所要の方向に移動させ、前記被検眼Ｅと前記装置本体２とのアライメントを実行する。
又、アライメントの完了後、前記受光センサ３８が受光した結果が光量波形変換部５０で検出される。該光量波形変換部５０は、連続する受光信号を光量波形データへとＡ／Ｄ変換し、前記制御部４９に出力する。該制御部４９は、前記光量波形変換部５０により入力された光量波形データを基に、角膜内皮の膜厚を測定する。
図２は、前記眼科装置の制御装置５１の概略を示している。
該制御装置５１は、主に前記撮像部１９、前記アライメント検出部４８、光量波形変換部５０、前記光源２６、前記本体駆動部５２、記憶部５３、表示部５４、操作部５５を具備している。
前記アライメント検出部４８から前記制御部４９にアライメント検出結果が入力されると、該制御部４９は検出結果に基づき前記本体駆動部５２を駆動し、前記装置本体２をアライメントさせる方向に変位させる。又、前記制御部４９は、前記撮像部１９を制御して該撮像部１９による内皮細胞の画像を取得する。該撮像部１９で取得された画像は前記制御部４９に送出され、所要の画像処理がなされ、前記記憶部５３に格納され、或は前記表示部５４に表示される。
アライメントの完了後、前記制御部４９は、前記光源２６の光量が、前記角膜Ｃの内皮からの反射光のピーク位置を取得可能な光量（以下基準光量）となる様前記光源２６の点灯を制御する。基準光量で点灯させた状態で、前記光量波形変換部５０から検出結果、即ち前記角膜Ｃからの反射光の光量波形データが入力されると、前記制御部４９は入力された光量波形データを図４に示される様な、第１光量波形データ５７として前記記憶部５３に格納する。
又、前記制御部４９は、前記光源２６の点灯を制御し、該光源２６の光量を前記角膜Ｃの表面からの反射光が飽和しない光量となる迄段階的に減少させ、例えば基準光量の１／２０に減少させる。該光源２６の光量を減少させた状態で、前記光量波形変換部５０より前記角膜Ｃからの反射光の光量波形データが入力されると、前記制御部４９は入力された光量波形データを図５に示される様な、第２光量波形データ５８として前記記憶部５３に格納する。
更に、前記制御部４９は、前記第１光量波形データ５７と前記第２光量波形データ５８から、角膜内皮からの内皮反射光５９の光量の極大値（ピーク値）が得られる前記受光センサ３８上の光量ピーク位置６１と、角膜表面からの表面反射光６２の光量の極大値（ピーク値）が得られる前記受光センサ３８上の光量ピーク位置６３とを求め、求めた前記受光センサ３８上の両ピーク位置と該受光センサ３８の画素ピッチを基に、角膜内皮の膜厚を測定する。
又、前記操作部５５からは、前記制御部４９に必要な条件、撮影開始等の指示が入出力される。
次に、図３のフローチャートを用い、前記眼科装置による角膜の膜厚測定について説明する。
ＳＴＥＰ：０１ 前記操作部５５より前記角膜Ｃの膜厚測定開始指示が入力されると、先ず前記制御部４９により１回目の測定かどうかが判断される。
ＳＴＥＰ：０２ ＳＴＥＰ：０１にて１回目の測定であると判断されると、前記制御部４９は前記光源２６の点灯を制御し、該光源２６を基準光量で点灯させる。
ＳＴＥＰ：０３ 前記スリット板２８を介して前記光源２６からスリット光が照射され、前記角膜Ｃに反射されたスリット光は、連続するアナログの反射光信号として前記受光センサ３８に受光され、前記光量波形変換部５０に入力される。該光量波形変換部５０は、入力された反射光信号をＡ／Ｄ変換することで、図４に示される様な前記第１光量波形データ５７へと変換する。前記制御部４９は、前記光量波形変換部５０によって変換された前記第１光量波形データ５７を前記記憶部５３に格納する。
ＳＴＥＰ：０４ ＳＴＥＰ：０３が終了すると、再度ＳＴＥＰ：０１の判断が行われる。ＳＴＥＰ：０１で１回目の測定ではないと判断されると、前記制御部４９は、前記光源２６の点灯を制御し、前記第２光量波形データ５８に前記表面反射光６２のピーク値が現れ、前記光量ピーク位置６３が取得可能となる迄光量を段階的に減少させる。例えば、前記制御部４９は基準光量の１／２０迄減少させて前記光源２６を点灯させる。
ＳＴＥＰ：０５ 前記スリット板２８を介して前記光源２６からスリット光が照射され、前記角膜Ｃに反射されたスリット光は、連続するアナログの反射光信号として前記受光センサ３８に受光され、前記光量波形変換部５０に入力される。該光量波形変換部５０は、入力された反射光信号をＡ／Ｄ変換することで、図５に示される様な前記第２光量波形データ５８へと変換する。前記制御部４９は、前記光量波形変換部５０によって変換された前記第２光量波形データ５８を前記記憶部５３に格納する。
ＳＴＥＰ：０６ 該記憶部５３に前記第１光量波形データ５７、前記第２光量波形データ５８が格納されると、次に前記制御部４９は、前記第１光量波形データ５７、前記第２光量波形データ５８を基に、前記角膜Ｃの内皮で反射された前記内皮反射光５９の前記受光センサ３８上の前記光量ピーク位置６１と、前記角膜Ｃの表面で反射された前記表面反射光６２の前記受光センサ３８上の前記光量ピーク位置６３を求める。
図４に示される様に、基準光量でスリット光を照射した前記第１光量波形データ５７は、前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１は得られるが、前記表面反射光６２が飽和し、前記光量ピーク位置６３を得ることができない。従って、前記制御部４９は、前記第１光量波形データ５７から前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１のみを取得する。
又、図５に示される様に、前記第２光量波形データ５８に前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３が取得可能となる迄光量を段階的に減少させる。例えば、１／２０迄光量を減少させたスリット光を照射した前記第２光量波形データ５８では、光量の不足により前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１を得ることはできないが、前記表面反射光６２は、飽和することなく前記光量ピーク位置６３を得ることができる。従って、前記制御部４９は、前記第２光量波形データ５８から前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３のみを取得する。
ＳＴＥＰ：０７ 最後に、前記制御部４９は、前記第１光量波形データ５７から取得した前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１と、前記第２光量波形データ５８から取得した前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３との差を求め、求めた光量ピーク位置６１，６３の差と前記受光センサ３８の画素ピッチとから前記角膜Ｃの膜厚を演算し、該角膜Ｃの膜厚測定を終了する。
上述の様に、本実施例に於いては、前記光源２６の光量を変更可能とし、該光源２６の光量を変更して前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１を取得可能な前記第１光量波形データ５７と、前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３を取得可能な前記第２光量波形データ５８を取得可能となっている。
従って、前記内皮反射光５９と、前記表面反射光６２の正確な光量ピーク位置６１，６３を取得することができ、前記角膜Ｃの正確な膜厚を測定することができる。
又、前記光源２６の光量を複数段階、例えば１／１０、１／２０、１／３０、１／４０、１／５０の５段階に変更可能となっているので、前記角膜Ｃの厚さの個人差等により、通常の１／２０の光量では前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３が得られない場合であっても、最適な光量に変更可能であり、該光量ピーク位置６３が取得可能な前記第２光量波形データ５８を得ることができる。
尚、本実施例に於いては、前記光源２６の光量を５段階に制御可能としているが、４段階以下或は６段階以上に制御可能としてもよいのは言う迄もない。
又、本実施例に於いては、前記受光センサ３８をラインセンサ等の１次元センサとしているが、２次元センサを用いてもよいのは言う迄もない。
又、本実施例に於いては、前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１が取得可能な前記光源２６の光量を基準光量としているが、前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３が取得可能な前記光源２６の光量を基準光量とし、該基準光量を前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１が取得可能となる迄段階的に増大させる様にしてもよい。
又、前記角膜Ｃの膜厚測定後、再度第１光量波形データ５７を取得し、該第１光量波形データ５７と先に取得した前記第１光量波形データ５７同士を比較してもよい。該第１光量波形データ５７同士を比較することで、前記第１光量波形データ５７の取得から前記第２光量波形データ５８の取得迄の間に前記被検眼Ｅが動いているかどうかを確認することができ、前記角膜Ｃの膜厚測定の精度をより高めることができる。
更に、前記光量波形データ５７同士を比較した際に、前記被検眼Ｅが動いていると判断された場合には、ＳＴＥＰ：０１~ＳＴＥＰ：０７の処理を複数回繰返し、測定された複数の前記角膜Ｃの膜厚を平均し、該角膜Ｃの膜厚としてもよい。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
First, a schematic configuration of an ophthalmologic apparatus according to an embodiment of the present invention will be described.
FIG. 1 is a schematic configuration diagram showing a basic optical system of the ophthalmologic apparatus.
In FIG. 1, E denotes an eye to be examined, and 2 denotes an apparatus main body that can move in three axis directions of XYZ. Inside the apparatusmain body 2, an anterior ocular segment observation optical system 3, a photographing illumination optical system 4, a photographing optical system 5, a Z alignment projection system 6, a Z alignment detection system 7, and an XY alignment projection system 8. A fixation projection system 9, an XY alignment detection system 10, a corneal thickness measurement optical system 11, and a corneal thickness detection system 12.
The XYalignment detection system 10 is also used as the anterior ocular segment observation optical system 3, the corneal thickness measurement optical system 11 is also used as the Z alignment projection system 6, and the corneal thickness detection system 12 is used as the Z The alignment detection system 7 is also used.
Further, the configuration will be described.
In FIG. 1, the anterior ocular segment observationoptical system 3 is arranged corresponding to the left and right eye E, respectively, and the main optical axis O1 of the anterior ocular segment observation optical system 3 is respectively set to the eye E. The main optical axis O1 is set so as to pass through the apex P of the cornea C of the eye E to be examined.
Ahalf mirror 15, an objective lens 16, and a light receiving element 17 are provided from the eye E side on the main optical axis O1. The light receiving element 17 is a CCD element. The light projected onto the cornea C by the XY alignment projection system 8 is reflected by the cornea C to form a virtual image, and the light receiving element 17 is disposed at a conjugate position with respect to the virtual image and the objective lens 16. ing. The main optical axis O1, the objective lens 16, and the light receiving element 17 also constitute the XY alignment detection system 10.
The photographing illumination optical system 4 has a light projection optical axis O2 passing through the apex P, and the light projection optical axis O2 is inclined by θ1 (30 °) with respect to the main optical axis O1.
A photographingillumination light source 21, a condensing lens 22, a slit plate 23, a dichroic mirror 24, and an objective lens 25 are provided on the projection optical axis O2 from the position away from the eye E toward the eye E. It has been.
As the photographingillumination light source 21, a light emitting diode (LED) that emits visible light, for example, green light, is used. The slit plate 23 is provided with slit holes, and visible light emitted from the photographing illumination light source 21 is irradiated as slit light through the slit plate 23. The slit plate 23 and the cornea C are conjugate with respect to the objective lens 25.
The slit width formed by theslit plate 23 is limited to a width that allows separation of the reflected light reflected by the surface of the cornea C and the reflected light reflected by the corneal endothelium.
In the Zalignment projection system 6, a light source 26, a condenser lens 27, and a slit plate 28 are provided on the optical axis O <b> 3 branched by the dichroic mirror 24. As the light source 26, a light emitting diode (LED) emitting infrared light is used. The brightness of the light source 26 can be changed in a plurality of stages. For example, the brightness can be changed in five stages of 1/10, 1/20, 1/30, 1/40, and 1/50.
Theslit plate 28 and the cornea C are in a conjugate position with respect to the objective lens 25. The dichroic mirror 24 transmits green light and reflects infrared light. The optical axis O3, the dichroic mirror 24, the light source 26, the condenser lens 27, and the slit plate 28 also constitute the corneal thickness measurement optical system 11.
The photographingoptical system 5 has a photographing optical axis O4, and the photographing optical axis O4 is symmetric with respect to the projection optical axis O2 with respect to the main optical axis O1. The photographing optical axis O4 has the photographing optical axis O4, and the photographing optical axis O4 transmits the vertex P. Therefore, the light projecting optical axis O2 and the photographing optical axis O4 are in the relationship between the incident optical axis and the reflected optical axis with respect to the vertex P, and the photographing optical axis O4 is θ1 (30 ° with respect to the main optical axis O1). ) Inclined.
On the photographing optical axis O4, there are anobjective lens 31, a dichroic mirror 32, and a mirror 34 from the eye E side, and the photographing optical axis O4 is deflected by the mirror 34 and is deflected on the photographing optical axis O4. Is provided with a focus adjusting relay lens 35 and a mirror 37, and the light beam reflected by the mirror 37 is imaged on the image sensor 36. The photographing optical system 5 constitutes an image pickup unit 19.
Theimage sensor 36 is provided with an inclination of θ2 (15 °) with respect to the photographing optical axis O4. The tilt direction of the image sensor 36 is the same as the tilt direction of the inner surface to be photographed with respect to the photographing optical axis O4.
Therelay lens 35 can be displaced along the photographing optical axis O4, and the position of the relay lens 35 is adjusted along the photographing optical axis O4 by a focusing mechanism 39. The cornea C and the image sensor 36 are in a conjugate position with respect to the objective lens 31.
Arelay lens 40 and a light receiving sensor 38 are provided on the optical axis O5 reflected and deflected by the dichroic mirror 32. The light receiving sensor 38 is a one-dimensional sensor such as a line sensor of 2048 pixels, for example, and the light receiving sensor 38 is conjugated with respect to the cornea C and the objective lens 31.
Thedichroic mirror 32 has an optical characteristic of reflecting infrared light and transmitting green light, and the infrared light emitted from the light source 26 and reflected by the cornea C is guided to the light receiving sensor 38. It is burned. The dichroic mirror 32, the relay lens 40, and the light receiving sensor 38 constitute the Z alignment detection system 7. The optical axis O5, the dichroic mirror 32, the relay lens 40, and the light receiving sensor 38 also constitute the corneal thickness detection system 12.
Next, the XYalignment projection system 8 will be described.
Arelay lens 41 and a dichroic mirror 42 are provided on the optical axis O6 branched by the half mirror 15, and a relay lens 47 and an XY alignment light source 46 are provided on the reflected optical axis of the dichroic mirror 42. Yes. The XY alignment light source 46 emits infrared light, and the dichroic mirror 42 reflects infrared light and transmits visible light.
Afixation target 43 is provided on the passing optical axis of the dichroic mirror 42. The fixation target 43 may be a graphic pattern illuminated with visible light, or may be a light source that emits visible light. The fixation target 43 is projected as infinite light by the relay lens 41 so that the normal eye E can be fixed, or is projected with divergent light so that the myopic eye E can be fixed. Also good. The half mirror 15, the relay lens 41, the fixation target 43, etc. constitute the fixation projection system 9.
The result of light reception by thelight receiving element 17 and the result of light reception by the light receiving sensor 38 are detected by the alignment detection unit 48, and the detection result is output to the control unit 49. The control unit 49 controls the main body driving unit 52 based on the detection result, moves the apparatus main body 2 in a required direction of XYZ, and executes alignment between the eye E to be examined and the apparatus main body 2.
Further, after the alignment is completed, the light quantitywaveform conversion unit 50 detects the result of light reception by the light receiving sensor 38. The light quantity waveform conversion unit 50 A / D converts continuous light reception signals into light quantity waveform data, and outputs them to the control unit 49. The controller 49 measures the film thickness of the corneal endothelium based on the light intensity waveform data input by the light intensity waveform converter 50.
FIG. 2 shows an outline of thecontrol device 51 of the ophthalmologic apparatus.
Thecontrol device 51 mainly includes the imaging unit 19, the alignment detection unit 48, the light amount waveform conversion unit 50, the light source 26, the main body drive unit 52, a storage unit 53, a display unit 54, and an operation unit 55. Yes.
When an alignment detection result is input from thealignment detection unit 48 to the control unit 49, the control unit 49 drives the main body driving unit 52 based on the detection result to displace the apparatus main body 2 in the alignment direction. The control unit 49 controls the imaging unit 19 to acquire an image of endothelial cells by the imaging unit 19. The image acquired by the imaging unit 19 is sent to the control unit 49, subjected to required image processing, stored in the storage unit 53, or displayed on the display unit 54.
After the alignment is completed, thecontrol unit 49 controls lighting of the light source 26 so that the light amount of the light source 26 becomes a light amount (hereinafter referred to as a reference light amount) capable of acquiring a peak position of reflected light from the endothelium of the cornea C. To do. When the detection result, that is, the light amount waveform data of the reflected light from the cornea C is input from the light amount waveform conversion unit 50 in the state of being lit with the reference light amount, the control unit 49 displays the input light amount waveform data. 4 is stored in the storage unit 53 as first light intensity waveform data 57 as shown in FIG.
Thecontroller 49 controls the lighting of the light source 26 and gradually reduces the light amount of the light source 26 until the reflected light from the surface of the cornea C becomes a light amount that does not saturate. Reduce to / 20. When the light amount waveform data of the reflected light from the cornea C is input from the light amount waveform conversion unit 50 with the light amount of the light source 26 decreased, the control unit 49 displays the input light amount waveform data as shown in FIG. The second light quantity waveform data 58 is stored in the storage unit 53 as shown in FIG.
Further, thecontrol unit 49 obtains a maximum value (peak value) of the light amount of the endothelial reflected light 59 from the corneal endothelium from the first light amount waveform data 57 and the second light amount waveform data 58 on the light receiving sensor 38. And a light amount peak position 63 on the light receiving sensor 38 where the maximum value (peak value) of the light amount of the surface reflected light 62 from the cornea surface is obtained. Based on the peak position and the pixel pitch of the light receiving sensor 38, the film thickness of the corneal endothelium is measured.
Theoperation unit 55 inputs / outputs necessary conditions, an instruction to start photographing, and the like to the control unit 49.
Next, measurement of the film thickness of the cornea using the ophthalmologic apparatus will be described using the flowchart of FIG.
STEP: 01 When an instruction to start measuring the film thickness of the cornea C is input from theoperation unit 55, first, the control unit 49 determines whether or not the first measurement.
STEP: 02 When it is determined that the measurement is the first time in STEP: 01, thecontrol unit 49 controls the lighting of the light source 26 and turns on the light source 26 with a reference light amount.
(Step 03) The slit light irradiated from thelight source 26 through the slit plate 28 and reflected by the cornea C is received by the light receiving sensor 38 as a continuous analog reflected light signal, and the light intensity waveform. Input to the converter 50. The light quantity waveform conversion unit 50 converts the input reflected light signal into the first light quantity waveform data 57 as shown in FIG. 4 by performing A / D conversion. The control unit 49 stores the first light amount waveform data 57 converted by the light amount waveform converting unit 50 in the storage unit 53.
STEP: 04 When STEP: 03 ends, the determination of STEP: 01 is made again. If it is determined in STEP: 01 that the measurement is not the first time, thecontrol unit 49 controls the lighting of the light source 26, and the peak value of the surface reflected light 62 appears in the second light quantity waveform data 58. The light amount is decreased stepwise until the light amount peak position 63 can be acquired. For example, the control unit 49 turns the light source 26 on by reducing it to 1/20 of the reference light amount.
(Step 05) The slit light irradiated from thelight source 26 through the slit plate 28 and reflected by the cornea C is received by the light receiving sensor 38 as a continuous analog reflected light signal, and the light intensity waveform. Input to the converter 50. The light quantity waveform converter 50 converts the input reflected light signal into the second light quantity waveform data 58 as shown in FIG. 5 by A / D conversion. The controller 49 stores the second light amount waveform data 58 converted by the light amount waveform converter 50 in the storage unit 53.
(Step 06) When the first lightamount waveform data 57 and the second light amount waveform data 58 are stored in the storage unit 53, the control unit 49 next stores the first light amount waveform data 57 and the second light amount waveform data. Based on the data 58, the light intensity peak position 61 on the light receiving sensor 38 of the endothelial reflected light 59 reflected by the endothelium of the cornea C and the surface reflected light 62 reflected by the surface of the cornea C are reflected. The light quantity peak position 63 on the light receiving sensor 38 is obtained.
As shown in FIG. 4, the first lightamount waveform data 57 irradiated with the slit light with the reference light amount provides the light amount peak position 61 of the endothelial reflected light 59, but the surface reflected light 62 is saturated, The light quantity peak position 63 cannot be obtained. Accordingly, the control unit 49 acquires only the light amount peak position 61 of the endothelial reflected light 59 from the first light amount waveform data 57.
Further, as shown in FIG. 5, the light amount is decreased stepwise until the lightamount peak position 63 of the surface reflected light 62 can be acquired in the second light amount waveform data 58. For example, in the second light amount waveform data 58 irradiated with slit light whose light amount is reduced to 1/20, the light amount peak position 61 of the endothelial reflected light 59 cannot be obtained due to insufficient light amount, but the surface reflection The light 62 can obtain the light quantity peak position 63 without being saturated. Accordingly, the control unit 49 acquires only the light amount peak position 63 of the surface reflected light 62 from the second light amount waveform data 58.
STEP: 07 Finally, thecontrol unit 49 determines the light amount peak position 61 of the endothelial reflected light 59 acquired from the first light amount waveform data 57 and the surface reflected light 62 acquired from the second light amount waveform data 58. The thickness of the cornea C is calculated from the difference between the calculated light intensity peak positions 61 and 63 and the pixel pitch of the light receiving sensor 38, and the thickness of the cornea C is measured. finish.
As described above, in this embodiment, the light quantity of thelight source 26 can be changed, and the light quantity peak position 61 of the endothelial reflected light 59 can be acquired by changing the light quantity of the light source 26. The light quantity waveform data 57 and the second light quantity waveform data 58 that can obtain the light quantity peak position 63 of the surface reflected light 62 can be obtained.
Accordingly, the accurate light quantity peak positions 61 and 63 of the endothelial reflected light 59 and the surface reflected light 62 can be acquired, and the accurate film thickness of the cornea C can be measured.
Further, since the light quantity of thelight source 26 can be changed in a plurality of stages, for example, 1/10, 1/20, 1/30, 1/40, and 1/50, the thickness of the cornea C can be changed. Even if the light quantity peak position 63 of the surface reflected light 62 cannot be obtained with a normal light quantity of 1/20 due to individual differences, the light quantity peak position 63 can be obtained. The possible second light quantity waveform data 58 can be obtained.
In this embodiment, the light amount of thelight source 26 can be controlled in five steps, but it goes without saying that it can be controlled in four steps or less or six steps or more.
In this embodiment, thelight receiving sensor 38 is a one-dimensional sensor such as a line sensor, but it goes without saying that a two-dimensional sensor may be used.
In the present embodiment, the light amount of thelight source 26 that can be obtained by the light amount peak position 61 of the endothelial reflected light 59 is used as a reference light amount, but the light amount peak position 63 of the surface reflected light 62 is obtained. The possible light quantity of the light source 26 may be set as a reference light quantity, and the reference light quantity may be increased stepwise until the light quantity peak position 61 of the endothelial reflected light 59 can be acquired.
Alternatively, after the thickness of the cornea C is measured, the first lightquantity waveform data 57 may be acquired again, and the first light quantity waveform data 57 may be compared with the previously acquired first light quantity waveform data 57. By comparing the first light quantity waveform data 57, it is confirmed whether or not the eye E is moving between the acquisition of the first light quantity waveform data 57 and the acquisition of the second light quantity waveform data 58. And the accuracy of measurement of the film thickness of the cornea C can be further increased.
Further, when it is determined that the eye E is moving when the lightamount waveform data 57 are compared with each other, the processing of STEP: 01 to STEP: 07 is repeated a plurality of times, and a plurality of measured the plurality of the measured E The film thickness of the cornea C may be averaged to obtain the film thickness of the cornea C.
先ず、本発明の実施例に係る眼科装置の概略構成を説明する。
図１は、該眼科装置の基本的な光学系を示す概略構成図である。
図１中、Ｅは被検眼、２はＸＹＺの三軸方向に移動可能な装置本体を示している。該装置本体２の内部に、前眼部観察光学系３と、撮影用照明光学系４と、撮影光学系５と、Ｚアライメント投影系６と、Ｚアライメント検出系７と、ＸＹアライメント投影系８と、固視投影系９と、ＸＹアライメント検出系１０と、角膜厚測定光学系１１と、角膜厚検出系１２とを有している。
尚、前記ＸＹアライメント検出系１０は前記前眼部観察光学系３と兼用であり、前記角膜厚測定光学系１１は前記Ｚアライメント投影系６と兼用であり、前記角膜厚検出系１２は前記Ｚアライメント検出系７と兼用となっている。
更に、構成を説明する。
図１に於いて、前記前眼部観察光学系３は左右の前記被検眼Ｅに対応してそれぞれ配設され、前記前眼部観察光学系３の主光軸Ｏ１はそれぞれ前記被検眼Ｅの光軸と合致する様に設けられ、前記主光軸Ｏ１は前記被検眼Ｅの角膜Ｃの頂点Ｐを通過する様に設定される。
前記主光軸Ｏ１上に前記被検眼Ｅ側からハーフミラー１５、対物レンズ１６、受光素子１７が設けられている。該受光素子１７には、ＣＣＤ素子が用いられている。又、前記ＸＹアライメント投影系８によって前記角膜Ｃに投影された光が、該角膜Ｃで反射することによって虚像ができ、該虚像と前記対物レンズ１６に関して共役の位置に前記受光素子１７が配置されている。尚、前記主光軸Ｏ１、前記対物レンズ１６、前記受光素子１７は前記ＸＹアライメント検出系１０も構成する。
前記撮影用照明光学系４は、前記頂点Ｐを通過する投光光軸Ｏ２を有し、該投光光軸Ｏ２は前記主光軸Ｏ１に対してθ１（３０°）傾斜している。
前記投光光軸Ｏ２上に、前記被検眼Ｅから離反する位置から該被検眼Ｅに向って、撮影用照明光源２１、集光レンズ２２、スリット板２３、ダイクロイックミラー２４、対物レンズ２５が設けられている。
前記撮影用照明光源２１としては、可視光、例えば緑色光を発する発光ダイオード（ＬＥＤ）が用いられる。前記スリット板２３はスリット孔が穿設されており、前記撮影用照明光源２１から発せられた可視光が前記スリット板２３を通してスリット光として照射される。前記スリット板２３と前記角膜Ｃとは、前記対物レンズ２５に関して共役となっている。
又、前記スリット板２３で形成されるスリット幅は、前記角膜Ｃの表面で反射された反射光と、角膜内皮で反射された反射光とが分離できる幅に制限される。
前記Ｚアライメント投影系６は、前記ダイクロイックミラー２４によって分岐される光軸Ｏ３上に光源２６、集光レンズ２７、スリット板２８が設けられている。前記光源２６としては、赤外光を射出する発光ダイオード（ＬＥＤ）が用いられる。該光源２６は複数段階に明るさを変更可能であり、例えば１／１０、１／２０、１／３０、１／４０、１／５０の５段階に明るさを変更できる様になっている。
前記スリット板２８と前記角膜Ｃとは前記対物レンズ２５に関して共役の位置となっている。前記ダイクロイックミラー２４は緑色光を透過し、赤外光を反射する様になっている。尚、前記光軸Ｏ３、前記ダイクロイックミラー２４、前記光源２６、前記集光レンズ２７、前記スリット板２８は前記角膜厚測定光学系１１も構成する。
前記撮影光学系５は、撮影光軸Ｏ４を有し、該撮影光軸Ｏ４は前記主光軸Ｏ１に関して前記投光光軸Ｏ２と対称となっている。前記撮影光軸Ｏ４を有し、該撮影光軸Ｏ４は前記頂点Ｐを透過する。従って、前記投光光軸Ｏ２と前記撮影光軸Ｏ４とは前記頂点Ｐに関し、入射光軸と反射光軸の関係にあり、前記撮影光軸Ｏ４は前記主光軸Ｏ１に対しθ１（３０°）傾斜している。
該撮影光軸Ｏ４上には、前記被検眼Ｅ側から対物レンズ３１、ダイクロイックミラー３２、ミラー３４を有し、前記撮影光軸Ｏ４は前記ミラー３４で偏向され、偏向された撮影光軸Ｏ４上には焦点調整用のリレーレンズ３５、ミラー３７が設けられ、該ミラー３７で反射された光束は撮像素子３６に結像される様になっている。尚、前記撮影光学系５は撮像部１９を構成する。
前記撮像素子３６は、前記撮影光軸Ｏ４に対してθ２（１５°）傾斜して設けられている。又、前記撮像素子３６の傾斜方向は、撮影する内皮面の前記撮影光軸Ｏ４に対する傾斜方向と同一となっている。
前記リレーレンズ３５は、前記撮影光軸Ｏ４に沿って変位可能となっており、前記リレーレンズ３５は焦点合せ機構３９によって前記撮影光軸Ｏ４に沿って位置が調整される様になっている。前記角膜Ｃと前記撮像素子３６とは前記対物レンズ３１に関して共役の位置となっている。
前記ダイクロイックミラー３２で反射され、偏向される光軸Ｏ５上にはリレーレンズ４０、受光センサ３８が設けられている。該受光センサ３８は、例えば２０４８画素のラインセンサ等の１次元センサであり、該受光センサ３８は前記角膜Ｃと前記対物レンズ３１に関し共役となっている。
前記ダイクロイックミラー３２は赤外光を反射し、緑色光を透過する光学特性を有しており、前記光源２６で射出され、前記角膜Ｃで反射された赤外光は、前記受光センサ３８に導かれる。前記ダイクロイックミラー３２、前記リレーレンズ４０、前記受光センサ３８は前記Ｚアライメント検出系７を構成する。尚、前記光軸Ｏ５、前記ダイクロイックミラー３２、前記リレーレンズ４０、前記受光センサ３８は前記角膜厚検出系１２も構成する。
次に、前記ＸＹアライメント投影系８について説明する。
前記ハーフミラー１５で分岐された光軸Ｏ６上にはリレーレンズ４１、ダイクロイックミラー４２が設けられ、更に該ダイクロイックミラー４２の反射光軸上にはリレーレンズ４７、ＸＹアライメント用光源４６が設けられている。該ＸＹアライメント用光源４６は赤外光を射出し、前記ダイクロイックミラー４２は赤外光を反射し、可視光を透過する特性を有している。
該ダイクロイックミラー４２の通過光軸上には、固視標４３が設けられている。該固視標４３は可視光で照明された図形パターンであってもよく、或は可視光を発する光源であってもよい。前記固視標４３は前記リレーレンズ４１によって、正規の被検眼Ｅが固視できる様に無限遠光として投影される、又は、近視の被検眼Ｅが固視できる様に発散光で投影してもよい。前記ハーフミラー１５、前記リレーレンズ４１、前記固視標４３等は、前記固視投影系９を構成する。
前記受光素子１７が受光した結果、及び前記受光センサ３８が受光した結果はアライメント検出部４８で検出され、検出結果は制御部４９に出力される。該制御部４９は、検出結果に基づき本体駆動部５２を制御し、前記装置本体２をＸＹＺの所要の方向に移動させ、前記被検眼Ｅと前記装置本体２とのアライメントを実行する。
又、アライメントの完了後、前記受光センサ３８が受光した結果が光量波形変換部５０で検出される。該光量波形変換部５０は、連続する受光信号を光量波形データへとＡ／Ｄ変換し、前記制御部４９に出力する。該制御部４９は、前記光量波形変換部５０により入力された光量波形データを基に、角膜内皮の膜厚を測定する。
図２は、前記眼科装置の制御装置５１の概略を示している。
該制御装置５１は、主に前記撮像部１９、前記アライメント検出部４８、光量波形変換部５０、前記光源２６、前記本体駆動部５２、記憶部５３、表示部５４、操作部５５を具備している。
前記アライメント検出部４８から前記制御部４９にアライメント検出結果が入力されると、該制御部４９は検出結果に基づき前記本体駆動部５２を駆動し、前記装置本体２をアライメントさせる方向に変位させる。又、前記制御部４９は、前記撮像部１９を制御して該撮像部１９による内皮細胞の画像を取得する。該撮像部１９で取得された画像は前記制御部４９に送出され、所要の画像処理がなされ、前記記憶部５３に格納され、或は前記表示部５４に表示される。
アライメントの完了後、前記制御部４９は、前記光源２６の光量が、前記角膜Ｃの内皮からの反射光のピーク位置を取得可能な光量（以下基準光量）となる様前記光源２６の点灯を制御する。基準光量で点灯させた状態で、前記光量波形変換部５０から検出結果、即ち前記角膜Ｃからの反射光の光量波形データが入力されると、前記制御部４９は入力された光量波形データを図４に示される様な、第１光量波形データ５７として前記記憶部５３に格納する。
又、前記制御部４９は、前記光源２６の点灯を制御し、該光源２６の光量を前記角膜Ｃの表面からの反射光が飽和しない光量となる迄段階的に減少させ、例えば基準光量の１／２０に減少させる。該光源２６の光量を減少させた状態で、前記光量波形変換部５０より前記角膜Ｃからの反射光の光量波形データが入力されると、前記制御部４９は入力された光量波形データを図５に示される様な、第２光量波形データ５８として前記記憶部５３に格納する。
更に、前記制御部４９は、前記第１光量波形データ５７と前記第２光量波形データ５８から、角膜内皮からの内皮反射光５９の光量の極大値（ピーク値）が得られる前記受光センサ３８上の光量ピーク位置６１と、角膜表面からの表面反射光６２の光量の極大値（ピーク値）が得られる前記受光センサ３８上の光量ピーク位置６３とを求め、求めた前記受光センサ３８上の両ピーク位置と該受光センサ３８の画素ピッチを基に、角膜内皮の膜厚を測定する。
又、前記操作部５５からは、前記制御部４９に必要な条件、撮影開始等の指示が入出力される。
次に、図３のフローチャートを用い、前記眼科装置による角膜の膜厚測定について説明する。
ＳＴＥＰ：０１ 前記操作部５５より前記角膜Ｃの膜厚測定開始指示が入力されると、先ず前記制御部４９により１回目の測定かどうかが判断される。
ＳＴＥＰ：０２ ＳＴＥＰ：０１にて１回目の測定であると判断されると、前記制御部４９は前記光源２６の点灯を制御し、該光源２６を基準光量で点灯させる。
ＳＴＥＰ：０３ 前記スリット板２８を介して前記光源２６からスリット光が照射され、前記角膜Ｃに反射されたスリット光は、連続するアナログの反射光信号として前記受光センサ３８に受光され、前記光量波形変換部５０に入力される。該光量波形変換部５０は、入力された反射光信号をＡ／Ｄ変換することで、図４に示される様な前記第１光量波形データ５７へと変換する。前記制御部４９は、前記光量波形変換部５０によって変換された前記第１光量波形データ５７を前記記憶部５３に格納する。
ＳＴＥＰ：０４ ＳＴＥＰ：０３が終了すると、再度ＳＴＥＰ：０１の判断が行われる。ＳＴＥＰ：０１で１回目の測定ではないと判断されると、前記制御部４９は、前記光源２６の点灯を制御し、前記第２光量波形データ５８に前記表面反射光６２のピーク値が現れ、前記光量ピーク位置６３が取得可能となる迄光量を段階的に減少させる。例えば、前記制御部４９は基準光量の１／２０迄減少させて前記光源２６を点灯させる。
ＳＴＥＰ：０５ 前記スリット板２８を介して前記光源２６からスリット光が照射され、前記角膜Ｃに反射されたスリット光は、連続するアナログの反射光信号として前記受光センサ３８に受光され、前記光量波形変換部５０に入力される。該光量波形変換部５０は、入力された反射光信号をＡ／Ｄ変換することで、図５に示される様な前記第２光量波形データ５８へと変換する。前記制御部４９は、前記光量波形変換部５０によって変換された前記第２光量波形データ５８を前記記憶部５３に格納する。
ＳＴＥＰ：０６ 該記憶部５３に前記第１光量波形データ５７、前記第２光量波形データ５８が格納されると、次に前記制御部４９は、前記第１光量波形データ５７、前記第２光量波形データ５８を基に、前記角膜Ｃの内皮で反射された前記内皮反射光５９の前記受光センサ３８上の前記光量ピーク位置６１と、前記角膜Ｃの表面で反射された前記表面反射光６２の前記受光センサ３８上の前記光量ピーク位置６３を求める。
図４に示される様に、基準光量でスリット光を照射した前記第１光量波形データ５７は、前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１は得られるが、前記表面反射光６２が飽和し、前記光量ピーク位置６３を得ることができない。従って、前記制御部４９は、前記第１光量波形データ５７から前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１のみを取得する。
又、図５に示される様に、前記第２光量波形データ５８に前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３が取得可能となる迄光量を段階的に減少させる。例えば、１／２０迄光量を減少させたスリット光を照射した前記第２光量波形データ５８では、光量の不足により前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１を得ることはできないが、前記表面反射光６２は、飽和することなく前記光量ピーク位置６３を得ることができる。従って、前記制御部４９は、前記第２光量波形データ５８から前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３のみを取得する。
ＳＴＥＰ：０７ 最後に、前記制御部４９は、前記第１光量波形データ５７から取得した前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１と、前記第２光量波形データ５８から取得した前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３との差を求め、求めた光量ピーク位置６１，６３の差と前記受光センサ３８の画素ピッチとから前記角膜Ｃの膜厚を演算し、該角膜Ｃの膜厚測定を終了する。
上述の様に、本実施例に於いては、前記光源２６の光量を変更可能とし、該光源２６の光量を変更して前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１を取得可能な前記第１光量波形データ５７と、前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３を取得可能な前記第２光量波形データ５８を取得可能となっている。
従って、前記内皮反射光５９と、前記表面反射光６２の正確な光量ピーク位置６１，６３を取得することができ、前記角膜Ｃの正確な膜厚を測定することができる。
又、前記光源２６の光量を複数段階、例えば１／１０、１／２０、１／３０、１／４０、１／５０の５段階に変更可能となっているので、前記角膜Ｃの厚さの個人差等により、通常の１／２０の光量では前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３が得られない場合であっても、最適な光量に変更可能であり、該光量ピーク位置６３が取得可能な前記第２光量波形データ５８を得ることができる。
尚、本実施例に於いては、前記光源２６の光量を５段階に制御可能としているが、４段階以下或は６段階以上に制御可能としてもよいのは言う迄もない。
又、本実施例に於いては、前記受光センサ３８をラインセンサ等の１次元センサとしているが、２次元センサを用いてもよいのは言う迄もない。
又、本実施例に於いては、前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１が取得可能な前記光源２６の光量を基準光量としているが、前記表面反射光６２の前記光量ピーク位置６３が取得可能な前記光源２６の光量を基準光量とし、該基準光量を前記内皮反射光５９の前記光量ピーク位置６１が取得可能となる迄段階的に増大させる様にしてもよい。
又、前記角膜Ｃの膜厚測定後、再度第１光量波形データ５７を取得し、該第１光量波形データ５７と先に取得した前記第１光量波形データ５７同士を比較してもよい。該第１光量波形データ５７同士を比較することで、前記第１光量波形データ５７の取得から前記第２光量波形データ５８の取得迄の間に前記被検眼Ｅが動いているかどうかを確認することができ、前記角膜Ｃの膜厚測定の精度をより高めることができる。
更に、前記光量波形データ５７同士を比較した際に、前記被検眼Ｅが動いていると判断された場合には、ＳＴＥＰ：０１~ＳＴＥＰ：０７の処理を複数回繰返し、測定された複数の前記角膜Ｃの膜厚を平均し、該角膜Ｃの膜厚としてもよい。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
First, a schematic configuration of an ophthalmologic apparatus according to an embodiment of the present invention will be described.
FIG. 1 is a schematic configuration diagram showing a basic optical system of the ophthalmologic apparatus.
In FIG. 1, E denotes an eye to be examined, and 2 denotes an apparatus main body that can move in three axis directions of XYZ. Inside the apparatus
The XY
Further, the configuration will be described.
In FIG. 1, the anterior ocular segment observation
A
The photographing illumination optical system 4 has a light projection optical axis O2 passing through the apex P, and the light projection optical axis O2 is inclined by θ1 (30 °) with respect to the main optical axis O1.
A photographing
As the photographing
The slit width formed by the
In the Z
The
The photographing
On the photographing optical axis O4, there are an
The
The
A
The
Next, the XY
A
A
The result of light reception by the
Further, after the alignment is completed, the light quantity
FIG. 2 shows an outline of the
The
When an alignment detection result is input from the
After the alignment is completed, the
The
Further, the
The
Next, measurement of the film thickness of the cornea using the ophthalmologic apparatus will be described using the flowchart of FIG.
STEP: 01 When an instruction to start measuring the film thickness of the cornea C is input from the
STEP: 02 When it is determined that the measurement is the first time in STEP: 01, the
(Step 03) The slit light irradiated from the
STEP: 04 When STEP: 03 ends, the determination of STEP: 01 is made again. If it is determined in STEP: 01 that the measurement is not the first time, the
(Step 05) The slit light irradiated from the
(Step 06) When the first light
As shown in FIG. 4, the first light
Further, as shown in FIG. 5, the light amount is decreased stepwise until the light
STEP: 07 Finally, the
As described above, in this embodiment, the light quantity of the
Accordingly, the accurate light quantity peak positions 61 and 63 of the endothelial reflected light 59 and the surface reflected light 62 can be acquired, and the accurate film thickness of the cornea C can be measured.
Further, since the light quantity of the
In this embodiment, the light amount of the
In this embodiment, the
In the present embodiment, the light amount of the
Alternatively, after the thickness of the cornea C is measured, the first light
Further, when it is determined that the eye E is moving when the light
２ 装置本体
９ 固視投影系
１１ 角膜厚測定光学系
１２ 角膜厚検出系
２６ 光源
４９ 制御部
５０ 光量波形変換部
５１ 制御装置
５３ 記憶部
５７ 第１光量波形データ
５８ 第２光量波形データ
５９ 内皮反射光
６１ 光量ピーク位置
６２ 表面反射光
６３ 光量ピーク位置 2 apparatusmain body 9 fixation projection system 11 corneal thickness measurement optical system 12 corneal thickness detection system 26 light source 49 control unit 50 light amount waveform conversion unit 51 control device 53 storage unit 57 first light amount waveform data 58 second light amount waveform data 59 endothelial reflection Light 61 Light intensity peak position 62 Surface reflected light 63 Light intensity peak position
９ 固視投影系
１１ 角膜厚測定光学系
１２ 角膜厚検出系
２６ 光源
４９ 制御部
５０ 光量波形変換部
５１ 制御装置
５３ 記憶部
５７ 第１光量波形データ
５８ 第２光量波形データ
５９ 内皮反射光
６１ 光量ピーク位置
６２ 表面反射光
６３ 光量ピーク位置 2 apparatus
Claims (3)
- 非接触にて角膜内皮細胞の撮影及び被検眼の角膜の膜厚測定を行う眼科装置であって、前記角膜に向けて斜めからスリット光を照射する角膜厚測定光学系と、前記角膜からの反射光を受光して光量を検出する角膜厚検出系と、前記被検眼の視軸を誘導させ、固視をさせる為の固視投影系と、制御装置とを具備し、該制御装置は前記スリット光の光量を変更可能であり、前記角膜に向けて光量の異なる２つのスリット光を照射させ、該２つのスリット光のうち光量の大きい一方のスリット光から前記角膜の内皮で反射された反射光の光量ピーク位置を取得し、光量の小さい他方のスリット光から前記角膜の表面で反射された反射光の光量ピーク位置を取得し、２つの光量ピーク位置の差から前記角膜の膜厚を測定する眼科装置。 An ophthalmic apparatus that performs non-contact imaging of corneal endothelial cells and measurement of the cornea thickness of a subject's eye, a corneal thickness measurement optical system that irradiates slit light obliquely toward the cornea, and reflection from the cornea A corneal thickness detection system that receives light and detects the amount of light, a fixation projection system that guides the visual axis of the eye to be inspected, and a fixation, and a control device, the control device including the slit The amount of light can be changed, two slit lights having different amounts of light are irradiated toward the cornea, and the reflected light reflected from the inner slit of the cornea from one of the two slit lights having a large amount of light The light intensity peak position of the cornea is acquired, the light intensity peak position of the reflected light reflected from the surface of the cornea is acquired from the other slit light having a small light intensity, and the film thickness of the cornea is measured from the difference between the two light intensity peak positions. Ophthalmic equipment.
- 前記一方のスリット光は、前記角膜の内皮で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量であり、前記他方のスリット光は、前記角膜の表面で反射された光量のピーク位置を取得可能な光量である請求項１の眼科装置。 The one slit light is a light amount capable of obtaining a peak position of the light amount reflected by the corneal endothelium, and the other slit light is capable of obtaining a peak position of the light amount reflected by the surface of the cornea. The ophthalmic apparatus according to claim 1, which is a light amount.
- 前記スリット光の光量は複数段階に変更可能であり、前記制御装置は少なくとも前記角膜の表面で反射された反射光の光量ピーク位置が取得可能な段階を選択する請求項１又は請求項２の眼科装置。 3. The ophthalmologic according to claim 1, wherein the amount of light of the slit light can be changed in a plurality of stages, and the control device selects a stage at which at least a light intensity peak position of reflected light reflected by the surface of the cornea can be acquired. apparatus.
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