WO2015152119A1 - 立体断層像の容積計測装置、容積計測方法及び容積計測プログラム - Google Patents

立体断層像の容積計測装置、容積計測方法及び容積計測プログラム Download PDF

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佳洋 角谷
水落　昌晴
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興和株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a volumetric measurement apparatus, volumetric measurement method, and volumetric measurement program for a stereoscopic tomogram for measuring the volume of a predetermined portion of a stereoscopic tomogram composed of a plurality of tomographic images of the fundus obtained by an optical coherence tomography. .
  • OCT optical coherence tomography
  • a three-dimensional tomographic image is constructed from a plurality of B-scan images (tomographic images) obtained by scanning the fundus, and each lesion of the B-scan image is measured.
  • the contour is manually set, and the area of the lesion is calculated by the number of pixels.
  • the volume of the lesioned part can be obtained by integrating the calculated number of pixels of the lesioned part area for each B-scan image and multiplying it by the actual area per pixel.
  • the actual area per pixel varies depending on the subject. This is because the acquired image region changes if the scan width (field angle) is the same even though the axial length varies depending on the subject. For example, in the case of a subject with myopia, the axial length is longer than that of the subject with standard diopter, so the fundus image obtained by scanning is wide, so the actual area per pixel is the standard diopter It becomes larger than that of the eye to be examined.
  • Patent Document 1 discloses a technique of scanning a light on the fundus of a subject's eye and receiving the reflected light to obtain a fundus image.
  • the scanning field angle is the same as the eye to be examined with the standard diopter
  • the fundus is scanned in a wide range. Expands to a larger area than that of the subject's eye with standard diopter. In such a configuration, there is no problem in a test that qualitatively evaluates the change over time of the same subject, but a quantitative comparison with another person becomes impossible.
  • Patent Document 1 information on the axial length of the eye to be examined is acquired, and based on this information, the scanning angle is adjusted so that the fundus image is substantially the same as that of the subject eye with standard diopter, and the axial length In the case of a long-sighted eye, control is performed so that the scanning range is narrowed.
  • the eye of the eye to be examined can be obtained even if the measurement object such as the lesion has the same volume. If the axial length is different, different volumes are measured, and there is a problem that quantitative evaluation becomes difficult.
  • Patent Document 1 In the configuration of Patent Document 1, the scanning angle is corrected based on the information on the axial length of the eye to be examined, and the fundus image is quantitatively evaluated, so that a quantitative comparison with another person can be performed. .
  • Patent Document 1 in the configuration for correcting the scanning angle, there is a problem that complicated control is required because the scanning mechanism is controlled.
  • the present invention has been made to solve such a problem, and it is possible to obtain a stereoscopic tomographic image capable of accurately measuring the volume of a predetermined portion of the stereoscopic tomographic image without requiring complicated control. It is an object to provide a volume measuring device, a volume measuring method, and a volume measuring program.
  • the present invention A tomographic imaging unit that captures a tomographic image of the fundus of the subject's eye and relates to volumetric measurement of a stereoscopic tomogram for measuring the volume of a predetermined part of a stereoscopic tomogram composed of a plurality of tomographic images obtained by scanning the fundus With Focusing the tomographic imaging unit on the fundus according to the diopter of the eye to be examined; Outputting an image correction coefficient corresponding to the diopter of the eye to be inspected obtained from the relationship between the position of the focus optical system at the time of focusing and the size of the fundus image, Processing a signal output from the tomographic imaging unit for each scan to form a tomographic image; Determining a contour of a predetermined portion in the tomographic image for each tomographic image formed by the tomographic image forming unit; Calculating the volume of the predetermined part by correcting each area of the predetermined part determined by the determined contour or its integrated value with the image correction coefficient corresponding to the diopter of the eye
  • the volume of a predetermined part is corrected using an image correction coefficient corresponding to the diopter of the eye to be examined, which is obtained from the relationship between the position of the focus optical system at the time of focusing and the size of the fundus image. Even if the subject's eyes have different diopters, the effect of diopter correction is eliminated, and the volume of a predetermined part can be measured more accurately. It becomes possible.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the entire volume measuring apparatus for measuring the volume of a predetermined part of a three-dimensional tomographic image of the fundus of the eye to be examined.
  • Reference numeral 1 denotes a fundus front image photographing unit (fundus camera) 1 that observes and images the fundus (retina) Er of the eye E, and includes an illumination optical system 4, a fundus focus optical system 5, a two-dimensional CCD, and a CMOS.
  • the first focus adjustment mechanism 28 are provided.
  • the illumination optical system 4 includes an observation light source such as a halogen lamp and a photographing light source such as a xenon lamp. Light from these light sources is guided to the fundus Er via the illumination optical system 4 and the objective lens 10 to illuminate the fundus Er. To do.
  • the fundus focus optical system 5 includes optical systems such as a photographing lens and a focusing lens, and guides photographing light reflected by the fundus Er to the imaging device 100 along the photographing optical path to photograph the fundus Er.
  • the position of the focusing lens is adjusted so as to match the diopter of the eye to be examined by manually operating the focus knob 28a disposed in the first focus adjustment mechanism 28, and an encoder disposed in the focus knob 28a.
  • the position information (diopter information) is output by (not shown).
  • the scanning unit 6 includes a known galvanometer mirror 11 for performing a raster scan of light from the low-coherence light source 20 of the tomographic imaging unit (optical coherence tomography) 2 in the x and y directions in FIG. Degree correction lens unit) 27, a second focus adjustment mechanism 29, and the like.
  • the fundus scanning method in this embodiment uses raster scanning, but is not limited to raster scanning, and a method of scanning a circle while gradually increasing the radius from the center point, or a method of scanning radially from the center point Etc.
  • the scanning unit 6 is optically connected to the tomographic imaging unit 2 that captures a tomographic image of the fundus oculi Er via the connector 7 and the connection line 8.
  • the tomographic imaging unit 2 is a well-known one that operates, for example, in the Fourier domain method (spectral domain method), and its detailed configuration is shown in FIG. 2, with a wavelength of 700 nm to 1100 nm, about several ⁇ m to several tens ⁇ m.
  • a low-coherence light source 20 that emits light of a temporal coherence length.
  • the low coherence light L0 generated by the low coherence light source 20 is guided to the optical coupler 22 by the optical fiber 22a, and is divided into the reference light LR and the signal light LS.
  • the reference light LR passes through the optical fiber 22b, the collimator lens 23, the glass block 24, and the density filter 25, and reaches the reference mirror 26 that can move in the optical axis direction for adjusting the optical path length.
  • the glass block 24 and the density filter 25 function as delay means for matching the optical path length (optical distance) of the reference light LR and the signal light LS, and as means for matching the dispersion characteristics of the reference light LR and the signal light LS. .
  • the signal light LS is guided to the scanning unit 6 through the connector 7 of FIG. 1 by the optical fiber inserted through the connection line 8 through the optical fiber 22c, reaches the fundus Er via the objective lens 10, and reaches the fundus Are scanned in the x and y directions.
  • the signal light LS that has reached the fundus oculi is reflected by the fundus oculi Er and returns to the optical coupler 22 by following the above path in reverse.
  • the reference light LR reflected by the reference mirror 26 and the signal light LS reflected by the fundus Er are superposed by the optical coupler 22 to become interference light LC.
  • the interference light LC is guided to the OCT signal detection device 21 by the optical fiber 22d.
  • the interference light LC is converted into a parallel light beam by the collimator lens 21a in the OCT signal detection device 21, and then is incident on the diffraction grating 21b and dispersed, and is imaged on the CCD 21d by the imaging lens 21c.
  • the OCT signal detection device 21 generates an OCT signal indicating information in the depth direction (z direction) of the fundus oculi based on the dispersed interference light.
  • a focus optical system (diopter correction lens unit) 27 provided in the scanning unit 6 includes focus lenses 27a and 27b (FIG. 3), and the focus lens 27b is movable in the direction of the optical axis, and is capable of viewing the eye to be examined.
  • the optical system of the tomographic imaging unit 2 is focused on the fundus according to the degree.
  • the second focus adjustment mechanism 29 is interlocked with the first focus adjustment mechanism 28, and when the examiner rotates the focus knob 28a provided in the first focus adjustment mechanism 28, the second focus adjustment mechanism 29 is focused on the fundus.
  • FIG. 3 shows a specific configuration of the focus optical system 27 together with other optical systems.
  • the signal light LS that has passed through the lenses 27 a and 27 b of the focus optical system 27 is scanned in the y-axis direction by the galvanometer 11 of the scanning unit 6, passes through the objective lens 10, and passes from the pupil Ep of the eye E to the fundus Er. Is incident on.
  • the one shown in the upper part is an example of an eye E having a standard diopter, and the axial length of the eye to be examined is indicated by X1.
  • the figure shown below is an example of an eye E 'to be examined with a myopic eye, and the eye axis length of the eye E' to be examined is indicated by X2 longer than X1.
  • diopter information of the fundus focus optical system 5 is transmitted to the second focus adjustment mechanism, the focus lens 27b is moved along the optical axis by a stepping motor (not shown), and as shown in the lower part of FIG. You can focus on the fundus Er of '.
  • the three-dimensional tomographic image measuring apparatus is provided with an image processing device 3 constituted by, for example, a microcomputer built in the fundus front image capturing unit 1 or a personal computer connected to the fundus front image capturing unit 1.
  • the image processing apparatus 3 is provided with a control calculation unit 30 composed of a CPU, a RAM, a ROM, and the like.
  • the control calculation unit 30 executes an image processing program and a volume measurement program, thereby performing overall image processing and volume measurement. Control processing.
  • the control calculation unit 30 is connected to the fundus front image capturing unit 1 and outputs an instruction necessary for capturing the fundus or its tomographic image.
  • it receives information necessary for the photographing from the fundus front image photographing unit 1, and controls the photographing process of the fundus and its tomographic image, the image processing process, and the volume measuring process.
  • the display unit 31 is configured by, for example, a display device such as an LCD, and displays an image generated or processed by the image processing device 3 and accompanying information such as information on the subject.
  • the input unit 32 includes, for example, a mouse, a keyboard, an operation panel, and the like, and is used by an operator to give an instruction to the image processing apparatus 3 and the like.
  • the image processing apparatus 3 is provided with a tomographic image forming unit 41.
  • the tomographic image forming unit 41 is realized by a dedicated electronic circuit that executes a known analysis method such as a Fourier domain method (spectral domain method), or an image processing program that is executed by the above-described CPU.
  • a tomographic image of the fundus oculi Er is formed based on the detected OCT signal.
  • the tomographic image formed by the tomographic image forming unit 41 is stored in a storage unit 42 configured by, for example, a semiconductor memory or a hard disk device.
  • the storage unit 42 further stores the above-described image processing program, volume measurement program, and the like.
  • the image processing unit 50 includes a stereoscopic tomographic image forming unit 51 and a contour determining unit 52.
  • the stereoscopic tomographic image forming unit 51 has a plurality of two-dimensional tomographic images (B-scan images) obtained by scanning the fundus Er. A three-dimensional three-dimensional tomographic image is formed.
  • the contour determining means 52 determines the contour of a predetermined part such as a lesion in the tomographic image for each tomographic image constituting the stereoscopic tomographic image.
  • the contour can be determined, for example, by the user specifying the contour with the mouse of the input unit 32, or can be determined using software for automatically extracting the contour.
  • the image correction coefficient output means 53 is composed of a table or a two-dimensional map storing the relationship between the position of the focus optical system at the time of focusing and the size of the fundus image, and an image correction coefficient corresponding to the optical axis position of the focus lens 27b. Is output. This correction coefficient is obtained as follows.
  • the diopter information is transmitted to the second focus adjustment mechanism 29, and a stepping motor (not shown) performs FIG. 7, the optical axis position of the focus lens 27b of the focus optical system 27 changes, whereby the measurement length L at the fundus in the y-axis direction at the time of focusing determined by the scanning range of the galvanometer mirror 11 is obtained. And the area of the fundus image changes.
  • the measurement length of the eye E to be examined with standard diopter is L
  • the measurement length of the eye to be examined E ′ different from the standard diopter is L ′
  • L / L ′ is calculated as the volume of the measurement site of the stereoscopic tomographic image.
  • the table can be created by experiment or simulation, and when it is obtained by experiment, the diopter and axial length values of a large number of eyes to be examined are measured, and an approximate expression of the distribution is obtained. Since the measurement length at the time of focusing is calculated by tan based on the axial length and the deflection angle of the galvanometer mirror, an expression showing the relationship between the focus knob position and the measurement length is obtained, and the focus knob position R at the time of focusing Then, the ratio of the standard diopter to the measurement length L at that time, that is, the relationship of the correction coefficient ⁇ is obtained as a table.
  • the axial length at each diopter is calculated on the model eye, and thereafter the relationship between the focus knob position R at the time of focusing and the correction coefficient ⁇ is obtained as a table by the same operation as described above.
  • the table obtained in this way is stored in the form of a two-dimensional map as shown in FIG.
  • the volume calculating means 30a calculates the volume of the predetermined part by correcting and integrating each area of the predetermined part determined by the contour determined by the contour determining part 51 with a correction coefficient corresponding to the diopter of the eye to be examined.
  • step S1 After the alignment and focus adjustment of the fundus front imaging unit 1 is completed (step S1), the low-coherence light source 20 of the tomographic imaging unit 2 is turned on, and the signal light from the tomographic imaging unit 2 is scanned by the scanning unit 6. , Y direction and raster scan of the fundus Er (step S2). This state is illustrated in FIG. 5, and the region indicated by the alternate long and short dash line where the macular portion of the retina is present is n main scanning lines y1, y2,. A raster scan is performed.
  • the signal light LS reflected by the fundus Er is superimposed on the reference light LR reflected by the reference mirror 26 in the tomographic imaging unit 2.
  • interference light LC is generated, and an OCT signal is generated from the OCT signal detector 21.
  • the image correction coefficient output means 53 When the optical system of the scanning unit 6 is accurately focused on the fundus, the image correction coefficient output means 53 outputs the correction coefficient ⁇ corresponding to the focus knob position R (step S3).
  • the focus knob position at the time of focusing is R2
  • the image correction coefficient output means 53 has a correction coefficient ⁇ 2 smaller than 1. Is output.
  • a tomographic image is taken (step S4), and a tomographic image forming unit 41 is obtained.
  • a tomographic image of the fundus oculi Er is formed based on the OCT signal (step S5), and the formed tomographic image is stored in the storage unit.
  • the contour determining means 52 has the tomographic images B1, B2, B3, B4. . . . .
  • the outline of the predetermined part M such as a lesioned part in the tomographic image is determined every time.
  • FIG. 6b shows predetermined portions M1, M2, M3, and M4 of the tomographic images B1, B2, B3, and B4 determined or extracted in this manner.
  • the volume calculation means 30a provided in the control calculation unit 30 calculates the area of each part surrounded by the contour line by summing the number of pixels (step S8). Then, the area of each part is multiplied by the correction coefficient obtained by the image correction coefficient output means 53 and integrated to calculate the volume of the predetermined part M (step S9). The volume is calculated by multiplying the area of each part by multiplying the correction coefficient and not adding the corrected areas. You may make it obtain
  • the correction coefficient ⁇ 1 in the case of the eye E with standard diopter, the same result as without correction is obtained, but in the case of the eye E ′ for myopia, the correction coefficient is smaller than 1.
  • the area of each part becomes a small value, and the volume of the part M, which is an integrated value of the area of each part, becomes small, and the volume value changed for diopter correction can be corrected.
  • the volume of a measurement site such as a lesion is corrected using a correction coefficient for correcting an image enlarged or reduced by focus adjustment according to the diopter of the eye to be examined to an image without enlargement or reduction. Therefore, even if the subject's eyes have different diopters, the effect of diopter correction is eliminated, and the subject's eyes having different diopters can be quantitatively compared.

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Abstract

　眼底をスキャンすることにより得られる複数の２次元の断層画像からなる立体断層画像Ｂを形成する。各断層画像毎に断層画像内の所定部位Ｍ１、Ｍ２、Ｍ３、Ｍ４の輪郭を決定し、その決定された輪郭で定まる所定部位の各面積あるいはその積算値を被検眼の視度に応じた画像補正係数で補正して所定部位の容積を演算する。異なる視度の被検眼であっても、視度補正の影響が排除され、異なる視度の被検眼同士の定量的な比較が可能となる。

Description

立体断層像の容積計測装置、容積計測方法及び容積計測プログラム
　本発明は、光干渉断層計により得られた眼底の複数枚の断層像から構成される立体断層像の所定部位の容積を計測する立体断層像の容積計測装置、容積計測方法及び容積計測プログラムに関する。
　光干渉断層計（Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ　以下、ＯＣＴ）の原理を用いて眼底の断層像を撮影する断層像撮影装置が実用化されている。
　眼底に病変部がある患者の治療過程において、薬効を評価するために当該病変部の容積を定期的に測定する必要がある。断層画像を用いて病変部の容積を測定するには、眼底をスキャンして得られた複数枚のＢスキャン画像（断層画像）から立体断層像を構成し、Ｂスキャン画像のそれぞれの病変部の輪郭を手動で設定して当該病変部の面積を画素数で算出する。そして、算出した各Ｂスキャン画像毎の病変部面積の画素数を積算し、それに一画素あたりの実際の面積を乗算することにより病変部の容積を求めることができる。
　ところが一画素あたりの実際の面積は被検者によって変化する。それは、被検者によって眼軸長が異なるにもかかわらず、スキャン幅（画角）が同じであるとすると、取得される画像領域が変わるからである。例えば、近視眼の被検者の場合には標準視度の被検眼よりも眼軸長が長くなるので、スキャンによって得られる眼底画像は広範囲になるため、一画素あたりの実際の面積は標準視度の被検眼のそれよりも大きくなる。
　特許文献１には、被検者眼の眼底上で光を走査しその反射光を受光して眼底画像を得る手法が開示されている。上述したように、近視眼で眼軸長の長い被検眼の場合、走査画角が標準視度の被検眼と同じであると眼底を広い範囲で走査することになるので、そのままでは得られる眼底画像が拡大して標準視度の被検眼のそれよりも広い面積のものとなる。このような構成では、同一被検者の経時的変化を定性的に評価する検査では問題にならないものの、他人との定量的な比較ができなくなる。従って、特許文献１では、被検眼の眼軸長の情報を取得し、該情報に基づいて眼底画像が標準視度の被検眼のそれとほぼ同じになるように走査角度を調整し、眼軸長が長い近視眼の場合には、走査の範囲が狭くなるような制御を行っている。
特開２０１２－１１１４２号公報
　眼底をスキャンして得られた複数枚の断層画像から立体断層像を構成し病変部の容積を求める場合にも、病変部のような測定対象物が同じ容積であっても、被検眼の眼軸長が異なると、異なる容積が測定されてしまい、定量的な評価が困難になる、という問題がある。
　特許文献１の構成では、被検眼の眼軸長の情報に基づいて走査角度を補正し、眼底画像の定量的な評価を行うことで、他人との定量的な比較ができるようになっている。しかし、特許文献１のように、走査角度を補正する構成では、スキャン機構を制御することになるので、複雑な制御が必要となる、という問題がある。
　本発明は、このような問題点を解決するためになされたもので、複雑な制御を必要とすることなく、立体断層像の所定部位の容積を正確に計測することが可能な立体断層像の容積計測装置、容積計測方法及び容積計測プログラムを提供することを課題とする。
　本発明は、
　被検眼眼底の断層像を撮影する断層画像撮影ユニットを備え、眼底をスキャンして得られる複数枚の断層像からなる立体断層像の所定部位の容積を測定するための立体断層像の容積計測に関するもので、
　前記断層画像撮影ユニットを被検眼の視度に応じて眼底に合焦させること、
　合焦時のフォーカス光学系の位置と眼底画像の大きさの関係から得られる被検眼の視度に応じた画像補正係数を出力すること、
　前記スキャン毎に断層画像撮影ユニットから出力される信号を処理して断層画像を形成すること、
　前記断層画像形成部で形成された各断層画像毎に断層画像内の所定部位の輪郭を決定すること、
　前記決定された輪郭で定まる所定部位の各面積あるいはその積算値を被検眼の視度に応じた前記画像補正係数で補正して所定部位の容積を演算すること、
　を特徴とする。
　本発明では、合焦時のフォーカス光学系の位置と眼底画像の大きさの関係から得られる被検眼の視度に応じた画像補正係数を用いて所定部位の容積を補正するようにしているので、異なる視度の被検眼であっても、視度補正の影響が排除されるとともに、所定部位の容積をより精度良く計測することができ、異なる視度の被検眼同士の定量的な比較が可能となる。
本発明の立体断層像の容積を計測する全体の構成を示した構成図である。 断層画像撮影ユニットの詳細な構成を示した光学図である。 被検眼の視度に応じて眼底画像の大きさが変化する状態を示した説明図である。 立体断層像の容積を計測する流れを示したフローチャートである。 眼底をラスタースキャンする状態を示した説明図である。 立体断層像の容積を求める部位を示した説明図である。 各断層画像で抽出された所定部位を示す説明図である。 断層画像撮影ユニットの光学系を眼底に合焦させるための走査ユニットのフォーカスレンズの移動量を示した説明図である。 フォーカスノブ位置と画像補正係数の関係を示したグラフ図である。
　以下、図面に示す実施例に基づいて本発明を詳細に説明する。
　図１は、被検眼眼底の立体断層像の所定部位の容積を計測するための容積計測装置全体を示すブロック図である。符号１で示すものは、被検眼Ｅの眼底（網膜）Ｅｒを観察及び撮像する眼底正面画像撮影ユニット（眼底カメラ）１であり、照明光学系４、眼底フォーカス光学系５、２次元ＣＣＤ、ＣＭＯＳで構成された撮像装置１００、第１のフォーカス調整機構２８を備えている。
　照明光学系４は、ハロゲンランプ等の観察光源とキセノンランプ等の撮影光源を備え、これらの光源からの光は照明光学系４、対物レンズ１０を介して眼底Ｅｒに導かれて眼底Ｅｒを照明する。眼底フォーカス光学系５は、撮影レンズ、合焦レンズなどの光学系を備え、眼底Ｅｒにより反射された撮影光を撮影光路に沿って撮像装置１００に導き、眼底Ｅｒを撮影する。合焦レンズは、第１のフォーカス調整機構２８に配置されたフォーカスノブ２８ａを手動で操作することで被検眼の視度に合うように位置が調整され、フォーカスノブ２８ａの内部に配置されたエンコーダー（不図示）によってその位置情報（視度情報）を出力する。
　走査ユニット６は、断層画像撮影ユニット（光干渉断層計）２の低コヒーレンス光源２０からの光を図１のｘ方向及びｙ方向にラスタースキャンするための公知のガルバノミラー１１、フォーカス光学系（視度補正レンズユニット）２７、第２のフォーカス調整機構２９などを備えている。
　本実施例における眼底のスキャン方法はラスタースキャンを用いるが、ラスタースキャンに限らず、中心点から漸次的に半径を大きくしながら円を描くようにスキャンする方法や、中心点から放射状にスキャンする方法などでも良い。
　走査ユニット６は、コネクタ７及び接続線８を介して眼底Ｅｒの断層像を撮像する断層画像撮影ユニット２と光学的に接続されている。
　断層画像撮影ユニット２は、例えばフーリエドメイン方式（スペクトラルドメイン法）で動作する公知のもので、図２にその詳細な構成が図示されており、波長が７００ｎｍ～１１００ｎｍで数μｍ～数十μｍ程度の時間的コヒーレンス長の光を発光する低コヒーレンス光源２０を有する。
　低コヒーレンス光源２０で発生した低コヒーレンス光Ｌ０は、光ファイバ２２ａにより光カプラ２２に導かれ、参照光ＬＲと信号光ＬＳに分割される。参照光ＬＲは、光ファイバ２２ｂ、コリメータレンズ２３、ガラスブロック２４、濃度フィルタ２５を経て光路長を合わせるための光軸方向に移動可能な参照ミラー２６に到達する。ガラスブロック２４、濃度フィルタ２５は、参照光ＬＲと信号光ＬＳの光路長（光学距離）を合わせるための遅延手段として、また参照光ＬＲと信号光ＬＳの分散特性を合わせるための手段として機能する。
　信号光ＬＳは、光ファイバ２２ｃを経て、接続線８に挿通された光ファイバにより図１のコネクタ７を介して走査ユニット６に導かれ、対物レンズ１０を経由して眼底Ｅｒに到達し、眼底をｘ、ｙ方向に走査する。眼底Ｅｒに到達した信号光ＬＳは、眼底Ｅｒで反射し、上記の経路を逆にたどって光カプラ２２に戻ってくる。
　参照ミラー２６で反射した参照光ＬＲと眼底Ｅｒで反射した信号光ＬＳは、光カプラ２２により重畳され干渉光ＬＣとなる。干渉光ＬＣは、光ファイバ２２ｄによりＯＣＴ信号検出装置２１に導かれる。干渉光ＬＣはＯＣＴ信号検出装置２１内でコリメータレンズ２１ａで平行な光束とされたのち、回折格子２１ｂに入射し分光され、結像レンズ２１ｃによりＣＣＤ２１ｄに結像される。ＯＣＴ信号検出装置２１は、分光された干渉光により眼底の深度方向（ｚ方向）の情報を示すＯＣＴ信号を発生する。
　走査ユニット６に設けられたフォーカス光学系（視度補正レンズユニット）２７はフォーカスレンズ２７ａ、２７ｂ（図３）を備え、その内フォーカスレンズ２７ｂは、光軸方向に移動可能で、被検眼の視度に応じて断層画像撮影ユニット２の光学系を眼底に合焦させる。第２のフォーカス調整機構２９は第１のフォーカス調整機構２８と連動しており、第１のフォーカス調整機構２８に設けられたフォーカスノブ２８ａを検者が回転することで眼底に合焦したときの眼底フォーカス光学系５の合焦レンズの視度情報を得ることで、不図示のステッピングモーターを制御して自動的に眼底に合焦するようフォーカスレンズ２７ｂを移動する機構を有する。
　図３には、フォーカス光学系２７の具体的な構成が、他の光学系とともに図示されている。同図において、フォーカス光学系２７のレンズ２７ａ、２７ｂを通過した信号光ＬＳは、走査ユニット６のガルバノメーター１１でｙ軸方向に走査され、対物レンズ１０を経て被検眼Ｅの瞳Ｅｐから眼底Ｅｒに入射する。
　図３において、上方に図示したものは、標準視度を有する被検眼Ｅの例で、被検眼の眼軸長がＸ１で示されている。下方に図示したものは、近視眼の被検眼Ｅ’の例で、被検眼Ｅ’の眼軸長はＸ１より長くＸ２で示されている。被検眼Ｅに対してピントが合っている場合には、近視眼の被検眼Ｅ’に対しては合焦位置がずれるので、検者はフォーカスノブ２８ａを操作して眼底フォーカス光学系５を調整し、ピント合わせを行う。すると眼底フォーカス光学系５の視度情報が第２のフォーカス調整機構に伝わり、不図示のステッピングモーターによってフォーカスレンズ２７ｂを光軸に沿って移動させ、図３下方に図示したように、被検眼Ｅ’の眼底Ｅｒにピントを合わせることができる。
　立体断層像計測装置には、例えば、眼底正面画像撮影ユニット１に内蔵されたマイクロコンピュータ、あるいは眼底正面画像撮影ユニット１と接続されたパーソナルコンピュータ等によって構成される画像処理装置３が設けられる。画像処理装置３には、ＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭなどで構成された制御演算部３０が設けられ、制御演算部３０は画像処理プログラム、容積計測プログラムを実行することにより、全体の画像処理並びに容積計測処理を制御する。また、画像処理装置３が眼底正面画像撮影ユニット１の外部に設けられる場合には、制御演算部３０は眼底正面画像撮影ユニット１に接続され、眼底あるいはその断層像の撮影に必要な指示を出力し、また眼底正面画像撮影ユニット１から当該撮影に必要な情報を受けて眼底並びにその断層像の撮影工程、画像処理工程、並びに容積計測工程を制御する。
　表示部３１は、例えば、ＬＣＤなどのディスプレイ装置によって構成され、画像処理装置３で生成あるいは処理された画像や、被検者に関する情報などの付随する情報などが表示される。
　入力部３２は、例えば、マウスやキーボード、操作パネル等を有し、操作者が画像処理装置３などに指示を与えるために用いられる。
　また、画像処理装置３には、断層画像形成部４１が設けられる。断層画像形成部４１は、フーリエドメイン法（スペクトラルドメイン法）などの公知の解析方法を実行する専用の電子回路、または、前述のＣＰＵが実行する画像処理プログラムにより実現され、ＯＣＴ信号検出装置２１が検出したＯＣＴ信号に基づいて、眼底Ｅｒの断層画像を形成する。断層画像形成部４１で形成された断層画像は、例えば半導体メモリ、ハードディスク装置等により構成された記憶部４２に格納される。記憶部４２は、さらに上述した画像処理プログラム、容積計測プログラムなども格納する。
　画像処理部５０は、立体断層画像形成手段５１、輪郭決定手段５２を有し、立体断層画像形成手段５１は、眼底Ｅｒをスキャンして得られる複数枚の２次元の断層画像（Ｂスキャン画像）から３次元の立体断層画像を形成する。輪郭決定手段５２は、立体断層画像を構成する各断層画像毎に断層画像内の病変部などの所定部位の輪郭を決定する。輪郭は、例えば、ユーザーが入力部３２のマウスなどで輪郭を指定することにより決定することができ、あるいは輪郭を自動抽出するソフトウェアを用いて決定することもできる。
　画像補正係数出力手段５３は、合焦時のフォーカス光学系の位置と眼底画像の大きさの関係を格納したテーブルあるいは２次元マップから構成され、フォーカスレンズ２７ｂの光軸位置に対応する画像補正係数を出力する。この補正係数は、以下のようにして求められる。
　被検眼の視度に応じて合焦させるために第１のフォーカス調整機構２８のフォーカスノブ２８ａを回転すると、視度情報が第２のフォーカス調整機構２９に伝わり、不図示のステッピングモーターによって図３、図７に示したように、フォーカス光学系２７のフォーカスレンズ２７ｂの光軸位置が変化し、それによりガルバノミラー１１の走査範囲で定まる合焦時のｙ軸方向の眼底での測定長さＬや眼底画像の面積が変化する。そこで、標準視度の被検眼Ｅの測定長さをＬ、標準視度と異なる被検眼Ｅ’の測定長さをＬ’として、Ｌ／Ｌ’を立体断層画像の測定部位の容積を演算するときの補正係数γとして求め、また合焦時のフォーカスノブ２８ａの位置（回転角度＝視度情報）Ｒを合焦時のフォーカス光学系２７の位置として求め、フォーカスノブ位置Ｒと補正係数γの関係をテーブルの形で作成する。
　テーブルは実験もしくはシミュレーションにより作成することができ、実験で求める場合は、多数の被検眼の視度と眼軸長の値を測定し、その分布の近似式を求める。合焦時の測定長さは眼軸長とガルバノミラーの振れ角度によりｔａｎで計算されるので、フォーカスノブ位置と測定長さの関係を示す式が得られ、合焦時のフォーカスノブ位置Ｒと、その時の標準視度の測定長さＬとの比、つまり補正係数γの関係をテーブルとして求める。
　シミュレーションで求める場合は、模型眼上でそれぞれの視度における眼軸長を算出し、その後は上記と同様の作業で、合焦時のフォーカスノブ位置Ｒと補正係数γの関係をテーブルとして求める。
　このようにして求められたテーブルを図８で示したように２次元マップの形で格納して画像補正係数出力手段５３とする。
　容積演算手段３０ａは、輪郭決定手段５１で決定された輪郭で定まる所定部位の各面積を、被検眼の視度に応じた補正係数で補正して積算し所定部位の容積を演算する。
　次に、立体断層画像の所定部位の容積を計測する流れを、図４に示すフローチャートを参照して説明する。この計測処理は、制御演算部３０が記憶部４２に格納された容積計測プログラムを読み出して実行することにより行われる。
　眼底正面画像撮影ユニット１のアライメントとフォーカス調整が終わったあと（ステップＳ１）、断層画像撮影ユニット２の低コヒーレンス光源２０をオンにして、断層画像撮影ユニット２からの信号光を走査ユニット６でｘ，ｙ方向に掃引し、眼底Ｅｒをラスタースキャンする（ステップＳ２）。この状態が図５に図示されており、網膜の黄斑部が存在する一点鎖線で示した領域が、ｘ軸と平行な方向に、それぞれｎ本の主走査線ｙ１、ｙ２、・・・、ｙｎでラスタースキャンされる。
　眼底Ｅｒで反射された信号光ＬＳは、断層画像撮影ユニット２で参照ミラー２６で反射された参照光ＬＲと重畳される。それにより干渉光ＬＣが発生し、ＯＣＴ信号検出装置２１からＯＣＴ信号が発生する。
　走査ユニット６の光学系が正確に眼底に合焦したら、画像補正係数出力手段５３からフォーカスノブ位置Ｒに対応する補正係数γを出力させる（ステップＳ３）。眼軸長がＸ１の標準視度の被検眼Ｅの場合には、図３、図７に示したように、フォーカスノブ位置はＲ１であり、画像補正係数出力手段５３は、図８に示したように、補正係数γ１＝１を出力する。これに対して、眼軸長がＸ１より長いＸ２の近視眼の被検眼Ｅ’の場合には、合焦時のフォーカスノブ位置はＲ２となり、画像補正係数出力手段５３は、１より小さな補正係数γ２を出力する。
　このように、被検眼の視度に応じてフォーカス調整が行われ、走査ユニット６の光学系が正確に眼底に合焦したら、断層像の撮影が行われ（ステップＳ４）、断層画像形成部４１でＯＣＴ信号に基づいて眼底Ｅｒの断層画像が形成され（ステップＳ５）、形成された断層画像は記憶部４２に格納される。
　立体断層画像形成手段５１は、図６ａに示したように、各主走査線ｙｉ（ｉ＝１～ｎ）でラスタースキャンすることにより得られる眼底Ｅｒのｘｚ断層画像（Ｂ－スキャン画像）Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３、Ｂ４．．．．．から眼底の立体断層画像Ｂを形成する（ステップＳ６）。
　輪郭決定手段５２は各断層画像Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３、Ｂ４．．．．．毎に断層画像内の病変部などの所定部位Ｍの輪郭を決定する。断層画像Ｂｉ（ｉ＝１～ｎ）の所定部位Ｍｉ（ｉ＝１～ｎ）は、ユーザーが各部位Ｍｉの輪郭を入力部３２のマウス、入力ペンなどで指定することにより決定する（ステップＳ７）。あるいは各部位Ｍｉの輪郭は輪郭を自動抽出するソフトウェアを用いて決定することもできる。図６ｂには、このようにして決定ないし抽出された断層画像Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３、Ｂ４の所定部位Ｍ１、Ｍ２、Ｍ３，Ｍ４が図示されている。
　このように各部位の輪郭が求められたら、制御演算部３０に設けられた容積演算手段３０ａは、輪郭線で囲まれた各部位の面積を、画素数を合計することにより演算し（ステップＳ８）、続いて各部位の面積を画像補正係数出力手段５３で得られた補正係数で掛け算して積算し、所定部位Ｍの容積を演算する（ステップＳ９）。この容積の演算は、各部位の面積毎に補正係数を掛け算して補正し、補正された各部位の面積を積算するのではなく、最初に各部位の面積を積算し、積算された面積に補正係数を掛け算して求めるようにしてもよい。
　例えば、標準視度の被検眼Ｅの場合には、補正係数γ＝１であるので、補正なしと同じ結果になるが、近視眼の被検眼Ｅ’の場合には、補正係数が１より小さいので、各部位の面積は小さい値となり、各部位の面積の積算値である部位Ｍの容積も小さくなり、視度補正のために変化した容積値を補正することが可能になる。
　本発明では、被検眼の視度に応じたフォーカス調整により拡大ないし縮小した画像を、拡大ないし縮小のない画像に補正する補正係数を用いて病変部などの測定部位の容積を補正するようにしているので、異なる視度の被検眼であっても、視度補正の影響が排除され、異なる視度の被検眼同士の定量的な比較が可能となる。
　１　眼底正面画像撮影ユニット
　２　断層画像撮影ユニット
　３　画像処理装置
　４　照明光学系
　５　眼底フォーカス光学系
　６　走査ユニット
　２０　低コヒーレンス光源
　２１　ＯＣＴ信号検出装置
　２８　第１のフォーカス調整機構
　２８ａ　フォーカスノブ
　２９　第２のフォーカス調整機構
　３０　制御演算部
　３０ａ　容積演算手段
　３１　表示部
　３２　入力部
　４１　断層画像形成部
　４２　記憶部
　５１　立体断層画像形成手段
　５２　輪郭決定手段
　５３　画像補正係数出力手段

Claims (6)

  1. 　被検眼眼底の断層像を撮影する断層画像撮影ユニットを備え、眼底をスキャンして得られる複数枚の断層像からなる立体断層像の所定部位の容積を測定するための立体断層像の容積計測装置であって、
    　前記断層画像撮影ユニットを被検眼の視度に応じて眼底に合焦させるフォーカス光学系と、
    　合焦時のフォーカス光学系の位置と眼底画像の大きさの関係から得られる被検眼の視度に応じた画像補正係数を出力する出力手段と、
    　前記スキャン毎に断層画像撮影ユニットから出力される信号を処理して断層画像を形成する断層画像形成部と、
    　前記断層画像形成部で形成された各断層画像毎に断層画像内の所定部位の輪郭を決定する輪郭決定手段と、
    　前記決定された輪郭で定まる所定部位の各面積あるいはその積算値を被検眼の視度に応じた前記画像補正係数で補正して所定部位の容積を演算する演算手段と、
    　を備えたことを特徴とする立体断層像の容積計測装置。
  2. 　前記画像補正係数は、実験もしくはシミュレーションにより求められる被検眼の視度と眼軸長の値の関係に基づき合焦時のフォーカス位置情報と眼底画像の拡大率から求められることを特徴とする請求項１に記載の立体断層像の容積計測装置。
  3. 　前記所定部位の輪郭は、ユーザーが輪郭を指定することにより決定されることを特徴とする請求項１又は２に記載の立体断層像の容積計測装置。
  4. 　前記所定部位の輪郭は、輪郭を自動抽出するソフトウェアを用いて決定されることを特徴とする請求項１又は２に記載の立体断層像の容積計測装置。
  5. 　被検眼眼底の断層像を撮影する断層画像撮影ユニットを備え、眼底をスキャンして得られる複数枚の断層像からなる立体断層像の所定部位の容積を測定するための立体断層像の容積計測方法であって、
    　前記断層画像撮影ユニットを被検眼の視度に応じて眼底に合焦させる工程と、
    　合焦時のフォーカス光学系の位置と眼底画像の大きさの関係から得られる被検眼の視度に応じた画像補正係数を出力する工程と、
    　前記スキャン毎に断層画像撮影ユニットから出力される信号を処理して断層画像を形成する工程と、
    　前記断層画像形成部で形成された断層画像毎に断層画像内の所定部位の輪郭を決定する工程と、
    　前記決定された輪郭で定まる所定部位の各面積あるいはその積算値を被検眼の視度に応じた前記画像補正係数で補正して所定部位の容積を演算する工程と、
    　を備えたことを特徴とする立体断層像の容積計測方法。
  6. 　請求項５に記載の容積計測方法をコンピュータに実行させることを特徴とする立体断層像の容積計測プログラム。
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