JP2007181631A - Fundus observation device - Google Patents

Abstract

Translated fromJapanese

【課題】眼底の表面画像と断層画像の双方を同時に取得できる眼底観察装置を提供する。
【解決手段】眼底観察装置１は、眼底カメラユニット１ＡとＯＣＴユニット１５０と演算制御装置２００を有する。眼底カメラユニット１Ａは、照明光学系１００、撮影光学系１２０を有する。演算制御装置２００は、眼底カメラユニット１Ａからの信号に基づいて眼底Ｅｆの表面画像を形成する。ＯＣＴユニット１５０は、低コヒーレンス光Ｌ０を信号光ＬＳと参照光ＬＲに分割し、眼底Ｅｆを経由した信号光ＬＳと参照ミラー１７４を経由した参照光ＬＲとから得られる干渉光ＬＣを検出する。演算制御装置２００は、この検出結果に基づいて眼底Ｅｆの断層画像を形成する。ダイクロイックミラー１３４は、眼底Ｅｆに向かう信号光ＬＳの光路を撮影光学系１２０の撮影光路に合成し、眼底Ｅｆを経由した信号光ＬＳの光路を撮影光路から分離する。
【選択図】図１A fundus oculi observation device capable of simultaneously obtaining both a surface image and a tomographic image of the fundus oculi is provided.
A fundus oculi observation device 1 includes a fundus camera unit 1A, an OCT unit 150, and an arithmetic control device 200. The fundus camera unit 1A includes an illumination optical system 100 and a photographing optical system 120. The arithmetic and control unit 200 forms a surface image of the fundus oculi Ef based on a signal from the fundus camera unit 1A. The OCT unit 150 divides the low-coherence light L0 into the signal light LS and the reference light LR, and detects the interference light LC obtained from the signal light LS passing through the fundus oculi Ef and the reference light LR passing through the reference mirror 174. The arithmetic and control unit 200 forms a tomographic image of the fundus oculi Ef based on the detection result. The dichroic mirror 134 combines the optical path of the signal light LS toward the fundus oculi Ef with the imaging optical path of the imaging optical system 120, and separates the optical path of the signal light LS via the fundus oculi Ef from the imaging optical path.
[Selection] Figure 1

Description

Translated fromJapanese

本発明は、被検眼の眼底を観察するために用いられる眼底観察装置に関する。  The present invention relates to a fundus oculi observation device used for observing the fundus oculi of a subject eye.

眼底観察装置としては、従来から眼底カメラが広く用いられている。図８は、従来の一般的な眼底カメラの外観構成の一例を表し、図９は、眼底カメラに内蔵される光学系の構成の一例を表している（たとえば特許文献１参照。）。なお、「観察」とは、眼底の撮影画像を観察する場合を少なくとも含むものとする（その他、肉眼による眼底観察を含んでもよい。）。  Conventionally, fundus cameras have been widely used as fundus oculi observation devices. FIG. 8 shows an example of the external configuration of a conventional general fundus camera, and FIG. 9 shows an example of the configuration of an optical system built in the fundus camera (see, for example, Patent Document 1). Note that “observation” includes at least a case where a photographed image of the fundus is observed (others may include fundus observation with the naked eye).

まず、図８を参照しつつ、従来の眼底カメラ１０００の外観構成について説明する。この眼底カメラ１０００は、ベース２上に前後左右方向（水平方向）にスライド可能に搭載された架台３を備えている。この架台３には、検者が各種操作を行うための操作パネル３ａとジョイスティック４が設置されている。  First, the external configuration of aconventional fundus camera 1000 will be described with reference to FIG. Thefundus camera 1000 includes agantry 3 mounted on abase 2 so as to be slidable in the front-rear and left-right directions (horizontal direction). Thegantry 3 is provided with anoperation panel 3a and ajoystick 4 for the examiner to perform various operations.

検者は、ジョイスティック４を操作することによって、架台３をベース２上において３次元的に移動させることができる。ジョイスティック４の頂部には、眼底を撮影するときに押下される操作ボタン４ａが配置されている。  The examiner can move thegantry 3 three-dimensionally on thebase 2 by operating thejoystick 4. On the top of thejoystick 4, anoperation button 4a that is pressed when photographing the fundus is disposed.

ベース２上には支柱５が立設されている。この支柱５には、被検者の顎部を載置するための顎受け６と、被検眼Ｅを固視させるための光を発する外部固視灯７とが設けられている。  Asupport column 5 is erected on thebase 2. Thecolumn 5 is provided with a chin rest 6 for mounting the subject's jaw and anexternal fixation lamp 7 for emitting light for fixing the eye E.

架台３上には、眼底カメラ１０００の各種の光学系や制御系を格納する本体部８が搭載されている。なお、制御系は、ベース２や架台３の内部等に設けられていることもあるし、眼底カメラ１０００に接続されたコンピュータ等の外部装置に設けられていることもある。  On thegantry 3, amain body 8 that stores various optical systems and control systems of thefundus camera 1000 is mounted. The control system may be provided inside thebase 2 or thegantry 3 or may be provided in an external device such as a computer connected to thefundus camera 1000.

本体部８の被検眼Ｅ側（図８の紙面左方向）には、被検眼Ｅに対峙して配置される対物レンズ部８ａが設けられている。また、本体部８の検者側（図８の紙面右方向）には、被検眼Ｅの眼底を肉眼観察するための接眼レンズ部８ｂが設けられている。  On the eye E side of the main body 8 (the left direction in FIG. 8), anobjective lens unit 8a is provided so as to face the eye E. Further, aneyepiece 8b for observing the fundus of the eye E to be examined with the naked eye is provided on the examiner side of the main body 8 (the right direction in FIG. 8).

更に、本体部８には、被検眼Ｅの眼底の静止画像を撮影するためのスチルカメラ９と、眼底の静止画像や動画像を撮影するためのテレビカメラ等の撮像装置１０とが設けられている。このスチルカメラ９と撮像装置１０は、それぞれ本体部８に対して着脱可能に形成されている。  Further, themain body 8 is provided with a still camera 9 for capturing a still image of the fundus of the eye E and animaging device 10 such as a television camera for capturing a still image or a moving image of the fundus. Yes. The still camera 9 and theimaging device 10 are detachably attached to themain body 8.

スチルカメラ９としては、検査の目的や撮影画像の保存方法などの各種条件に応じて、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）やＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）等の撮像素子を搭載したデジタルカメラや、フィルムカメラや、インスタントカメラなどを適宜に装着して使用することができる。本体部８には、このような各種のスチルカメラ９を選択的に装着するための装着部８ｃが形成されている。  As the still camera 9, a digital camera equipped with an image sensor such as a charge coupled device (CCD) or a complementary metal oxide semiconductor (CMOS), or a film camera, depending on various conditions such as the purpose of inspection and the method of storing a captured image In addition, an instant camera or the like can be appropriately attached and used. Themain body portion 8 is formed with a mountingportion 8c for selectively mounting such various still cameras 9.

スチルカメラ９や撮像装置１０がデジタル撮像方式のものである場合、これらにより撮影された眼底画像の画像データを、眼底カメラ１０００に接続されたコンピュータ等に送信し、その眼底画像をディスプレイに表示させて観察することができる。また、眼底カメラ１０００に接続された画像記録装置に画像データを送信してデータベース化し、たとえば電子カルテ作成用の電子データとして用いることができる。  When the still camera 9 or theimaging device 10 is of a digital imaging system, the image data of the fundus image captured by the still camera 9 or theimaging device 10 is transmitted to a computer or the like connected to thefundus camera 1000, and the fundus image is displayed on the display. Can be observed. Further, the image data can be transmitted to an image recording apparatus connected to thefundus camera 1000 to form a database and used as electronic data for creating an electronic medical chart, for example.

また、本体部８の検者側には、タッチパネルモニタ１１が設けられている。このタッチパネルモニタ１１には、（デジタル方式の）スチルカメラ９や撮像装置１０から出力される映像信号に基づいて作成される被検眼Ｅの眼底画像が表示される。また、このタッチパネルモニタ１１には、その画面中央を原点とするｘｙ座標系が眼底画像に重ねて表示されるようになっている。検者が画面上の所望の位置に触れると、その触れた位置に対応する座標値が表示されるようになっている。  Atouch panel monitor 11 is provided on the examiner side of themain body 8. On thetouch panel monitor 11, a fundus image of the eye E to be examined that is created based on a video signal output from the (digital type) still camera 9 or theimaging device 10 is displayed. Thetouch panel monitor 11 displays an xy coordinate system with the center of the screen as the origin on the fundus image. When the examiner touches a desired position on the screen, a coordinate value corresponding to the touched position is displayed.

次に、図９を参照しつつ、眼底カメラ１０００の光学系の構成について説明する。眼底カメラ１０００には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆを照明する照明光学系１００と、この照明光の眼底反射光を接眼レンズ部８ｂ、スチルカメラ９、撮像装置１０に導く撮影光学系１２０とが設けられている。  Next, the configuration of the optical system of thefundus camera 1000 will be described with reference to FIG. Thefundus camera 1000 is provided with an illumination optical system 100 that illuminates the fundus oculi Ef of the eye E, and an imaging optical system 120 that guides the fundus reflection light of the illumination light to theeyepiece unit 8b, the still camera 9, and theimaging device 10. It has been.

照明光学系１００は、観察光源１０１、コンデンサレンズ１０２、撮影光源１０３、コンデンサレンズ１０４、エキサイタフィルタ１０５及び１０６、リング透光板１０７、ミラー１０８、ＬＣＤ１０９、照明絞り１１０、リレーレンズ１１１、孔開きミラー１１２、対物レンズ１１３を含んで構成されている。  The illumination optical system 100 includes anobservation light source 101, acondenser lens 102, a photographinglight source 103, acondenser lens 104,exciter filters 105 and 106, a ringtranslucent plate 107, amirror 108, anLCD 109, anillumination diaphragm 110, arelay lens 111, and a perforated mirror. 112 and anobjective lens 113 are included.

観察光源１０１は、たとえばハロゲンランプにより構成され、眼底観察用の定常光（連続光）を出力する。コンデンサレンズ１０２は、観察光源１０１から発せられた定常光（観察照明光）を集光して、観察照明光を眼底にほぼ均等に照明させるための光学素子である。  Theobservation light source 101 is constituted by a halogen lamp, for example, and outputs steady light (continuous light) for fundus observation. Thecondenser lens 102 is an optical element that collects steady light (observation illumination light) emitted from theobservation light source 101 and illuminates the observation illumination light almost evenly on the fundus.

撮影光源１０３は、たとえばキセノンランプにより構成され、眼底Ｅｆの撮影を行うときにフラッシュ発光される。コンデンサレンズ１０４は、撮影光源１０３から発せられたフラッシュ光（撮影照明光）を集光して、撮影照明光を眼底Ｅｆに均等に照射させるための光学素子である。  Theimaging light source 103 is composed of, for example, a xenon lamp, and emits flash light when imaging the fundus oculi Ef. Thecondenser lens 104 is an optical element that collects flash light (imaging illumination light) emitted from theimaging light source 103 and uniformly irradiates the fundus oculi Ef with the imaging illumination light.

エキサイタフィルタ１０５、１０６は、眼底Ｅｆの眼底画像の蛍光撮影を行うときに使用されるフィルタである。このエキサイタフィルタ１０５、１０６は、それぞれ、ソレノイド等の駆動機構（図示せず）によって光路上に挿脱可能とされている。エキサイタフィルタ１０５は、ＦＡＧ（フルオレセイン蛍光造影）撮影時に光路上に配置される。一方、エキサイタフィルタ１０６は、ＩＣＧ（インドシアニングリーン蛍光造影）撮影時に光路上に配置される。なお、カラー撮影時には、エキサイタフィルタ１０５、１０６はともに光路上から退避される。  Theexciter filters 105 and 106 are filters used when performing fluorescence imaging of a fundus image of the fundus oculi Ef. Each of theexciter filters 105 and 106 can be inserted into and removed from the optical path by a drive mechanism (not shown) such as a solenoid. Theexciter filter 105 is disposed on the optical path during FAG (fluorescein fluorescence imaging) imaging. On the other hand, theexciter filter 106 is disposed on the optical path during ICG (Indocyanine Green Fluorescence Imaging) imaging. Note that theexciter filters 105 and 106 are both retracted from the optical path during color photographing.

リング透光板１０７は、被検眼Ｅの瞳孔と共役な位置に配置されており、照明光学系１００の光軸を中心としたリング透光部１０７ａを備えている。ミラー１０８は、観察光源１０１や撮影光源１０３が発した照明光を撮影光学系１２０の光軸方向に反射させる。ＬＣＤ１０９は、被検眼Ｅの固視を行うための固視標（図示せず）などを表示する。  The ringtranslucent plate 107 is disposed at a position conjugate with the pupil of the eye E to be examined, and includes a ringtranslucent portion 107 a centering on the optical axis of the illumination optical system 100. Themirror 108 reflects the illumination light emitted from theobservation light source 101 and the photographinglight source 103 in the optical axis direction of the photographing optical system 120. TheLCD 109 displays a fixation target (not shown) for fixing the eye E to be examined.

照明絞り１１０は、フレア防止等のために照明光の一部を遮断する絞り部材である。この照明絞り１１０は、照明光学系１００の光軸方向に移動可能に構成されており、それにより眼底Ｅｆの照明領域を調整できるようになっている。  Theillumination stop 110 is a stop member that blocks part of the illumination light for preventing flare and the like. Theillumination stop 110 is configured to be movable in the optical axis direction of the illumination optical system 100, thereby adjusting the illumination area of the fundus oculi Ef.

孔開きミラー１１２は、照明光学系１００の光軸と撮影光学系１２０の光軸とを合成する光学素子である。孔開きミラー１１２の中心領域には孔部１１２ａが開口されている。照明光学系１００の光軸と撮影光学系１２０の光軸は、この孔部１１２ａの略中心位置にて交差するようになっている。対物レンズ１１３は、本体部８の対物レンズ部８ａ内に設けられている。  Theaperture mirror 112 is an optical element that combines the optical axis of the illumination optical system 100 and the optical axis of the photographing optical system 120. Ahole 112 a is opened in the center region of theperforated mirror 112. The optical axis of the illumination optical system 100 and the optical axis of the photographing optical system 120 intersect at a substantially central position of thehole 112a. Theobjective lens 113 is provided in theobjective lens portion 8 a of themain body portion 8.

このような構成を有する照明光学系１００は、以下のような態様で眼底Ｅｆを照明する。まず、眼底観察時には観察光源１０１が点灯されて観察照明光が出力される。この観察照明光は、コンデンサレンズ１０２、１０４を介してリング透光板１０７を照射する（エキサイタフィルタ１０５、１０６は光路上から退避されている。）。リング透光板１０７のリング透光部１０７ａを通過した光は、ミラー１０８により反射され、ＬＣＤ１０９、照明絞り１１０及びリレーレンズ１１１を経由して孔開きミラー１１２により反射される。孔開きミラー１１２により反射された観察照明光は、撮影光学系１２０の光軸方向に進行し、対物レンズ１１３により集束されて被検眼Ｅに入射して眼底Ｅｆを照明する。  The illumination optical system 100 having such a configuration illuminates the fundus oculi Ef in the following manner. First, at the time of fundus observation, theobservation light source 101 is turned on and observation illumination light is output. This observation illumination light irradiates the ringtranslucent plate 107 through thecondenser lenses 102 and 104 (theexciter filters 105 and 106 are retracted from the optical path). The light that has passed through the ringtranslucent portion 107 a of the ringtranslucent plate 107 is reflected by themirror 108 and reflected by theperforated mirror 112 via theLCD 109, theillumination stop 110, and therelay lens 111. The observation illumination light reflected by theaperture mirror 112 travels in the optical axis direction of the imaging optical system 120, is focused by theobjective lens 113, and enters the eye E to illuminate the fundus oculi Ef.

このとき、リング透光板１０７が被検眼Ｅの瞳孔に共役な位置に配置されていることから、瞳孔上には、被検眼Ｅに入射する観察照明光のリング状の像が形成される。観察照明光の眼底反射光は、この瞳孔上のリング状の像の中心暗部を通じて被検眼Ｅから出射するようになっている。このようにして、観察照明光の眼底反射光に対する、被検眼Ｅに入射してくる観察照明光の影響を防止するようになっている。  At this time, since the ringtranslucent plate 107 is disposed at a position conjugate to the pupil of the eye E, a ring-shaped image of observation illumination light incident on the eye E is formed on the pupil. The fundus reflection light of the observation illumination light is emitted from the eye E through the central dark part of the ring-shaped image on the pupil. In this manner, the influence of the observation illumination light incident on the eye E on the fundus reflection light of the observation illumination light is prevented.

一方、眼底Ｅｆを撮影するときには、撮影光源１０３がフラッシュ発光され、撮影照明光が同様の経路を通じて眼底Ｅｆに照射される。なお、蛍光撮影の場合には、ＦＡＧ撮影かＩＣＧ撮影かに応じて、エキサイタフィルタ１０５又は１０６が選択的に光路上に配置される。  On the other hand, when photographing the fundus oculi Ef, the photographinglight source 103 emits flash light, and the photographing illumination light is irradiated onto the fundus oculi Ef through a similar route. In the case of fluorescent photographing, theexciter filter 105 or 106 is selectively arranged on the optical path depending on whether FAG photographing or ICG photographing.

次に、撮影光学系１２０について説明する。撮影光学系１２０は、対物レンズ１１３、孔開きミラー１１２（の孔部１１２ａ）、撮影絞り１２１、バリアフィルタ１２２及び１２３、変倍レンズ１２４、リレーレンズ１２５、撮影レンズ１２６、クイックリターンミラー１２７及び撮影媒体９ａを含んで構成される。ここで、撮影媒体９ａは、スチルカメラ９に用いられる任意の撮影媒体（ＣＣＤ等の撮像素子、カメラフィルム、インスタントフィルムなど）である。  Next, the photographing optical system 120 will be described. The photographing optical system 120 includes anobjective lens 113, a perforated mirror 112 (hole 112a), a photographingaperture 121,barrier filters 122 and 123, avariable power lens 124, arelay lens 125, a photographinglens 126, aquick return mirror 127, and a photographing. Themedium 9a is included. Here, theimaging medium 9a is an arbitrary imaging medium (an imaging element such as a CCD, a camera film, an instant film, etc.) used for the still camera 9.

瞳孔上のリング状の像の中心暗部を通じて被検眼Ｅから出射した照明光の眼底反射光は、孔開きミラー１１２の孔部１１２ａを通じて撮影絞り１２１に入射する。孔開きミラー１１２は、照明光の角膜反射光を反射して、撮影絞り１２１に入射する眼底反射光に角膜反射光を混入させないように作用する。それにより、観察画像や撮影画像におけるフレアの発生を抑止するようになっている。  The fundus reflection light of the illumination light emitted from the eye E through the central dark part of the ring-shaped image on the pupil enters the photographingaperture 121 through thehole 112a of theaperture mirror 112. Theperforated mirror 112 reflects the corneal reflection light of the illumination light and acts so as not to mix the corneal reflection light into the fundus reflection light incident on the photographingaperture 121. Thereby, the occurrence of flare in the observed image or the photographed image is suppressed.

撮影絞り１２１は、大きさの異なる複数の円形の透光部が形成された板状の部材である。複数の透光部は、絞り値（Ｆ値）の異なる絞りを構成し、図示しない駆動機構によって、透光部が択一的に光路上に配置されるようになっている。  The photographingaperture 121 is a plate-like member in which a plurality of circular translucent portions having different sizes are formed. The plurality of light-transmitting portions constitute diaphragms having different aperture values (F values), and the light-transmitting portions are alternatively arranged on the optical path by a driving mechanism (not shown).

バリアフィルタ１２２、１２３は、それぞれ、ソレノイド等の駆動機構（図示せず）によって光路上に挿脱可能とされている。ＦＡＧ撮影を行うときにはバリアフィルタ１２２が光路上に配置され、ＩＣＧ撮影を行うときにはバリアフィルタ１２３が光路上に配置される。また、カラー撮影を行うときには、バリアフィルタ１２２、１２３は、光路上からともに退避される。  Each of the barrier filters 122 and 123 can be inserted into and removed from the optical path by a drive mechanism (not shown) such as a solenoid. When performing FAG imaging, thebarrier filter 122 is disposed on the optical path, and when performing ICG imaging, thebarrier filter 123 is disposed on the optical path. When performing color photography, both the barrier filters 122 and 123 are retracted from the optical path.

変倍レンズ１２４は、図示しない駆動機構によって撮影光学系１２０の光軸方向に移動可能とされている。それにより、観察倍率や撮影倍率の変更、眼底画像のフォーカスなどを行うことができる。撮影レンズ１２６は、被検眼Ｅからの眼底反射光を撮影媒体９ａ上に結像させるレンズである。  Thevariable magnification lens 124 can be moved in the optical axis direction of the photographing optical system 120 by a driving mechanism (not shown). Thereby, it is possible to change the observation magnification and the imaging magnification, focus the fundus image, and the like. The photographinglens 126 is a lens that forms an image of fundus reflected light from the eye E on the photographing medium 9a.

クイックリターンミラー１２７は、図示しない駆動機構によって回動軸１２７ａ周りに回動可能に設けられている。スチルカメラ９で眼底Ｅｆの撮影を行う場合には、光路上に斜設されているクイックリターンミラー１２７を上方に跳ね上げて、眼底反射光を撮影媒体９ａに導くようになっている。一方、撮像装置１０による眼底撮影時や、検者の肉眼による眼底観察時には、クイックリターンミラー１２７を光路上に斜設配置させた状態で、眼底反射光を上方に向けて反射するようになっている。  Thequick return mirror 127 is rotatably provided around therotation shaft 127a by a driving mechanism (not shown). When photographing the fundus oculi Ef with the still camera 9, the fundus reflected light is guided to the photographing medium 9a by jumping up thequick return mirror 127 obliquely provided on the optical path. On the other hand, when photographing the fundus with theimaging device 10 or observing the fundus with the examiner's naked eye, the fundus reflected light is reflected upward with thequick return mirror 127 obliquely arranged on the optical path. Yes.

撮影光学系１２０には、更に、クイックリターンミラー１２７により反射された眼底反射光を案内するための、フィールドレンズ（視野レンズ）１２８、切換ミラー１２９、接眼レンズ１３０、リレーレンズ１３１、反射ミラー１３２、撮影レンズ１３３及び撮像素子１０ａが設けられている。撮像素子１０ａは、撮像装置１０に内蔵されたＣＣＤ等の撮像素子である。タッチパネルモニタ１１には、撮像素子１０ａにより撮影された眼底画像Ｅｆ′が表示される。  The photographing optical system 120 further includes a field lens (field lens) 128, aswitching mirror 129, aneyepiece lens 130, arelay lens 131, areflection mirror 132, for guiding the fundus reflection light reflected by thequick return mirror 127. A photographinglens 133 and animage sensor 10a are provided. Theimaging element 10 a is an imaging element such as a CCD built in theimaging apparatus 10. On the touch panel monitor 11, a fundus oculi image Ef ′ photographed by theimage sensor 10a is displayed.

切換ミラー１２９は、クイックリターンミラー１２７と同様に、回動軸１２９ａ周りに回動可能とされている。この切換ミラー１２９は、肉眼による観察時には光路上に斜設された状態で眼底反射光を接眼レンズ１３０に向けて反射する。  As with thequick return mirror 127, theswitching mirror 129 is rotatable around therotation shaft 129a. Theswitching mirror 129 reflects the fundus reflection light toward theeyepiece lens 130 while being obliquely provided on the optical path during observation with the naked eye.

また、撮像装置１０を用いて眼底画像を撮影するときには、切換ミラー１２９を光路上から退避して、眼底反射光を撮像素子１０ａに向けて導く。その場合、眼底反射光は、リレーレンズ１３１を経由してミラー１３２により反射され、撮影レンズ１３３によって撮像素子１０ａに結像される。  Further, when a fundus image is captured using theimaging device 10, theswitching mirror 129 is retracted from the optical path to guide the fundus reflection light toward theimaging element 10a. In this case, the fundus reflection light is reflected by themirror 132 via therelay lens 131 and imaged on theimage sensor 10 a by the photographinglens 133.

このような眼底カメラ１０００は、眼底Ｅｆの表面、すなわち網膜の状態を観察するために用いられる眼底観察装置である。換言すると、眼底カメラ１０００は、被検眼Ｅの角膜の方向から眼底Ｅｆを見たときの２次元的な眼底像を得るための装置である。一方、網膜の深層には脈絡膜や強膜といった組織が存在し、これらの組織の状態を観察するための技術が望まれていたが、近年、これら深層組織を観察するための装置の実用化が進んでいる（たとえば特許文献２、３参照）。  Such afundus camera 1000 is a fundus oculi observation device used for observing the surface of the fundus oculi Ef, that is, the state of the retina. In other words, thefundus camera 1000 is a device for obtaining a two-dimensional fundus image when the fundus oculi Ef is viewed from the cornea direction of the eye E to be examined. On the other hand, there are tissues such as the choroid and sclera in the deep layer of the retina, and a technique for observing the state of these tissues has been desired. In recent years, a device for observing these deep tissues has been put into practical use. (For example, seePatent Documents 2 and 3).

特許文献２、３に開示された眼底観察装置は、いわゆるＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）技術を応用した装置（光画像計測装置、光コヒーレンストポグラフィ装置などと呼ばれる。）である。このような眼底観察装置は、低コヒーレンス光を二分し、一方（信号光）を眼底に導き、他方（参照光）を所定の参照物体に導くとともに、眼底を経由した信号光と、参照物体で反射された参照光とを重畳して得られる干渉光を検出して解析することにより、眼底の表面ないし深層組織の断層画像や、この断層画像に基づく３次元画像を形成することが可能な装置である。  The fundus oculi observation device disclosed inPatent Documents 2 and 3 is a device (referred to as an optical image measurement device, an optical coherence topography device, or the like) that applies so-called OCT (Optical Coherence Tomography) technology. Such a fundus oculi observation device bisects low-coherence light, guides one (signal light) to the fundus, guides the other (reference light) to a predetermined reference object, and transmits the signal light via the fundus and the reference object. An apparatus capable of forming a tomographic image of the surface of the fundus or deep tissue or a three-dimensional image based on the tomographic image by detecting and analyzing the interference light obtained by superimposing the reflected reference light. It is.

特開２００４−３５０８４９号公報JP 2004-350849 A特開２００３−５４３号公報JP 2003-543 A特開２００５−２４１４６４号公報Japanese Patent Laying-Open No. 2005-241464

眼底の状態（疾患の有無など）を詳細に把握するためには、網膜等の眼底表面の状態と、脈絡膜や強膜等の深層組織の状態との双方を考慮することが望ましい。すなわち、眼底カメラにより得られる眼底画像の観察だけでは、深層組織の詳細な状態を把握することは困難であり、また、光画像計測装置により得られる眼底画像の観察だけでは、網膜等の詳細な状態を広範囲に亘って把握することは難しい。  In order to grasp in detail the state of the fundus (such as the presence or absence of disease), it is desirable to consider both the state of the fundus surface such as the retina and the state of deep tissue such as the choroid and sclera. That is, it is difficult to grasp the detailed state of the deep tissue only by observing the fundus image obtained by the fundus camera, and by observing only the fundus image obtained by the optical image measuring device, it is difficult to obtain details of the retina and the like. It is difficult to grasp the state over a wide range.

また、眼底の状態を総合的に判断するためには、網膜の状態と深層組織の状態との双方を勘案して病状などを判断することが望ましい。すなわち、病状等の判断の確度を向上させるためには、より多くの情報を参照できることが望ましいし、また、より多面的な角度からの情報を参照できることが望ましいからである。  In order to comprehensively determine the state of the fundus, it is desirable to determine a medical condition or the like in consideration of both the retina state and the deep tissue state. That is, in order to improve the accuracy of determination of a medical condition or the like, it is desirable to be able to refer to more information, and it is desirable to be able to refer to information from more multifaceted angles.

そのためには、眼底カメラによる眼底画像と光画像計測装置による眼底画像との双方を取得できるような眼底観察装置を用いることが望ましい。特に、双方の眼底画像を同時に撮影することが可能であれば、一方の眼底画像の撮影中における他方の眼底画像による眼底の状態を観察でき、より詳細な診断を実現できると考えられる。  For this purpose, it is desirable to use a fundus oculi observation device that can acquire both a fundus image obtained by a fundus camera and a fundus image obtained by an optical image measurement device. In particular, if it is possible to capture both fundus images at the same time, it is considered that the state of the fundus can be observed by the other fundus image while one fundus image is being captured, and a more detailed diagnosis can be realized.

しかしながら、従来の眼底観察装置では、眼底カメラによる眼底表面の２次元画像と、光画像計測装置による眼底の断層画像や３次元画像との双方を取得することは困難であった。特に、双方の眼底画像を同時に取得することは困難であった。  However, with a conventional fundus oculi observation device, it has been difficult to acquire both a two-dimensional image of the fundus surface by a fundus camera and a tomographic image or a three-dimensional image of the fundus by an optical image measurement device. In particular, it was difficult to acquire both fundus images at the same time.

本発明は、このような問題点を解決するために為されたものであり、眼底表面の画像と眼底の断層画像との双方を取得することが可能であり、特に、これら双方の眼底画像を同時に取得することを可能にする眼底観察装置を提供することを目的としている。  The present invention has been made in order to solve such a problem, and it is possible to acquire both an image of the fundus surface and a tomographic image of the fundus. An object of the present invention is to provide a fundus oculi observation device that enables simultaneous acquisition.

上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、被検眼の眼底に照明光を照射する照明光学系と、前記眼底を経由した照明光を第１の検出手段により検出する撮影光学系とを有し、該第１の検出手段による検出結果に基づいて前記眼底の表面の２次元画像を形成する第１の画像形成手段と、前記照明光とは異なる波長の光を出力する光源と、該光源から出力された前記光を前記眼底に向かう信号光と参照物体に向かう参照光とに分割し、前記眼底を経由した信号光と前記参照物体を経由した参照光とを重畳させて干渉光を生成する干渉光生成手段と、該生成された干渉光を検出する第２の検出手段とを有し、該第２の検出手段による検出結果に基づいて前記眼底の断層画像を形成する第２の画像形成手段と、前記撮影光学系により形成される撮影光路と前記眼底に向かう信号光の光路とを合成するとともに、前記撮影光路と前記眼底を経由した信号光の光路とを分離する光路合成分離手段と、を備え、前記撮影光路に前記合成された前記信号光は、前記撮影光路を介して前記眼底に照射され、前記撮影光路から前記分離された前記信号光は、前記干渉光生成手段により前記参照光と前記重畳される、ことを特徴とする眼底観察装置である。  In order to achieve the above object, the invention described inclaim 1 is directed to an illumination optical system for irradiating illumination light to the fundus of the eye to be examined, and imaging optical for detecting illumination light passing through the fundus by a first detection means. A first image forming unit that forms a two-dimensional image of the surface of the fundus oculi based on a detection result by the first detection unit, and a light source that outputs light having a wavelength different from that of the illumination light And dividing the light output from the light source into signal light traveling toward the fundus and reference light traveling toward the reference object, and superimposing the signal light traveling through the fundus and the reference light traveling through the reference object. An interference light generation unit that generates interference light and a second detection unit that detects the generated interference light, and forms a tomographic image of the fundus based on a detection result by the second detection unit. Formed by second image forming means and the photographing optical system And an optical path combining / separating means for separating the imaging optical path and the optical path of the signal light passing through the fundus, and combining the imaging optical path with the optical path of the signal light traveling toward the fundus The signal light thus applied is irradiated onto the fundus through the imaging optical path, and the signal light separated from the imaging optical path is superimposed on the reference light by the interference light generation means. Is a fundus oculi observation device.

また、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の眼底観察装置であって、前記第１の画像形成手段の前記照明光と前記第２の画像形成手段の前記光源により出力される光とは、それぞれ近赤外領域の波長を有する光である、ことを特徴とする。  The invention according toclaim 2 is the fundus oculi observation device according toclaim 1, which is output by the illumination light of the first image forming unit and the light source of the second image forming unit. Each of the lights is light having a wavelength in the near infrared region.

また、請求項３に記載の発明は、請求項２に記載の眼底観察装置であって、前記光源により出力される光は、前記照明光よりも波長が長い、ことを特徴とする。  The invention according toclaim 3 is the fundus oculi observation device according toclaim 2, wherein the light output from the light source has a longer wavelength than the illumination light.

また、請求項４に記載の発明は、請求項３に記載の眼底観察装置であって、前記照明光は７００ｎｍ〜８００ｎｍの範囲に含まれる波長を有し、前記光源により出力される光は８００ｎｍ〜９００ｎｍの範囲に含まれる波長を有する、ことを特徴とする。  The invention according toclaim 4 is the fundus oculi observation device according toclaim 3, wherein the illumination light has a wavelength included in a range of 700 nm to 800 nm, and light output by the light source is 800 nm. It has a wavelength included in a range of ˜900 nm.

また、請求項５に記載の発明は、請求項３に記載の眼底観察装置であって、前記照明光は８５０ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲に含まれる波長を有し、前記光源により出力される光は１０００ｎｍ〜１１００ｎｍの範囲に含まれる波長を有する、ことを特徴とする。  The invention according toclaim 5 is the fundus oculi observation device according toclaim 3, wherein the illumination light has a wavelength included in a range of 850 nm to 1000 nm, and light output by the light source is 1000 nm. It has a wavelength included in a range of ˜1100 nm.

また、請求項６に記載の発明は、請求項１〜請求項５のいずれか一項に記載の眼底観察装置であって、前記光路合成分離手段は、ダイクロイックミラーである、ことを特徴とする。  The invention according to claim 6 is the fundus oculi observation device according to any one ofclaims 1 to 5, wherein the optical path combining / separating means is a dichroic mirror. .

また、請求項７に記載の発明は、請求項２〜請求項６のいずれか一項に記載の眼底観察装置であって、前記第１の画像形成手段の前記照明光学系は、可視領域の波長を有する照明光を出力する可視光源を更に備え、前記撮影光学系は、前記眼底を経由した前記可視領域の波長を有する照明光を検出する第３の検出手段を更に備え、前記第１の画像形成手段は、前記第３の検出手段による検出結果に基づいて前記眼底の表面の２次元画像を形成する、ことを特徴とする。  The invention according toclaim 7 is the fundus oculi observation device according to any one ofclaims 2 to 6, wherein the illumination optical system of the first image forming means is in a visible region. A visible light source that outputs illumination light having a wavelength; and the imaging optical system further comprises third detection means for detecting illumination light having a wavelength in the visible region that passes through the fundus. The image forming unit forms a two-dimensional image of the surface of the fundus oculi based on the detection result by the third detection unit.

また、請求項８に記載の発明は、請求項７に記載の眼底観察装置であって、前記撮影光学系は、前記赤外領域の波長を有する照明光の光路と、前記可視領域の波長を有する照明光の光路とを分離する光路分離手段を更に備えている、ことを特徴とする。  The invention according toclaim 8 is the fundus oculi observation device according toclaim 7, wherein the photographing optical system has an optical path of illumination light having a wavelength in the infrared region and a wavelength in the visible region. An optical path separating means for separating the optical path of the illumination light is further provided.

本発明に係る眼底観察装置は、眼底の表面の２次元画像を形成する第１の画像形成手段と、眼底の断層画像形成する第２の画像形成手段とを備えている。第１の画像形成手段の撮影光学系は、撮影光路を形成している。第２の画像形成手段は、眼底を経由する信号光を参照光に重畳させることにより干渉光を生成し、この干渉光に基づいて断層画像を形成する。  The fundus oculi observation device according to the present invention includes a first image forming unit that forms a two-dimensional image of the surface of the fundus, and a second image forming unit that forms a tomographic image of the fundus. The photographing optical system of the first image forming means forms a photographing optical path. The second image forming unit generates interference light by superimposing the signal light passing through the fundus on the reference light, and forms a tomographic image based on the interference light.

光路合成分離手段は、眼底に向かう信号光の光路と撮影光路とを合成するように作用する。信号光は、この撮影光路を介して眼底に照射されることになる。また、光路合成分離手段は、眼底を経由した信号光と撮影光路とを分離するように作用する。分離された信号光は、参照光と重畳されて干渉光を生成することになる。  The optical path combining / separating unit acts to combine the optical path of the signal light toward the fundus and the photographing optical path. The signal light is applied to the fundus through this photographing optical path. The optical path combining / separating means acts to separate the signal light passing through the fundus and the photographing optical path. The separated signal light is superimposed on the reference light to generate interference light.

このような光路合成分離手段を設けることにより、眼底の表面の２次元画像と眼底の断層画像との双方を取得することが可能となる。特に、第１の画像形成手段による照明光の照射と、第２の画像形成手段による信号光の照射とを同時に行った場合、眼底を経由したそれぞれの光を光路合成分離手段によって分離し、それぞれの光を検出して画像を形成するように作用する。したがって、本発明に係る眼底観察装置によれば、眼底の表面の２次元画像と眼底の断層画像の双方を同時に取得することができる。  By providing such an optical path combining / separating means, it is possible to acquire both a two-dimensional image of the fundus surface and a tomographic image of the fundus. In particular, when the irradiation of the illumination light by the first image forming unit and the irradiation of the signal light by the second image forming unit are performed simultaneously, each light passing through the fundus is separated by the optical path combining / separating unit, The light is detected to form an image. Therefore, according to the fundus oculi observation device according to the present invention, it is possible to simultaneously acquire both a two-dimensional image of the fundus surface and a tomographic image of the fundus.

本発明に係る眼底観察装置の好適な実施の形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、従来と同様の構成部分については、図８、図９と同じ符号を用いることにする。  An example of a preferred embodiment of a fundus oculi observation device according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. Note that the same reference numerals as those in FIGS. 8 and 9 are used for the same components as in the prior art.

まず、図１〜図５を参照して、本実施形態に係る眼底観察装置の構成について説明する。図１は、本実施形態に係る眼底観察装置１の全体構成を表している。図２は、眼底カメラユニット１Ａ内の走査ユニット１４１の構成を表している。図３は、ＯＣＴユニット１５０の構成を表している。図４は、演算制御装置２００のハードウェア構成を表している。図５は、眼底観察装置１の制御系の構成を表している。  First, the configuration of the fundus oculi observation device according to the present embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 1 illustrates the overall configuration of a fundusoculi observation device 1 according to the present embodiment. FIG. 2 shows the configuration of thescanning unit 141 in thefundus camera unit 1A. FIG. 3 shows the configuration of theOCT unit 150. FIG. 4 shows the hardware configuration of the arithmetic andcontrol unit 200. FIG. 5 shows the configuration of the control system of the fundusoculi observation device 1.

［全体構成］
図１に示すように、眼底観察装置１は、眼底カメラとして機能する眼底カメラユニット１Ａと、光画像計測装置（ＯＣＴ装置）の光学系を格納したＯＣＴユニット１５０と、各種の演算処理や制御処理等を実行する演算制御装置２００とを含んで構成されている。[overall structure]
As shown in FIG. 1, a fundusoculi observation device 1 includes afundus camera unit 1A that functions as a fundus camera, anOCT unit 150 that stores an optical system of an optical image measurement device (OCT device), and various arithmetic processes and control processes. Etc., and an arithmetic andcontrol unit 200 that executes the above.

この眼底カメラユニット１Ａは、演算制御装置２００とともに、本発明の「第１の画像形成手段」の一例を構成している。また、ＯＣＴユニット１５０は、演算制御装置２００とともに、本発明の「第２の画像形成手段」の一例を構成している。また、この「第２の画像形成手段」には、眼底カメラユニット１Ａに設けられた走査ユニット１４１など、信号光が経由する各種の光学部材も含まれる。  Thefundus camera unit 1A, together with the arithmetic andcontrol unit 200, constitutes an example of the “first image forming unit” in the present invention. TheOCT unit 150, together with the arithmetic andcontrol unit 200, constitutes an example of the “second image forming unit” in the present invention. In addition, the “second image forming unit” includes various optical members through which signal light passes, such as ascanning unit 141 provided in thefundus camera unit 1A.

ＯＣＴユニット１５０には、接続線１５２の一端が取り付けられている。この接続線１５２の他端には、コネクタ部１５１が取り付けられている。このコネクタ部１５１は、図８に示した装着部８ｃに装着される。また、接続線１５２の内部には光ファイバが導通されている。ＯＣＴユニット１５０と眼底カメラユニット１Ａは、接続線１５２を介して光学的に接続されている。ＯＣＴユニット１５０の詳細構成については、図３を参照しつつ後述することにする。  One end of aconnection line 152 is attached to theOCT unit 150. Aconnector portion 151 is attached to the other end of theconnection line 152. Thisconnector portion 151 is attached to theattachment portion 8c shown in FIG. In addition, an optical fiber is conducted inside theconnection line 152. TheOCT unit 150 and thefundus camera unit 1A are optically connected via aconnection line 152. The detailed configuration of theOCT unit 150 will be described later with reference to FIG.

〔眼底カメラユニットの構成〕
眼底カメラユニット１Ａは、図８に示した従来の眼底カメラ１０００とほぼ同様の外観構成を有している。また、眼底カメラユニット１Ａは、図９に示した従来の光学系と同様に、被検眼Ｅの眼底Ｅｆを照明する照明光学系１００と、この照明光の眼底反射光を撮像装置１０に導く撮影光学系１２０とを備えている。[Configuration of fundus camera unit]
Theretinal camera unit 1A has an appearance configuration substantially similar to that of the conventionalretinal camera 1000 shown in FIG. Also, thefundus camera unit 1A, like the conventional optical system shown in FIG. 9, illuminates the illumination optical system 100 that illuminates the fundus oculi Ef of the eye E and photographing that guides the fundus reflection light of the illumination light to theimaging device 10. And an optical system 120.

なお、詳細は後述するが、本実施形態の撮影光学系１２０における撮像装置１０は、近赤外領域の波長を有する照明光を検出するものである。また、この撮影光学系１２０には、可視領域の波長を有する照明光を検出する撮像装置１２が別途設けられている。更に、この撮影光学系１２０は、ＯＣＴユニット１５０からの信号光を眼底Ｅｆに導くとともに、眼底Ｅｆを経由した信号光をＯＣＴユニット１５０に導くようになっている。  In addition, although mentioned later for details, theimaging device 10 in the imaging | photography optical system 120 of this embodiment detects the illumination light which has a wavelength of a near infrared region. The photographing optical system 120 is separately provided with animaging device 12 for detecting illumination light having a wavelength in the visible region. Further, the photographing optical system 120 guides the signal light from theOCT unit 150 to the fundus oculi Ef and guides the signal light passing through the fundus oculi Ef to theOCT unit 150.

さて、照明光学系１００は、従来と同様に、観察光源１０１、コンデンサレンズ１０２、撮影光源１０３、コンデンサレンズ１０４、エキサイタフィルタ１０５及び１０６、リング透光板１０７、ミラー１０８、ＬＣＤ１０９、照明絞り１１０、リレーレンズ１１１、孔開きミラー１１２、対物レンズ１１３を含んで構成される。  The illumination optical system 100 includes an observationlight source 101, acondenser lens 102, a photographinglight source 103, acondenser lens 104, exciter filters 105 and 106, a ringtranslucent plate 107, amirror 108, anLCD 109, anillumination stop 110, as in the conventional case. Arelay lens 111, aperforated mirror 112, and anobjective lens 113 are included.

観察光源１０１は、約４００ｎｍ〜７００ｎｍの範囲に含まれる可視領域の波長の照明光を出力する。この観察光源１０１は、本発明の「可視光源」の一例に相当する。また、撮影光源１０３は、約７００ｎｍ〜８００ｎｍの範囲に含まれる近赤外領域の波長の照明光を出力する。この撮影光源１０３から出力される近赤外光は、ＯＣＴユニット１５０で使用する光の波長よりも短く設定されている（後述）。  The observationlight source 101 outputs illumination light having a wavelength in the visible region included in the range of about 400 nm to 700 nm. This observationlight source 101 corresponds to an example of a “visible light source” of the present invention. Theimaging light source 103 outputs illumination light having a wavelength in the near infrared region included in a range of about 700 nm to 800 nm. The near-infrared light output from theimaging light source 103 is set to be shorter than the wavelength of light used in the OCT unit 150 (described later).

また、撮影光学系１２０は、対物レンズ１１３、孔開きミラー１１２（の孔部１１２ａ）、撮影絞り１２１、バリアフィルタ１２２及び１２３、変倍レンズ１２４、リレーレンズ１２５、撮影レンズ１２６、ダイクロイックミラー１３４、フィールドレンズ（視野レンズ）１２８、ハーフミラー１３５、リレーレンズ１３１、ダイクロイックミラー１３６、撮影レンズ１３３、撮像装置１０（撮像素子１０ａ）、反射ミラー１３７、撮影レンズ１３８、撮影装置１２（撮像素子１２ａ）、レンズ１３９及びＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）１４０を含んで構成される。  The photographing optical system 120 includes anobjective lens 113, a perforated mirror 112 (hole 112a), a photographingaperture 121, barrier filters 122 and 123, avariable power lens 124, arelay lens 125, a photographinglens 126, adichroic mirror 134, Field lens (field lens) 128,half mirror 135,relay lens 131,dichroic mirror 136, photographinglens 133, imaging device 10 (imaging device 10a),reflection mirror 137, photographinglens 138, photographing device 12 (imaging device 12a), Alens 139 and an LCD (Liquid Crystal Display) 140 are included.

本実施形態に係る撮影光学系１２０には、図９に示した従来の撮影光学系１２０と異なり、ダイクロイックミラー１３４、ハーフミラー１３５、ダイクロイックミラー１３６、反射ミラー１３７、撮影レンズ１３８、レンズ１３９及びＬＣＤ１４０が設けられている。  Unlike the conventional photographing optical system 120 shown in FIG. 9, the photographing optical system 120 according to the present embodiment has adichroic mirror 134, ahalf mirror 135, adichroic mirror 136, areflection mirror 137, a photographinglens 138, alens 139, and anLCD 140. Is provided.

ダイクロイックミラー１３４は、照明光学系１００からの照明光の眼底反射光（約４００ｎｍ〜８００ｎｍの範囲に含まれる波長を有する）を反射するとともに、ＯＣＴユニット１５０からの信号光ＬＳ（約８００ｎｍ〜９００ｎｍの範囲に含まれる波長を有する；後述）を透過させるようになっている。このダイクロイックミラー１３４は、本発明の「光路合成分離手段」の一例に相当する。  Thedichroic mirror 134 reflects the fundus reflection light (having a wavelength included in the range of about 400 nm to 800 nm) of the illumination light from the illumination optical system 100 and the signal light LS (about 800 nm to 900 nm of the OCT unit 150). It has a wavelength included in the range; Thedichroic mirror 134 corresponds to an example of “optical path combining / separating means” of the present invention.

また、ダイクロイックミラー１３６は、照明光学系１００からの可視領域の波長を有する照明光（観察光源１０１から出力される波長約４００ｎｍ〜７００ｎｍの可視光）を透過させるとともに、近赤外領域の波長を有する照明光（撮影光源１０３から出力される波長約７００ｎｍ〜８００ｎｍの近赤外光）を反射するようになっている。このダイクロイックミラー１３６は、本発明の「光路分離手段」の一例に相当する。  Further, thedichroic mirror 136 transmits illumination light having a wavelength in the visible region from the illumination optical system 100 (visible light having a wavelength of about 400 nm to 700 nm output from the observation light source 101) and changes the wavelength in the near infrared region. The illumination light (the near infrared light having a wavelength of about 700 nm to 800 nm output from the photographing light source 103) is reflected. Thedichroic mirror 136 corresponds to an example of “optical path separating means” of the present invention.

ＬＣＤ１４０には、内部固視標などが表示される。このＬＣＤ１４０からの光は、レンズ１３９により集光された後に、ハーフミラー１３５により反射され、フィールドレンズ１２８を経由してダイクロイックミラー１３６に反射される。そして、撮影レンズ１２６、リレーレンズ１２５、変倍レンズ１２４、孔開きミラー１１２（の孔部１１２ａ）、対物レンズ１１３等を経由して、被検眼Ｅに入射する。それにより、被検眼Ｅの眼底Ｅｆに内部固視標等が投影される。  On theLCD 140, an internal fixation target or the like is displayed. The light from theLCD 140 is collected by thelens 139, reflected by thehalf mirror 135, and then reflected by thedichroic mirror 136 via thefield lens 128. Then, the light enters the eye E through the photographinglens 126, therelay lens 125, thevariable power lens 124, the aperture mirror 112 (theaperture 112 a), theobjective lens 113, and the like. Thereby, an internal fixation target or the like is projected onto the fundus oculi Ef of the eye E to be examined.

撮像素子１０ａは、テレビカメラ等の撮像装置１０に内蔵されたＣＣＤやＣＭＯＳ等の撮像素子であり、特に、近赤外領域の波長の光を検出するものである（つまり、撮像装置１０は、近赤外光を検出する赤外線テレビカメラである。）。撮像装置１０は、近赤外光を検出した結果として映像信号を出力する。タッチパネルモニタ１１は、この映像信号に基づいて、眼底Ｅｆの表面の２次元画像（眼底画像Ｅｆ′）を表示する。また、この映像信号は演算制御装置２００に送られ、そのディスプレイ（後述）に眼底画像が表示されるようになっている。なお、この撮像装置１０による眼底撮影時には、照明光学系１００の撮影光源１０３から出力される近赤外領域の波長を有する照明光が用いられる。この撮像装置１０（の撮像素子１０ａ）は、本発明の「第１の検出手段」の一例に相当するものである。  Theimage pickup device 10a is an image pickup device such as a CCD or a CMOS built in theimage pickup device 10 such as a television camera, and particularly detects light having a wavelength in the near infrared region (that is, theimage pickup device 10 is It is an infrared TV camera that detects near-infrared light.) Theimaging device 10 outputs a video signal as a result of detecting near infrared light. The touch panel monitor 11 displays a two-dimensional image (fundus image Ef ′) of the surface of the fundus oculi Ef based on this video signal. The video signal is sent to the arithmetic andcontrol unit 200, and a fundus image is displayed on the display (described later). It should be noted that illumination light having a wavelength in the near-infrared region output from theimaging light source 103 of the illumination optical system 100 is used during fundus imaging by theimaging apparatus 10. This imaging device 10 (image sensor 10a thereof) corresponds to an example of “first detection means” of the present invention.

一方、撮像素子１２ａは、テレビカメラ等の撮像装置１２に内蔵されたＣＣＤやＣＭＯＳ等の撮像素子であり、特に、可視領域の波長の光を検出するものである（つまり、撮像装置１２は、可視光を検出するテレビカメラである。）。撮像装置１２は、可視光を検出した結果として映像信号を出力する。タッチパネルモニタ１１は、この映像信号に基づいて、眼底Ｅｆの表面の２次元画像（眼底画像Ｅｆ′）を表示する。また、この映像信号は演算制御装置２００に送られ、そのディスプレイ（後述）に眼底画像が表示されるようになっている。なお、この撮像装置１２による眼底撮影時には、照明光学系１００の観察光源１０１から出力される可視領域の波長を有する照明光が用いられる。この撮像装置１２（の撮像素子１２ａ）は、本発明の「第３の検出手段」の一例に相当するものである。  On the other hand, theimage pickup device 12a is an image pickup device such as a CCD or a CMOS built in theimage pickup device 12 such as a TV camera, and particularly detects light having a wavelength in the visible region (that is, theimage pickup device 12 is TV camera that detects visible light.) Theimaging device 12 outputs a video signal as a result of detecting visible light. The touch panel monitor 11 displays a two-dimensional image (fundus image Ef ′) of the surface of the fundus oculi Ef based on this video signal. The video signal is sent to the arithmetic andcontrol unit 200, and a fundus image is displayed on the display (described later). It should be noted that illumination light having a wavelength in the visible region output from the observationlight source 101 of the illumination optical system 100 is used when photographing the fundus using theimaging device 12. The image pickup device 12 (theimage pickup element 12a) corresponds to an example of the “third detection means” in the present invention.

本実施形態の撮影光学系１２０には、走査ユニット１４１と、レンズ１４２とが設けられている。走査ユニット１４１は、ＯＣＴユニット１５０から出力される光（信号光ＬＳ；後述する。）を眼底Ｅｆ上において走査する構成を具備している。  The photographing optical system 120 of the present embodiment is provided with ascanning unit 141 and alens 142. Thescanning unit 141 has a configuration that scans light (signal light LS; described later) output from theOCT unit 150 on the fundus oculi Ef.

レンズ１４２は、ＯＣＴユニット１５０から接続線１５２を通じて導光された信号光ＬＳを平行な光束にして走査ユニット１４１に入射させる。また、レンズ１４２は、走査ユニット１４１を経由してきた信号光ＬＳの眼底反射光を集束させるように作用する。  Thelens 142 makes the signal light LS guided from theOCT unit 150 through theconnection line 152 enter thescanning unit 141 as a parallel light beam. Thelens 142 acts to focus the fundus reflection light of the signal light LS that has passed through thescanning unit 141.

図２に、走査ユニット１４１の具体的構成の一例を示す。走査ユニット１４１は、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂと、反射ミラー１４１Ｃ、１４１Ｄとを含んで構成されている。  FIG. 2 shows an example of a specific configuration of thescanning unit 141. Thescanning unit 141 includes galvanometer mirrors 141A and 141B and reflection mirrors 141C and 141D.

ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂは、それぞれ回動軸１４１ａ、１４１ｂを中心に回動可能とされている。回動軸１４１ａ、１４１ｂは、互いに直交するように配設されている。図２においては、ガルバノミラー１４１Ａの回動軸１４１ａは、同図の紙面に対して平行方向に配設されており、ガルバノミラー１４１Ｂの回動軸１４１ｂは、同図の紙面に対して直交する方向に配設されている。すなわち、ガルバノミラー１４１Ｂは、図２中の両側矢印に示す方向に回動可能に構成され、ガルバノミラー１４１Ａは、当該両側矢印に対して直交する方向に回動可能に構成されている。それにより、この一対のガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂは、信号光ＬＳの反射方向を互いに直交する方向に変更するようにそれぞれ作用する。なお、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂのそれぞれの回動動作は、後述のミラー駆動機構（図５参照）によって駆動される。  The galvanometer mirrors 141A and 141B are rotatable about therotation shafts 141a and 141b, respectively. The rotatingshafts 141a and 141b are disposed so as to be orthogonal to each other. In FIG. 2, therotation shaft 141a of thegalvano mirror 141A is arranged in a direction parallel to the paper surface of FIG. 2, and therotation shaft 141b of thegalvano mirror 141B is orthogonal to the paper surface of FIG. Arranged in the direction. That is, thegalvano mirror 141B is configured to be rotatable in a direction indicated by a double-sided arrow in FIG. 2, and thegalvano mirror 141A is configured to be rotatable in a direction orthogonal to the double-sided arrow. Accordingly, the pair of galvanometer mirrors 141A and 141B act so as to change the reflection direction of the signal light LS to directions orthogonal to each other. In addition, each rotation operation | movement of thegalvanometer mirror 141A, 141B is driven by the below-mentioned mirror drive mechanism (refer FIG. 5).

ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂにより反射された信号光ＬＳは、反射ミラー１４１Ｃ、１４１Ｄにより反射され、ガルバノミラー１４１Ａに入射したときと同一の向きに進行するようになっている。  The signal light LS reflected by the galvanometer mirrors 141A and 141B is reflected by the reflection mirrors 141C and 141D and travels in the same direction as when incident on thegalvanometer mirror 141A.

なお、前述のように、接続線１５２の内部には光ファイバ１５２ａが導通されており、この光ファイバ１５２ａの端面１５２ｂは、レンズ１４２に対峙して配設される。この端面１５２ｂから出射した信号光ＬＳは、レンズ１４２に向かってビーム径を拡大しつつ進行するが、このレンズ１４２によって平行な光束とされる。逆に、眼底Ｅｆを経由した信号光ＬＳは、このレンズ１４２により、端面１５２ｂに向けて集束されるようになっている。  As described above, theoptical fiber 152 a is electrically connected to the inside of theconnection line 152, and theend surface 152 b of theoptical fiber 152 a is disposed so as to face thelens 142. The signal light LS emitted from theend surface 152b travels toward thelens 142 while expanding the beam diameter, but is converted into a parallel light beam by thelens 142. On the contrary, the signal light LS passing through the fundus oculi Ef is focused toward theend surface 152b by thelens 142.

〔ＯＣＴユニットの構成〕
次に、図３を参照しつつＯＣＴユニット１５０の構成について説明する。同図に示すＯＣＴユニット１５０は、従来の光画像計測装置とほぼ同様の光学系を有するものであり、光源から出力された光を参照光と信号光とに分割し、参照物体を経由した参照光と被測定物体（眼底Ｅｆ）を経由した信号光とを重畳して干渉光を生成する干渉計を具備するとともに、この干渉光の検出結果を解析して被測定物体（眼底Ｅｆ）の画像を形成するように構成されている。[Configuration of OCT unit]
Next, the configuration of theOCT unit 150 will be described with reference to FIG. TheOCT unit 150 shown in the figure has an optical system that is almost the same as that of a conventional optical image measurement device, divides light output from a light source into reference light and signal light, and performs reference via a reference object. An interferometer that generates interference light by superimposing light and signal light that has passed through the object to be measured (fundus Ef) is generated, and an image of the object to be measured (fundus Ef) is analyzed by analyzing the detection result of the interference light. Is formed.

低コヒーレンス光源１６０は、低コヒーレンス光Ｌ０を出力するスーパールミネセントダイオード（ＳＬＤ）や発光ダイオード（ＬＥＤ）等の広帯域光源により構成されている。この低コヒーレンス光Ｌ０は、たとえば、近赤外領域の波長を有し、かつ、数十マイクロメートル程度の時間的コヒーレンス長を有する光とされる。この低コヒーレンス光源１６０から出力される低コヒーレンス光Ｌ０は、眼底カメラユニット１Ａの照明光（波長約４００ｎｍ〜８００ｎｍ）よりも長い波長、たとえば約８００ｎｍ〜９００ｎｍの範囲に含まれる波長を有している。この低コヒーレンス光源１６０は、本発明の「光源」の一例に相当するものである。  The low coherencelight source 160 is configured by a broadband light source such as a super luminescent diode (SLD) or a light emitting diode (LED) that outputs low coherence light L0. The low coherence light L0 is, for example, light having a wavelength in the near infrared region and a temporal coherence length of about several tens of micrometers. The low coherence light L0 output from the low coherencelight source 160 has a wavelength longer than the illumination light (wavelength of about 400 nm to 800 nm) of thefundus camera unit 1A, for example, a wavelength included in a range of about 800 nm to 900 nm. . This low coherencelight source 160 corresponds to an example of the “light source” of the present invention.

低コヒーレンス光源１６０から出力された低コヒーレンス光Ｌ０は、たとえばシングルモードファイバないしはＰＭファイバ（Ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｍａｉｎｔａｉｎｉｎｇ ｆｉｂｅｒ；偏波面保持ファイバ）からなる光ファイバ１６１を通じて光カプラ（ｃｏｕｐｌｅｒ）１６２に導かれる。光カプラ１６２は、この低コヒーレンス光Ｌ０を参照光ＬＲと信号光ＬＳとに分割する。  The low coherence light L0 output from the low coherencelight source 160 is guided to anoptical coupler 162 through anoptical fiber 161 made of, for example, a single mode fiber or a PM fiber (Polarization maintaining fiber). Theoptical coupler 162 splits the low coherence light L0 into the reference light LR and the signal light LS.

なお、光カプラ１６２は、光を分割する手段（スプリッタ；ｓｐｌｉｔｔｅｒ）、及び、光を重畳する手段（カプラ）の双方の作用を有するが、ここでは慣用的に「光カプラ」と称することにする。  Theoptical coupler 162 has both functions of a means for splitting light (splitter) and a means for superposing light (coupler), but here it is conventionally referred to as “optical coupler”. .

光カプラ１６２により生成された参照光ＬＲは、シングルモードファイバ等からなる光ファイバ１６３により導光されてファイバ端面から出射される。出射された参照光ＬＲは、コリメータレンズ１７１により平行光束とされた後、ガラスブロック１７２及び濃度フィルタ１７３を経由し、参照ミラー１７４（参照物体）によって反射される。  The reference light LR generated by theoptical coupler 162 is guided by anoptical fiber 163 made of a single mode fiber or the like and emitted from the end face of the fiber. The emitted reference light LR is collimated by thecollimator lens 171 and then reflected by the reference mirror 174 (reference object) via theglass block 172 and thedensity filter 173.

参照ミラー１７４により反射された参照光ＬＲは、再び濃度フィルタ１７３及びガラスブロック１７２を経由し、コリメータレンズ１７１によって光ファイバ１６３のファイバ端面に集光される。集光された参照光ＬＲは、光ファイバ１６３を通じて光カプラ１６２に導かれる。  The reference light LR reflected by thereference mirror 174 passes through thedensity filter 173 and theglass block 172 again, and is condensed on the fiber end surface of theoptical fiber 163 by thecollimator lens 171. The collected reference light LR is guided to theoptical coupler 162 through theoptical fiber 163.

なお、ガラスブロック１７２と濃度フィルタ１７３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作用している。  Theglass block 172 and thedensity filter 173 are used as delay means for matching the optical path lengths (optical distances) 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. It is working.

また、参照ミラー１７４は、参照光ＬＲの進行方向に沿って移動可能に構成されている。それにより、被検眼Ｅの眼軸長などに応じた参照光ＬＲの光路長を確保するようになっている。なお、参照ミラー１７４の移動は、モータ等の駆動装置を含む駆動機構によって行われる。  Thereference mirror 174 is configured to be movable along the traveling direction of the reference light LR. Thereby, the optical path length of the reference light LR corresponding to the axial length of the eye E to be examined is secured. Thereference mirror 174 is moved by a drive mechanism including a drive device such as a motor.

一方、光カプラ１６２により生成された信号光ＬＳは、シングルモードファイバ等からなる光ファイバ１６４により接続線１５２の端部まで導光される。接続線１５２の内部には光ファイバ１５２ａが導通されている。ここで、光ファイバ１６４と光ファイバ１５２ａとは、単一の光ファイバにより構成されていてもよいし、また、各々の端面同士を接合して一体形成されたものであってもよい。いずれにしても、光ファイバ１６４、１５２ａは、眼底カメラユニット１ＡとＯＣＴユニット１５０との間で、信号光ＬＳを伝送可能に構成されていれば十分である。  On the other hand, the signal light LS generated by theoptical coupler 162 is guided to the end of theconnection line 152 by anoptical fiber 164 made of a single mode fiber or the like. Anoptical fiber 152 a is conducted inside theconnection line 152. Here, theoptical fiber 164 and theoptical fiber 152a may be configured by a single optical fiber, or may be integrally formed by joining the respective end faces. In any case, it is sufficient that theoptical fibers 164 and 152a are configured to transmit the signal light LS between thefundus camera unit 1A and theOCT unit 150.

信号光ＬＳは、接続線１５２内部を導光されて眼底カメラユニット１Ａに案内される。そして、レンズ１４２、走査ユニット１４１、ダイクロイックミラー１３４、撮影レンズ１２６、リレーレンズ１２５、変倍レンズ１２４、撮影絞り１２１、孔開きミラー１１２の孔部１１２ａ、対物レンズ１１３を経由して、被検眼Ｅに入射する（このとき、バリアフィルタ１２２、１２３は、それぞれ光路から退避されている。）。  The signal light LS is guided through theconnection line 152 and guided to thefundus camera unit 1A. Then, the eye E is passed through thelens 142, thescanning unit 141, thedichroic mirror 134, the photographinglens 126, therelay lens 125, thevariable magnification lens 124, the photographingaperture 121, thehole 112a of theaperture mirror 112, and theobjective lens 113. (At this time, the barrier filters 122 and 123 are respectively retracted from the optical path).

被検眼Ｅに入射した信号光ＬＳは、眼底（網膜）Ｅｆ上にて結像し反射される。このとき、信号光ＬＳは、眼底Ｅｆの表面で反射されるだけでなく、眼底Ｅｆの深部領域にも到達して屈折率境界において散乱される。したがって、眼底Ｅｆを経由した信号光ＬＳは、眼底Ｅｆの表面形態を反映する情報と、眼底深部組織の屈折率境界における後方散乱の状態を反映する情報とを含んだ光となる。この光を単に「信号光ＬＳの眼底反射光」と呼ぶことがある。  The signal light LS incident on the eye E is imaged and reflected on the fundus (retina) Ef. At this time, the signal light LS is not only reflected by the surface of the fundus oculi Ef, but also reaches the deep region of the fundus oculi Ef and is scattered at the refractive index boundary. Therefore, the signal light LS passing through the fundus oculi Ef is light including information reflecting the surface morphology of the fundus oculi Ef and information reflecting the state of backscattering at the refractive index boundary of the deep fundus tissue. This light may be simply referred to as “fundus reflected light of the signal light LS”.

信号光ＬＳの眼底反射光は、上記経路を逆向きに進行して光ファイバ１５２ａの端面１５２ｂに集光され、この光ファイバ１５２を通じてＯＣＴユニット１５０に入射し、光ファイバ１６４を通じて光カプラ１６２に戻ってくる。光カプラ１６２は、この信号光ＬＳと、参照ミラー１７４にて反射された参照光ＬＲとを重畳して干渉光ＬＣを生成する。生成された干渉光ＬＣは、シングルモードファイバ等からなる光ファイバ１６５を通じてスペクトロメータ１８０に導光される。  The fundus reflection light of the signal light LS travels in the reverse direction in the above path, is condensed on theend surface 152b of theoptical fiber 152a, enters theOCT unit 150 through theoptical fiber 152, and returns to theoptical coupler 162 through theoptical fiber 164. Come. Theoptical coupler 162 superimposes the signal light LS and the reference light LR reflected by thereference mirror 174 to generate interference light LC. The generated interference light LC is guided to thespectrometer 180 through anoptical fiber 165 made of a single mode fiber or the like.

ここで、本発明の「干渉光生成手段」は、少なくとも、光カプラ１６２、光ファイバ１６３、１６４、参照ミラー１７４を含む干渉計によって構成される。なお、本実施形態ではマイケルソン型の干渉計を採用したが、たとえばマッハツェンダー型など任意のタイプの干渉計を適宜採用することが可能である。  Here, the “interference light generating means” of the present invention is configured by an interferometer including at least anoptical coupler 162,optical fibers 163 and 164, and areference mirror 174. In the present embodiment, a Michelson interferometer is used. However, for example, any type of interferometer such as a Mach-Zehnder type can be appropriately used.

スペクトロメータ（分光計）１８０は、コリメータレンズ１８１、回折格子１８２、結像レンズ１８３、ＣＣＤ１８４を含んで構成される。本実施形態の回折格子１８２は、透過型回折格子であるが、もちろん反射型回折格子を用いることも可能である。また、ＣＣＤ１８４に代えて、その他の光検出素子を適用することももちろん可能である。このような光検出素子は、本発明の「第２の検出手段」の一例に相当するものである。  The spectrometer (spectrometer) 180 includes acollimator lens 181, adiffraction grating 182, animaging lens 183, and aCCD 184. Thediffraction grating 182 of the present embodiment is a transmission diffraction grating, but of course, a reflection diffraction grating can also be used. Of course, other photodetecting elements can be used instead of theCCD 184. Such a light detection element corresponds to an example of the “second detection means” of the present invention.

スペクトロメータ１８０に入射した干渉光ＬＣは、コリメータレンズ１８１により平行光束とされた後、回折格子１８２によって分光（スペクトル分解）される。分光された干渉光ＬＣは、結像レンズ１８３によってＣＣＤ１８４の撮像面上に結像される。ＣＣＤ１８４は、この干渉光ＬＣを受光して電気的な検出信号に変換し、この検出信号を演算制御装置２００に出力する。  The interference light LC incident on thespectrometer 180 is converted into a parallel light beam by thecollimator lens 181 and then split (spectral decomposition) by thediffraction grating 182. The split interference light LC is imaged on the imaging surface of theCCD 184 by theimaging lens 183. TheCCD 184 receives this interference light LC and converts it into an electrical detection signal, and outputs this detection signal to the arithmetic andcontrol unit 200.

〔演算制御装置の構成〕
次に、演算制御装置２００の構成について説明する。この演算制御装置２００は、ＯＣＴユニット１５０のスペクトロメータ１８０のＣＣＤ１８４から入力される検出信号を解析して、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの断層画像を形成する処理を行う。このときの解析手法は、従来のフーリエドメインＯＣＴの手法と同じである。[Configuration of arithmetic control unit]
Next, the configuration of the arithmetic andcontrol unit 200 will be described. The arithmetic andcontrol unit 200 analyzes a detection signal input from theCCD 184 of thespectrometer 180 of theOCT unit 150 and performs a process of forming a tomographic image of the fundus oculi Ef of the eye E to be examined. The analysis method at this time is the same as the conventional Fourier domain OCT method.

また、演算制御装置２００は、眼底カメラユニット１Ａの撮像装置１０、１２から出力される映像信号に基づいて眼底Ｅｆの表面（網膜）の形態を示す２次元画像を形成する処理を行う。  In addition, the arithmetic andcontrol unit 200 performs a process of forming a two-dimensional image indicating the form of the surface (retina) of the fundus oculi Ef based on the video signals output from theimaging devices 10 and 12 of thefundus camera unit 1A.

更に、演算制御装置２００は、眼底カメラユニット１Ａの各部の制御、及び、ＯＣＴユニット１５０の各部の制御を実行する。  Furthermore, the arithmetic andcontrol unit 200 executes control of each part of thefundus camera unit 1A and control of each part of theOCT unit 150.

眼底カメラユニット１Ａの制御としては、たとえば、観察光源１０１や撮影光源１０３による照明光の出力制御、エキサイタフィルタ１０５、１０６やバリアフィルタ１２２、１２３の光路上への挿入／退避動作の制御、ＬＣＤ１３９等の表示動作の制御、照明絞り１１０の移動制御（絞り値の制御）、撮影絞り１２１の絞り値の制御、変倍レンズ１２４の移動制御（倍率の制御）などを行う。また、演算制御装置２００は、走査ユニット１４１内のガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂの回動動作の制御を行う。  Control of thefundus camera unit 1A includes, for example, output control of illumination light by the observationlight source 101 and theimaging light source 103, control of insertion / retraction operations of the exciter filters 105, 106 andbarrier filters 122, 123 on the optical path,LCD 139, etc. Display control, movement control of the aperture stop 110 (control of the aperture value), control of the aperture value of the photographingaperture 121, control of movement of the variable power lens 124 (control of magnification), and the like. The arithmetic andcontrol unit 200 controls the rotation operation of the galvanometer mirrors 141A and 141B in thescanning unit 141.

一方、ＯＣＴユニット１５０の制御としては、低コヒーレンス光源１６０による低コヒーレンス光の出力制御、参照ミラー１７４の移動制御、ＣＣＤ１８４の蓄積時間の制御などを行う。  On the other hand, as control of theOCT unit 150, output control of low coherence light by the low coherencelight source 160, movement control of thereference mirror 174, control of the accumulation time of theCCD 184, and the like are performed.

以上のように作用する演算制御装置２００のハードウェア構成の一例について、図４を参照しつつ説明する。演算制御装置２００は、従来のコンピュータと同様のハードウェア構成を備えている。具体的には、マイクロプロセッサ２０１（ＣＰＵ、ＭＰＵ等）、ＲＡＭ２０２、ＲＯＭ２０３、ハードディスクドライブ（ＨＤＤ）２０４、キーボード２０５、マウス２０６、ディスプレイ２０７、画像形成ボード２０８及び通信インターフェイス（Ｉ／Ｆ）２０９を含んで構成されている。これら各部は、バス２００ａを介して接続されている。  An example of the hardware configuration of the arithmetic andcontrol unit 200 that operates as described above will be described with reference to FIG. The arithmetic andcontrol unit 200 has a hardware configuration similar to that of a conventional computer. Specifically, a microprocessor 201 (CPU, MPU, etc.), RAM 202,ROM 203, hard disk drive (HDD) 204,keyboard 205,mouse 206,display 207, image forming board 208, and communication interface (I / F) 209 are included. It consists of These units are connected via a bus 200a.

マイクロプロセッサ２０１は、ハードディスクドライブ２０４に格納された制御プログラム２０４ａをＲＡＭ２０２上に展開することにより、本実施形態に特徴的な動作を実行する。  Themicroprocessor 201 executes an operation characteristic of the present embodiment by expanding thecontrol program 204 a stored in thehard disk drive 204 on the RAM 202.

また、マイクロプロセッサ２０１は、前述した装置各部の制御や、各種の演算処理などを実行する。また、キーボード２０５やマウス２０６からの操作信号に対応する装置各部の制御、ディスプレイ２０７による表示処理の制御、通信インターフェイス２０９による各種のデータや制御信号等の送受信処理の制御などを実行する。  Further, themicroprocessor 201 executes control of each part of the device described above, various arithmetic processes, and the like. Also, control of each part of the device corresponding to operation signals from thekeyboard 205 andmouse 206, control of display processing by thedisplay 207, control of transmission / reception processing of various data and control signals by thecommunication interface 209, and the like are executed.

キーボード２０５、マウス２０６及びディスプレイ２０７は、眼底観察装置１のユーザインターフェイスとして使用される。キーボード２０５は、たとえば文字や数字等をタイピング入力するためのデバイスとして用いられる。マウス２０６は、ディスプレイ２０７の表示画面に対する各種入力操作を行うためのデバイスとして用いられる。  Thekeyboard 205, themouse 206, and thedisplay 207 are used as a user interface of the fundusoculi observation device 1. Thekeyboard 205 is used as a device for inputting, for example, letters and numbers. Themouse 206 is used as a device for performing various input operations on the display screen of thedisplay 207.

また、ディスプレイ２０７は、ＬＣＤやＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）等の任意の表示デバイスであり、眼底観察装置１により形成された眼底Ｅｆの画像を表示したり、各種の操作画面や設定画面などを表示したりする。  Thedisplay 207 is an arbitrary display device such as an LCD or a CRT (Cathode Ray Tube), and displays an image of the fundus oculi Ef formed by the fundusoculi observation device 1, and displays various operation screens and setting screens. To do.

なお、眼底観察装置１のユーザインターフェイスは、このような構成に限定されるものではなく、たとえばトラックボール、ジョイスティック、タッチパネル式のＬＣＤ、眼科検査用のコントロールパネルなど、各種情報を表示出力する機能と、各種情報を入力する機能とを具備する任意のユーザインターフェイス手段を用いて構成することが可能である。  Note that the user interface of the fundusoculi observation device 1 is not limited to such a configuration. For example, a function for displaying and outputting various information such as a trackball, a joystick, a touch panel LCD, a control panel for ophthalmic examination, and the like. Any user interface means having a function of inputting various information can be used.

画像形成ボード２０８は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの画像を形成する処理を行う専用の電子回路である。この画像形成ボード２０８には、眼底画像形成ボード２０８ａとＯＣＴ画像形成ボード２０８ｂとが設けられている。眼底画像形成ボード２０８ａは、眼底カメラユニット１Ａの撮像装置１０や撮像装置１２からの映像信号に基づいて眼底画像を形成するように動作する、専用の電子回路である。また、ＯＣＴ画像形成ボード２０８ｂは、ＯＣＴユニット１５０のスペクトロメータ１８０のＣＣＤ１８４からの検出信号に基づいて眼底画像（断層画像）を形成するように動作する、専用の電子回路である。このような画像形成ボード２０８を設けることにより、眼底画像を形成する処理の処理速度を向上させることができる。  The image forming board 208 is a dedicated electronic circuit that performs processing for forming an image of the fundus oculi Ef of the eye E. The image forming board 208 is provided with a fundusimage forming board 208a and an OCTimage forming board 208b. The fundusimage forming board 208a is a dedicated electronic circuit that operates to form a fundus image based on video signals from theimaging device 10 and theimaging device 12 of thefundus camera unit 1A. The OCTimage forming board 208b is a dedicated electronic circuit that operates to form a fundus image (tomographic image) based on a detection signal from theCCD 184 of thespectrometer 180 of theOCT unit 150. By providing such an image forming board 208, the processing speed of processing for forming a fundus image can be improved.

通信インターフェイス２０９は、マイクロプロセッサ２０１からの制御信号を、眼底カメラユニット１ＡやＯＣＴユニット１５０に送信する処理を行う。また、通信インターフェイス２０９は、眼底カメラユニット１Ａの撮像装置１０、１２からの映像信号や、ＯＣＴユニット１５０のＣＣＤ１８４からの検出信号を受信して、画像形成ボード２０８に入力する処理などを行う。このとき、通信インターフェイス２０９は、撮像装置１０、１２からの映像信号を眼底画像形成ボード２０８ａに入力し、ＣＣＤ１８４からの検出信号をＯＣＴ画像形成ボード２０８ｂに入力するように動作する。  Thecommunication interface 209 performs a process of transmitting a control signal from themicroprocessor 201 to thefundus camera unit 1A or theOCT unit 150. Thecommunication interface 209 receives video signals from theimaging devices 10 and 12 of thefundus camera unit 1 </ b> A and detection signals from theCCD 184 of theOCT unit 150 and inputs them to the image forming board 208. At this time, thecommunication interface 209 operates to input video signals from theimaging devices 10 and 12 to the fundusimage forming board 208a and input detection signals from theCCD 184 to the OCTimage forming board 208b.

また、演算制御装置２００がＬＡＮ（Ｌｏｃａｌ Ａｒｅａ Ｎｅｔｗｏｒｋ）やインターネット等のネットワークに接続されている場合には、通信インターフェイス２０９に、ＬＡＮカード等のネットワークアダプタやモデム等の通信機器を具備させて、当該ネットワーク経由のデータ通信を行えるように構成することが可能である。その場合、制御プログラム２０４ａを格納するサーバを設置するとともに、演算制御装置２００を当該サーバのクライアント端末として構成することができる。  When the arithmetic andcontrol unit 200 is connected to a network such as a LAN (Local Area Network) or the Internet, thecommunication interface 209 is equipped with a network adapter such as a LAN card and a communication device such as a modem. It is possible to configure to perform data communication via a network. In that case, a server for storing thecontrol program 204a can be installed, and the arithmetic andcontrol unit 200 can be configured as a client terminal of the server.

〔制御系の構成〕
以上のような構成を有する眼底観察装置１の制御系の構成について、図５を参照しつつ説明する。図５は、眼底観察装置１が具備する構成のうち、本発明に係る動作や処理に関わる部分を特に選択して示したものである。[Control system configuration]
The configuration of the control system of the fundusoculi observation device 1 having the above configuration will be described with reference to FIG. FIG. 5 shows a particular selection of the part related to the operation and processing according to the present invention from the configuration of the fundusoculi observation device 1.

眼底観察装置１の制御系は、演算制御装置２００の制御部２１０を中心に構成される。制御部２１０は、マイクロプロセッサ２０１、ＲＡＭ２０２、ＲＯＭ２０３、ハードディスクドライブ２０４（制御プログラム２０４ａ）、通信インターフェイス２０９等を含んで構成される。  The control system of the fundusoculi observation device 1 is configured around thecontrol unit 210 of the arithmetic andcontrol unit 200. Thecontrol unit 210 includes amicroprocessor 201, a RAM 202, aROM 203, a hard disk drive 204 (control program 204a), acommunication interface 209, and the like.

制御部２１０は、制御プログラム２０４ａに基づいて動作するマイクロプロセッサ２０１により、前述の制御処理を実行する。特に、眼底カメラユニット１Ａのミラー駆動機構２４１、２４２をそれぞれ制御することにより、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂをそれぞれ独立に動作させるようになっている。  Thecontrol unit 210 executes the above-described control process by themicroprocessor 201 that operates based on thecontrol program 204a. In particular, the galvanometer mirrors 141A and 141B are independently operated by controlling themirror drive mechanisms 241 and 242 of thefundus camera unit 1A, respectively.

また、制御部２１０は、眼底観察装置１により撮影される２種類の画像、すなわち眼底カメラユニット１Ａによる眼底Ｅｆの表面の２次元画像（眼底画像Ｅｆ′）と、ＯＣＴユニット１５０により得られた検出信号を基に形成される眼底Ｅｆの画像とを、ユーザインターフェイス２４０のディスプレイ２０７に表示させるための制御を行う。これらの眼底画像は、それぞれ別々にディスプレイ２０７にさせることもできるし、それらを並べて同時に表示させることもできる。  Thecontrol unit 210 also detects two types of images captured by the fundusoculi observation device 1, that is, a two-dimensional image (fundus image Ef ′) of the surface of the fundus oculi Ef by thefundus camera unit 1A and the detection obtained by theOCT unit 150. Control for displaying an image of the fundus oculi Ef formed based on the signal on thedisplay 207 of theuser interface 240 is performed. These fundus images can be individually displayed on thedisplay 207, or they can be displayed side by side.

画像形成部２２０は、眼底カメラユニット１Ａの撮像装置１０、１２からの映像信号に基づいて眼底画像を形成する処理と、ＯＣＴユニット１５０のＣＣＤ１８４からの検出信号に基づいて眼底画像を形成する処理とを行うもので、画像形成ボード２０８を含んで構成される。  Theimage forming unit 220 forms a fundus image based on video signals from theimaging devices 10 and 12 of thefundus camera unit 1A, and forms a fundus image based on a detection signal from theCCD 184 of theOCT unit 150. The image forming board 208 is included.

画像処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された眼底画像に対して各種の画像処理を施すものである。たとえば、ＯＣＴユニット１５０からの検出信号に基づく眼底Ｅｆの断層画像に基づいて眼底Ｅｆの３次元画像を形成する処理や、眼底画像の輝度調整等の各種補正処理などを実行するものである。  Theimage processing unit 230 performs various types of image processing on the fundus image formed by theimage forming unit 220. For example, processing for forming a three-dimensional image of the fundus oculi Ef based on a tomographic image of the fundus oculi Ef based on a detection signal from theOCT unit 150, various correction processing such as brightness adjustment of the fundus oculi image, and the like are executed.

ユーザインターフェイス（ＵＩ）２４０は、キーボード２０５やマウス２０６等の操作デバイスと、ディスプレイ２０７等の表示デバイスとを具備している。  The user interface (UI) 240 includes operation devices such as akeyboard 205 and amouse 206, and a display device such as adisplay 207.

以下、制御部２１０による信号光ＬＳの走査の制御態様について、そして画像形成部２２０及び画像処理部２３０によるＯＣＴユニット１５０からの検出信号に対する処理の態様について、それぞれ説明する。なお、眼底カメラユニット１Ａからの映像信号に対する画像形成部２２０等の処理については、従来と同様であるので説明は省略することにする。  Hereinafter, the control mode of scanning of the signal light LS by thecontrol unit 210 and the mode of processing of the detection signal from theOCT unit 150 by theimage forming unit 220 and theimage processing unit 230 will be described. Note that the processing of theimage forming unit 220 and the like with respect to the video signal from thefundus camera unit 1A is the same as the conventional processing, and thus the description thereof is omitted.

〔信号光の走査について〕
信号光ＬＳの走査は、前述のように、眼底カメラユニット１Ａの走査ユニット１４１のガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂの反射面の向きを変更することにより行われる。制御部２１０は、ミラー駆動機構２４１、２４２をそれぞれ制御することで、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂの反射面の向きをそれぞれ変更し、信号光ＬＳを眼底Ｅｆ上において走査する。[Scanning signal light]
As described above, the scanning of the signal light LS is performed by changing the direction of the reflecting surfaces of the galvanometer mirrors 141A and 141B of thescanning unit 141 of thefundus camera unit 1A. Thecontrol unit 210 controls themirror driving mechanisms 241 and 242 to change the directions of the reflecting surfaces of the galvanometer mirrors 141A and 141B, respectively, and scans the signal light LS on the fundus oculi Ef.

ガルバノミラー１４１Ａの反射面の向きが変更されると、信号光ＬＳは、眼底Ｅｆ上において水平方向（図１のｘ方向）に走査される。一方、ガルバノミラー１４１Ａの反射面の向きが変更されると、信号光ＬＳは、眼底Ｅｆ上において垂直方向（図１のｙ方向）に走査される。また、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂの双方の反射面の向きを同時に変更させることにより、ｘ方向とｙ方向とを合成した方向に信号光ＬＳを走査することができる。すなわち、これら２つのガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂを制御することにより、ｘｙ平面上の任意の方向に信号光ＬＳを走査することができる。  When the direction of the reflecting surface of thegalvanometer mirror 141A is changed, the signal light LS is scanned in the horizontal direction (x direction in FIG. 1) on the fundus oculi Ef. On the other hand, when the direction of the reflecting surface of thegalvanometer mirror 141A is changed, the signal light LS is scanned in the vertical direction (y direction in FIG. 1) on the fundus oculi Ef. Further, the signal light LS can be scanned in a direction in which the x direction and the y direction are combined by simultaneously changing the directions of the reflecting surfaces of both the galvanometer mirrors 141A and 141B. That is, by controlling these twogalvanometer mirrors 141A and 141B, the signal light LS can be scanned in an arbitrary direction on the xy plane.

図６は、眼底Ｅｆの画像を形成するための信号光ＬＳの走査態様の一例を表している。図６（Ａ）は、信号光ＬＳが被検眼Ｅに入射する方向から眼底Ｅｆを見た（つまり図１の−ｚ方向から＋ｚ方向を見た）ときの、信号光ＬＳの走査態様の一例を表す。また、図６（Ｂ）は、眼底Ｅｆ上の各走査線における走査点（画像計測を行う位置）の配列態様の一例を表す。  FIG. 6 illustrates an example of a scanning mode of the signal light LS for forming an image of the fundus oculi Ef. FIG. 6A shows an example of a scanning mode of the signal light LS when the fundus oculi Ef is viewed from the direction in which the signal light LS is incident on the eye E (that is, when viewed from the −z direction to the + z direction in FIG. 1). Represents. FIG. 6B illustrates an example of an arrangement mode of scanning points (positions where image measurement is performed) on each scanning line on the fundus oculi Ef.

図６（Ａ）に示すように、信号光ＬＳは、あらかじめ設定された矩形の走査領域Ｒ内を走査される。この走査領域Ｒ内には、ｘ方向に複数（ｍ本）の走査線Ｒ１〜Ｒｍが設定されている。各走査線Ｒｉ（ｉ＝１〜ｍ）に沿って信号光ＬＳが走査されるときに、干渉光ＬＣの検出信号が生成されるようになっている。  As shown in FIG. 6A, the signal light LS is scanned in a rectangular scanning region R set in advance. In this scanning region R, a plurality (m) of scanning lines R1 to Rm are set in the x direction. When the signal light LS is scanned along each scanning line Ri (i = 1 to m), a detection signal of the interference light LC is generated.

ここで、各走査線Ｒｉの方向を「主走査方向」と呼び、それに直交する方向を「副走査方向」と呼ぶことにする。したがって、信号光ＬＳの主走査方向への走査は、ガルバノミラー１４１Ａの反射面の向きを変更することにより実行され、副走査方向への走査は、ガルバノミラー１４１Ｂの反射面の向きを変更することによって実行される。  Here, the direction of each scanning line Ri is referred to as a “main scanning direction”, and a direction orthogonal to the direction is referred to as a “sub-scanning direction”. Therefore, scanning in the main scanning direction of the signal light LS is executed by changing the direction of the reflecting surface of thegalvano mirror 141A, and scanning in the sub-scanning direction changes the direction of the reflecting surface of thegalvano mirror 141B. Executed by.

各走査線Ｒｉ上には、図６（Ｂ）に示すように、複数（ｎ個）の走査点Ｒｉ１〜Ｒｉｎがあらかじめ設定されている。  On each scanning line Ri, as shown in FIG. 6B, a plurality (n) of scanning points Ri1 to Rin are set in advance.

図６に示す走査を実行するために、制御部２１０は、まず、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂを制御し、眼底Ｅｆに対する信号光ＬＳの入射目標を第１の走査線Ｒ１上の走査開始位置ＲＳ（走査点Ｒ１１）に設定する。続いて、制御部２１０は、低コヒーレンス光源２を制御し、低コヒーレンス光Ｌ０をフラッシュ発光させて、走査開始位置ＲＳに信号光ＬＳを入射させる。ＣＣＤ１８４は、この信号光ＬＳの走査開始位置ＲＳにおける眼底反射光に基づく干渉光ＬＣを受光し、検出信号を制御部２１０に出力する。  In order to execute the scan illustrated in FIG. 6, thecontrol unit 210 first controls the galvanometer mirrors 141A and 141B to set the incidence target of the signal light LS on the fundus oculi Ef as the scan start position RS ( Set to scan point R11). Subsequently, thecontrol unit 210 controls the low coherencelight source 2, causes the low coherence light L0 to flash, and causes the signal light LS to enter the scanning start position RS. TheCCD 184 receives the interference light LC based on the fundus reflection light at the scanning start position RS of the signal light LS and outputs a detection signal to thecontrol unit 210.

次に、制御部２１０は、ガルバノミラー１４１Ａを制御して、信号光ＬＳを主走査方向に走査して、その入射目標を走査点Ｒ１２に設定し、低コヒーレンス光Ｌ０をフラッシュ発光させて走査点Ｒ１２に信号光ＬＳを入射させる。ＣＣＤ１８４は、この信号光ＬＳの走査点Ｒ１２における眼底反射光に基づく干渉光ＬＣを受光し、検出信号を制御部２１０に出力する。  Next, thecontrol unit 210 controls thegalvanometer mirror 141A, scans the signal light LS in the main scanning direction, sets the incident target at the scanning point R12, flashes the low coherence light L0, and scans the scanning point. The signal light LS is incident on R12. TheCCD 184 receives the interference light LC based on the fundus reflection light at the scanning point R12 of the signal light LS, and outputs a detection signal to thecontrol unit 210.

制御部２１０は、同様にして、信号光ＬＳの入射目標を走査点Ｒ１３、Ｒ１４、・・・、Ｒ１（ｎ−１）、Ｒ１ｎと順次移動させつつ、各走査点において低コヒーレンス光Ｌ０をフラッシュ発光させることにより、各走査点ごとの干渉光ＬＣに対応してＣＣＤ１８４から出力される検出信号を取得する。  Similarly, thecontroller 210 sequentially flashes the low coherence light L0 at each scanning point while sequentially moving the incident target of the signal light LS from the scanning points R13, R14,..., R1 (n−1), R1n. By emitting light, a detection signal output from theCCD 184 corresponding to the interference light LC for each scanning point is acquired.

第１の走査線Ｒ１の最後の走査点Ｒ１ｎにおける計測が終了したら、制御部２１０は、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂを同時に制御して、信号光ＬＳの入射目標を、線換え走査ｒに沿って第２の走査線Ｒ２の最初の走査点Ｒ２１まで移動させる。そして、この第２の走査線Ｒ２の各走査点Ｒ２ｊ（ｊ＝１〜ｎ）について前述の計測を行うことで、各走査点Ｒ２ｊに対応する検出信号をそれぞれ取得する。  When the measurement at the last scanning point R1n of the first scanning line R1 is completed, thecontrol unit 210 controls the galvanometer mirrors 141A and 141B at the same time so that the incident target of the signal light LS is changed along the line changing scan r. The second scanning line R2 is moved to the first scanning point R21. And the detection signal corresponding to each scanning point R2j is each acquired by performing the above-mentioned measurement about each scanning point R2j (j = 1-n) of this 2nd scanning line R2.

同様に、第３の走査線Ｒ３、・・・・、第ｍ−１の走査線Ｒ（ｍ−１）、第ｍの走査線Ｒｍのそれぞれについて計測を行い、各走査点に対応する検出信号を取得する。なお、走査線Ｒｍ上の符号ＲＥは、走査点Ｒｍｎに対応する走査終了位置である。  Similarly, measurement is performed for each of the third scanning line R3,..., The m−1th scanning line R (m−1), and the mth scanning line Rm, and a detection signal corresponding to each scanning point. To get. Note that the symbol RE on the scanning line Rm is a scanning end position corresponding to the scanning point Rmn.

それにより、制御部２１０は、走査領域Ｒ内のｍ×ｎ個の走査点Ｒｉｊ（ｉ＝１〜ｍ、ｊ＝１〜ｎ）に対応するｍ×ｎ個の検出信号を取得する。以下、走査点Ｒｉｊに対応する検出信号をＤｉｊと表すことがある。  Thereby, thecontrol unit 210 acquires m × n detection signals corresponding to m × n scanning points Rij (i = 1 to m, j = 1 to n) in the scanning region R. Hereinafter, the detection signal corresponding to the scanning point Rij may be represented as Dij.

以上のような走査点の移動と低コヒーレンス光Ｌ０の出力との連動制御は、たとえば、ミラー駆動機構２４１、２４２に対する制御信号の送信タイミングと、低コヒーレンス光源２に対する制御信号（出力要求信号）の送信タイミングとを互いに同期させることによって実現することができる。  The linked control of the scanning point movement and the output of the low-coherence light L0 as described above is performed, for example, by transmitting a control signal to themirror driving mechanisms 241 and 242 and a control signal (output request signal) for the low-coherence light source 2. This can be realized by synchronizing the transmission timing with each other.

制御部２１０は、上述のように各ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂを動作させるときに、その動作内容を示す情報として各走査線Ｒｉの位置や各走査点Ｒｉｊの位置（ｘｙ座標系における座標）を記憶しておくようになっている。この記憶内容（走査位置情報）は、従来と同様に画像形成処理において用いられる。  When the galvanometer mirrors 141A and 141B are operated as described above, thecontrol unit 210 stores the position of each scanning line Ri and the position of each scanning point Rij (coordinates in the xy coordinate system) as information indicating the operation content. It has come to keep. This stored content (scanning position information) is used in the image forming process as in the prior art.

〔画像処理について〕
次に、画像形成部２２０及び画像処理部２３０によるＯＣＴ画像に関する処理について、その一例を説明する。[About image processing]
Next, an example of processing related to an OCT image by theimage forming unit 220 and theimage processing unit 230 will be described.

画像形成部２２０は、各走査線Ｒｉ（主走査方向）に沿った眼底Ｅｆの断層画像の形成処理を実行する。また、画像処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された断層画像に基づく眼底Ｅｆの３次元画像の形成処理などを実行する。  Theimage forming unit 220 executes a process of forming a tomographic image of the fundus oculi Ef along each scanning line Ri (main scanning direction). Further, theimage processing unit 230 executes a process for forming a three-dimensional image of the fundus oculi Ef based on the tomographic image formed by theimage forming unit 220.

画像形成部２２０による断層画像の形成処理は、従来と同様に、２段階の演算処理を含んで構成される。第１段階の演算処理においては、各走査点Ｒｉｊに対応する検出信号Ｄｉｊに基づいて、その走査点Ｒｉｊにおける眼底Ｅｆの深度方向（図１に示すｚ方向）の画像を形成する。  The tomographic image forming process by theimage forming unit 220 is configured to include a two-stage arithmetic process, as in the prior art. In the first stage of arithmetic processing, an image in the depth direction (z direction shown in FIG. 1) of the fundus oculi Ef at the scanning point Rij is formed based on the detection signal Dij corresponding to each scanning point Rij.

図７は、画像形成部２２０により形成される断層画像の態様を表している。第２段階の演算処理においては、各走査線Ｒｉについて、その上のｎ個の走査点Ｒｉ１〜Ｒｉｎにおける深度方向の画像に基づき、この走査線Ｒｉに沿った眼底Ｅｆの断層画像Ｇｉを形成する。このとき、画像形成部２２０は、各走査点Ｒｉ１〜Ｒｉｎの位置情報（前述の走査位置情報）を参照して各走査点Ｒｉ１〜Ｒｉｎの配列及び間隔を決定して、この走査線Ｒｉを形成するようになっている。以上の処理により、副走査方向（ｙ方向）の異なる位置におけるｍ個の断層画像Ｇ１〜Ｇｍが得られる。  FIG. 7 shows an aspect of a tomographic image formed by theimage forming unit 220. In the second stage arithmetic processing, a tomographic image Gi of the fundus oculi Ef along this scanning line Ri is formed for each scanning line Ri based on the image in the depth direction at the n scanning points Ri1 to Rin above it. . At this time, theimage forming unit 220 determines the arrangement and interval of the scanning points Ri1 to Rin with reference to the positional information (scanning position information described above) of the scanning points Ri1 to Rin, and forms the scanning line Ri. It is supposed to be. Through the above processing, m tomographic images G1 to Gm at different positions in the sub-scanning direction (y direction) are obtained.

次に、画像処理部２３０による眼底Ｅｆの３次元画像の形成処理について説明する。眼底Ｅｆの３次元画像は、上記の演算処理により得られたｍ個の断層画像に基づいて形成される。画像処理部２３０は、隣接する断層画像Ｇｉ、Ｇ（ｉ＋１）の間の画像を補間する公知の補間処理を行うなどして、眼底Ｅｆの３次元画像を形成する。  Next, a process for forming a three-dimensional image of the fundus oculi Ef by theimage processing unit 230 will be described. A three-dimensional image of the fundus oculi Ef is formed based on the m number of tomographic images obtained by the above arithmetic processing. Theimage processing unit 230 forms a three-dimensional image of the fundus oculi Ef by performing a known interpolation process for interpolating an image between adjacent tomographic images Gi and G (i + 1).

このとき、画像処理部２３０は、各走査線Ｒｉの位置情報を参照して各走査線Ｒｉの配列及び間隔を決定して、この３次元画像を形成するようになっている。この３次元画像には、各走査点Ｒｉｊの位置情報（前述の走査位置情報）と、深度方向の画像におけるｚ座標とに基づいて、３次元座標系（ｘ、ｙ、ｚ）が設定される。  At this time, theimage processing unit 230 determines the arrangement and interval of each scanning line Ri with reference to the position information of each scanning line Ri, and forms this three-dimensional image. In this three-dimensional image, a three-dimensional coordinate system (x, y, z) is set based on the position information (the above-described scanning position information) of each scanning point Rij and the z coordinate in the image in the depth direction. .

また、画像処理部２３０は、この３次元画像に基づいて、主走査方向（ｘ方向）以外の任意方向の断面における眼底Ｅｆの断層画像を形成することができる。断面が指定されると、画像処理部２３０は、この指定断面上の各走査点（及び／又は補間された深度方向の画像）の位置を特定し、各特定位置における深度方向の画像（及び／又は補間された深度方向の画像）を３次元画像から抽出し、抽出された複数の深度方向の画像を配列させることにより当該指定断面における眼底Ｅｆの断層画像を形成する。  Further, theimage processing unit 230 can form a tomographic image of the fundus oculi Ef in a cross section in an arbitrary direction other than the main scanning direction (x direction) based on the three-dimensional image. When a cross section is designated, theimage processing unit 230 identifies the position of each scanning point (and / or the interpolated depth direction image) on the designated cross section, and the depth direction image (and / or at each specific position). (Or an interpolated image in the depth direction) is extracted from the three-dimensional image, and a plurality of extracted images in the depth direction are arranged to form a tomographic image of the fundus oculi Ef in the designated cross section.

なお、図７に示す画像Ｇｍｊは、走査線Ｒｍ上の走査点Ｒｍｊにおける深度方向（ｚ方向）の画像を表している。同様に、前述の第１段階の演算処理において形成される、各走査線Ｒｉ上の各走査点Ｒｉｊにおける深度方向の画像を、「画像Ｇｉｊ」と表す。  Note that an image Gmj shown in FIG. 7 represents an image in the depth direction (z direction) at the scanning point Rmj on the scanning line Rm. Similarly, an image in the depth direction at each scanning point Rij on each scanning line Ri, which is formed in the above-described first stage arithmetic processing, is represented as “image Gij”.

［作用・効果］
以上のような構成を有する本実施形態に係る眼底観察装置１の作用及び効果について説明する。[Action / Effect]
The operation and effect of the fundusoculi observation device 1 according to this embodiment having the above-described configuration will be described.

この眼底観察装置１は、眼底Ｅｆの表面の状態を表す２次元画像を得るための眼底カメラとして作用する眼底カメラユニット１Ａと、眼底Ｅｆの断層画像（及び３次元画像）を得るための光画像計測装置として作用するＯＣＴユニット１５０とを備えている。  The fundusoculi observation device 1 includes afundus camera unit 1A that functions as a fundus camera for obtaining a two-dimensional image representing the surface state of the fundus oculi Ef, and an optical image for obtaining a tomographic image (and a three-dimensional image) of the fundus oculi Ef. And anOCT unit 150 acting as a measuring device.

ＯＣＴユニット１５０による画像形成に使用される信号光の光路は、眼底カメラユニット１Ａの撮影光学系１３０により形成される光路（撮影光路）に合成されて被検眼Ｅに導かれる。この光路の合成は、ダイクロイックミラー１３４によって為される。  The optical path of the signal light used for image formation by theOCT unit 150 is combined with the optical path (imaging optical path) formed by the imagingoptical system 130 of thefundus camera unit 1A and guided to the eye E to be examined. This optical path is synthesized by thedichroic mirror 134.

また、信号光ＬＳの眼底反射光は、撮影光路に沿ってダイクロイックミラー１３４まで導光されるとともに、このダイクロイックミラー１３４によって撮影光路から分離されてＯＣＴユニット１５０に向かうようになっている。  Further, the fundus reflection light of the signal light LS is guided to thedichroic mirror 134 along the imaging optical path, and is separated from the imaging optical path by thedichroic mirror 134 and is directed to theOCT unit 150.

このように、眼底カメラユニット１Ａの撮影光路と、信号光ＬＳの光路とを合成し、分離するように作用するダイクロイックミラー１３４（光路分離合成手段）を設けることにより、眼底Ｅｆの表面の２次元画像と眼底Ｅｆの断層画像（及び３次元画像）との双方を取得することが可能となる。  In this way, by providing the dichroic mirror 134 (optical path separation / synthesis means) that combines and separates the imaging optical path of thefundus camera unit 1A and the optical path of the signal light LS, the two-dimensional surface of the fundus Ef is provided. Both an image and a tomographic image (and a three-dimensional image) of the fundus oculi Ef can be acquired.

特に、被検眼Ｅに対して、眼底カメラユニット１Ａによる照明光の照射と、ＯＣＴユニット１５０による信号光ＬＳの照射とを同時に行っても、それぞれの眼底反射光をダイクロイックミラー１３４によって分離し、それぞれを検出して画像を形成することができるので、眼底Ｅｆの表面の２次元画像と眼底Ｅｆの断層画像の双方を同時に撮影することが可能である。  In particular, even if irradiation of illumination light by thefundus camera unit 1A and irradiation of the signal light LS by theOCT unit 150 are simultaneously performed on the eye E, each fundus reflection light is separated by thedichroic mirror 134, respectively. Therefore, it is possible to simultaneously capture both a two-dimensional image of the surface of the fundus oculi Ef and a tomographic image of the fundus oculi Ef.

このとき、ＯＣＴユニット１５０からの信号光ＬＳと同時に照射される照明光は、撮影光源１０３からの近赤外光であってもよいし、観察光源１０１からの可視光であってもよい。  At this time, the illumination light irradiated simultaneously with the signal light LS from theOCT unit 150 may be near infrared light from theimaging light source 103 or visible light from the observationlight source 101.

［変形例］
以上に詳述した構成は、本発明に係る眼底観察装置を好適に実施するための一例に過ぎないものである。したがって、本発明の要旨の範囲内における任意の変形を適宜に施すことが可能である。[Modification]
The configuration described in detail above is merely an example for favorably implementing the fundus oculi observation device according to the present invention. Therefore, arbitrary modifications within the scope of the present invention can be appropriately made.

たとえば、上記の実施形態では、低コヒーレンス光Ｌ０として、約８００ｎｍ〜９００ｎｍの波長の近赤外光を使用しているが、眼底Ｅｆのより深い領域の画像計測を行うために、より長い波長の光を使用することができる。たとえば、約９００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長の近赤外光を使用したり、約１０００ｎｍ〜１１００ｎｍの波長の近赤外光を使用したりすることができる。  For example, in the above embodiment, near-infrared light having a wavelength of about 800 nm to 900 nm is used as the low coherence light L0. Light can be used. For example, near infrared light having a wavelength of about 900 nm to 1000 nm can be used, or near infrared light having a wavelength of about 1000 nm to 1100 nm can be used.

なお、約９００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長の低コヒーレンス光Ｌ０を使用する場合には、眼底カメラユニット１Ａにおける照明光として、たとえば約７００ｎｍ〜９００ｎｍの波長の近赤外光を使用することができる。また、約１０００ｎｍ〜１１００ｎｍの波長の近赤外光を低コヒーレンス光Ｌ０を使用する場合には、眼底カメラユニット１Ａにおける照明光として、たとえば約８５０ｎｍ〜１０００ｎｍの波長の近赤外光を使用することができる。ここで、いずれの場合においても、低コヒーレンス光Ｌ０の波長を、眼底カメラユニット１Ａの照明光の波長よりも長く設定することが望ましいが、波長の長短の関係を逆にした構成を適用することも可能である。  When using low coherence light L0 having a wavelength of about 900 nm to 1000 nm, near infrared light having a wavelength of about 700 nm to 900 nm, for example, can be used as illumination light in thefundus camera unit 1A. When using near-infrared light having a wavelength of about 1000 nm to 1100 nm and low-coherence light L0, for example, near-infrared light having a wavelength of about 850 nm to 1000 nm is used as illumination light in thefundus camera unit 1A. Can do. Here, in any case, it is desirable to set the wavelength of the low-coherence light L0 to be longer than the wavelength of the illumination light of thefundus camera unit 1A, but a configuration in which the relationship between the wavelengths is reversed is applied. Is also possible.

また、本発明に係る眼底観察装置の第１の画像形成手段は、眼底カメラ（ユニット）に限定されるものではなく、眼底表面の２次元画像の形成することが可能な任意の眼科装置を適用することが可能である。たとえば、スリットランプ（細隙灯顕微鏡装置）などを第１の画像形成手段として用いることができる。  The first image forming means of the fundus oculi observation device according to the present invention is not limited to the fundus camera (unit), and any ophthalmologic apparatus capable of forming a two-dimensional image of the fundus oculi surface is applied. Is possible. For example, a slit lamp (slit lamp microscope apparatus) or the like can be used as the first image forming means.

また、上記の実施形態では、画像形成部２２０（画像形成ボード２０８）によって眼底画像の形成処理を行うとともに、制御部２１０（マイクロプロセッサ２０１等）によって各種制御処理を行うようになっているが、これら双方の処理を１台若しくは複数台のコンピュータによって行うように構成することができる。  In the above embodiment, the fundus image is formed by the image forming unit 220 (the image forming board 208) and various control processes are performed by the control unit 210 (themicroprocessor 201 or the like). Both of these processes can be performed by one or a plurality of computers.

本発明に係る眼底観察装置の好適な実施形態の全体構成の一例を表す概略構成図である。It is a schematic block diagram showing an example of the whole structure of suitable embodiment of the fundus oculi observation device concerning the present invention.本発明に係る眼底観察装置の好適な実施形態における眼底カメラユニットに内蔵される走査ユニットの構成の一例を表す概略構成図である。It is a schematic block diagram showing an example of a structure of the scanning unit incorporated in the fundus camera unit in a preferred embodiment of the fundus oculi observation device according to the present invention.本発明に係る眼底観察装置の好適な実施形態におけるＯＣＴユニットの構成の一例を表す概略構成図である。It is a schematic block diagram showing an example of a structure of the OCT unit in suitable embodiment of the fundus oculi observation device concerning the present invention.本発明に係る眼底観察装置の好適な実施形態における演算制御装置のハードウェア構成の一例を表す概略ブロック図である。It is a schematic block diagram showing an example of the hardware constitutions of the arithmetic and control unit in suitable embodiment of the fundus oculi observation device concerning the present invention.本発明に係る眼底観察装置の好適な実施形態の制御系の構成の一例を表す概略ブロック図である。It is a schematic block diagram showing an example of the structure of the control system of suitable embodiment of the fundus oculi observation device concerning the present invention.本発明に係る眼底観察装置の好適な実施形態による信号光の走査態様の一例を表す概略図である。図６（Ａ）は、被検眼に対する信号光の入射側から眼底を見たときの信号光の走査態様の一例を表している。また、図６（Ｂ）は、各走査線上の走査点の配列態様の一例を表している。It is the schematic showing an example of the scanning aspect of the signal light by suitable embodiment of the fundus oculi observation device concerning the present invention. FIG. 6A shows an example of a scanning mode of the signal light when the fundus is viewed from the incident side of the signal light with respect to the eye to be examined. FIG. 6B shows an example of an arrangement mode of scanning points on each scanning line.本発明に係る眼底観察装置の好適な実施形態による信号光の走査態様、及び、各走査線に沿って形成される断層画像の態様の一例を表す概略図である。It is the schematic showing an example of the scanning aspect of the signal light by the suitable embodiment of the fundus oculi observation device concerning the present invention, and the aspect of the tomographic image formed along each scanning line.従来における眼底観察装置（眼底カメラ）の外観構成の一例を表す概略側面図である。It is a schematic side view showing an example of the appearance composition of the conventional fundus oculi observation device (fundus camera).従来における眼底観察装置（眼底カメラ）の内部構成（光学系の構成）の一例を表す概略図である。It is the schematic showing an example of the internal structure (structure of an optical system) of the fundus observation apparatus (fundus camera) in the past.

符号の説明Explanation of symbols

１ 眼底観察装置
１Ａ 眼底カメラユニット
８ｃ 装着部
１０、１２ 撮像装置
１００ 照明光学系
１０１ 観察光源
１０３ 撮影光源
１２０ 撮影光学系
１３４、１３６ ダイクロイックミラー
１４１ 走査ユニット
１４１Ａ、１４１Ｂ ガルバノミラー
１４２ レンズ
１５０ ＯＣＴユニット
１５１ コネクタ部
１５２ 接続線
１５２ａ、１６１、１６３、１６４、１６５ 光ファイバ
１６０ 低コヒーレンス光源
１６２ 光カプラ
１７４ 参照ミラー
１８０ スペクトロメータ
１８４ ＣＣＤ
２００ 演算制御装置
２０１ マイクロプロセッサ
２０８ 画像形成ボード
２０８ａ 眼底画像形成ボード
２０８ｂ ＯＣＴ画像形成ボード
２１０ 制御部
２２０ 画像形成部
２３０ 画像処理部
２４０ ユーザインターフェイス
２４１、２４２ ミラー駆動機構
Ｌ０ 低コヒーレンス光
ＬＲ 参照光
ＬＳ 信号光
ＬＣ 干渉光
Ｒ 走査領域
Ｒ１〜Ｒｍ 走査線
Ｒｉｊ（ｉ＝１〜ｍ、ｊ＝１〜ｎ） 走査点
Ｇ１〜Ｇｍ 断層画像
Ｇｉｊ（ｉ＝１〜ｍ、ｊ＝１〜ｎ） 深度方向の画像
Ｅ 被検眼
Ｅｆ 眼底
Ｅｆ′ 眼底画像（２次元画像）DESCRIPTION OFSYMBOLS 1Fundus observation apparatus 1AFundus camera unit 8c Mountingpart 10, 12 Imaging device 100 Illuminationoptical system 101 Observationlight source 103 Imaging light source 120 Imagingoptical system 134, 136Dichroic mirror 141Scan unit 141A,141B Galvano mirror 142Lens 150OCT unit 151Connector Unit 152connection line 152a, 161, 163, 164, 165optical fiber 160 low coherencelight source 162optical coupler 174reference mirror 180spectrometer 184 CCD
200Arithmetic Control Device 201 Microprocessor 208Image Forming Board 208a FundusImage Forming Board 208b OCTImage Forming Board 210Control Unit 220Image Forming Unit 230Image Processing Unit 240User Interfaces 241, 242 Mirror Drive Mechanism L0 Low Coherence Light LR Reference Light LS Signal Optical LC Interference light R Scanning region R1 to Rm Scanning line Rij (i = 1 to m, j = 1 to n) Scanning point G1 to Gm Tomographic image Gij (i = 1 to m, j = 1 to n) in the depth direction Image E Eye to be examined Ef Fundus Ef ′ Fundus image (two-dimensional image)

Claims (8)

Translated fromJapanese

被検眼の眼底に照明光を照射する照明光学系と、前記眼底を経由した照明光を第１の検出手段により検出する撮影光学系とを有し、該第１の検出手段による検出結果に基づいて前記眼底の表面の２次元画像を形成する第１の画像形成手段と、
前記照明光とは異なる波長の光を出力する光源と、該光源から出力された前記光を前記眼底に向かう信号光と参照物体に向かう参照光とに分割し、前記眼底を経由した信号光と前記参照物体を経由した参照光とを重畳させて干渉光を生成する干渉光生成手段と、該生成された干渉光を検出する第２の検出手段とを有し、該第２の検出手段による検出結果に基づいて前記眼底の断層画像を形成する第２の画像形成手段と、
前記撮影光学系により形成される撮影光路と前記眼底に向かう信号光の光路とを合成するとともに、前記撮影光路と前記眼底を経由した信号光の光路とを分離する光路合成分離手段と、
を備え、
前記撮影光路に前記合成された前記信号光は、前記撮影光路を介して前記眼底に照射され、
前記撮影光路から前記分離された前記信号光は、前記干渉光生成手段により前記参照光と前記重畳される、
ことを特徴とする眼底観察装置。An illumination optical system that irradiates illumination light to the fundus of the eye to be examined and an imaging optical system that detects illumination light passing through the fundus by a first detection unit, based on a detection result by the first detection unit First image forming means for forming a two-dimensional image of the fundus surface;
A light source that outputs light having a wavelength different from that of the illumination light; and the light output from the light source is divided into signal light that travels toward the fundus and reference light that travels toward a reference object, and signal light that passes through the fundus An interference light generation unit that generates interference light by superimposing the reference light that has passed through the reference object; and a second detection unit that detects the generated interference light. A second image forming means for forming a tomographic image of the fundus based on a detection result;
An optical path combining / separating unit that combines the imaging optical path formed by the imaging optical system and the optical path of the signal light toward the fundus and separates the imaging optical path and the optical path of the signal light passing through the fundus;
With
The combined signal light in the imaging optical path is irradiated to the fundus through the imaging optical path,
The signal light separated from the imaging optical path is superimposed on the reference light by the interference light generation means,
A fundus oculi observation device characterized by that. 前記第１の画像形成手段の前記照明光と前記第２の画像形成手段の前記光源により出力される光とは、それぞれ近赤外領域の波長を有する光である、
ことを特徴とする請求項１に記載の眼底観察装置。The illumination light of the first image forming unit and the light output by the light source of the second image forming unit are each light having a wavelength in the near infrared region.
The fundus oculi observation device according to claim 1. 前記光源により出力される光は、前記照明光よりも波長が長い、
ことを特徴とする請求項２に記載の眼底観察装置。The light output by the light source has a longer wavelength than the illumination light.
The fundus oculi observation device according to claim 2. 前記照明光は７００ｎｍ〜８００ｎｍの範囲に含まれる波長を有し、
前記光源により出力される光は８００ｎｍ〜９００ｎｍの範囲に含まれる波長を有する、
ことを特徴とする請求項３に記載の眼底観察装置。The illumination light has a wavelength included in a range of 700 nm to 800 nm,
The light output by the light source has a wavelength included in the range of 800 nm to 900 nm.
The fundus oculi observation device according to claim 3. 前記照明光は８５０ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲に含まれる波長を有し、
前記光源により出力される光は１０００ｎｍ〜１１００ｎｍの範囲に含まれる波長を有する、
ことを特徴とする請求項３に記載の眼底観察装置。The illumination light has a wavelength included in the range of 850 nm to 1000 nm,
The light output by the light source has a wavelength included in the range of 1000 nm to 1100 nm.
The fundus oculi observation device according to claim 3. 前記光路合成分離手段は、ダイクロイックミラーである、
ことを特徴とする請求項１〜請求項５のいずれか一項に記載の眼底観察装置。The optical path combining / separating means is a dichroic mirror.
The fundus oculi observation device according to any one of claims 1 to 5, wherein: 前記第１の画像形成手段の前記照明光学系は、可視領域の波長を有する照明光を出力する可視光源を更に備え、
前記撮影光学系は、前記眼底を経由した前記可視領域の波長を有する照明光を検出する第３の検出手段を更に備え、
前記第１の画像形成手段は、前記第３の検出手段による検出結果に基づいて前記眼底の表面の２次元画像を形成する、
ことを特徴とする請求項２〜請求項６のいずれか一項に記載の眼底観察装置。The illumination optical system of the first image forming unit further includes a visible light source that outputs illumination light having a wavelength in the visible region,
The photographing optical system further includes third detection means for detecting illumination light having a wavelength in the visible region via the fundus.
The first image forming unit forms a two-dimensional image of the surface of the fundus based on a detection result by the third detection unit;
The fundus oculi observation device according to any one of claims 2 to 6, wherein 前記撮影光学系は、前記赤外領域の波長を有する照明光の光路と、前記可視領域の波長を有する照明光の光路とを分離する光路分離手段を更に備えている、
ことを特徴とする請求項７に記載の眼底観察装置。The photographing optical system further includes optical path separation means for separating an optical path of illumination light having a wavelength in the infrared region and an optical path of illumination light having a wavelength in the visible region.
The fundus oculi observation device according to claim 7.

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