【発明の詳細な説明】【０００１】【発明の属する技術分野】本発明は眼底立体形状測定装
置、特に被検眼眼底に光を照射し、その反射光を受光し
て光電変換した後、信号処理を行なうことにより被検眼
眼底の３次元情報を得る眼底立体形状測定装置に関する
ものである。【０００２】【従来の技術】従来より、対象物の立体的な形状を非接
触で測定するために、光学的な測定方法が数多く存在す
る。そのような光学的３次元計測法の医療分野への応用
例として、最近特に注目されているものの一つは、人間
の眼底の３次元情報を取得するための装置である。【０００３】すなわち、眼底の検査は眼科においては勿
論のこと、内科においても高血圧症や糖尿病、脳神経疾
患等の診断のために有用とされ、従来より眼底カメラ等
を使って眼底を撮影検査する方法が広く普及している。
しかし眼底の特に乳頭部の陥没状態を定量的に計測する
ことが緑内障の早期発見に有効であり失明予防にも直結
することから、近年通常の眼底カメラ等による２次元情
報とは別に、眼底の立体的な３次元情報を取得しようと
する試みがなされるようになった。【０００４】このような眼底立体計測法の１つはある一
定の格子パターンを眼底に投影し、それを所定の角度離
れた方向から観測することにより、格子像の直線からの
ずれを測定する。このずれ量を三角測量法の原理によっ
て深さ方向に換算することにより眼底の陥没状態を定量
的に評価するものである。【０００５】眼底立体計測法のもう１つは、立体写真の
原理に基づくもので、例えば眼底カメラにより入射瞳を
異ならせて角度を違えて眼底を２回写真撮影する。その
２枚の眼底写真を画像解析することにより深さ情報を抽
出して定量化する。また眼底カメラの写真フィルムの代
りに観測角度の異なる２台のテレビカメラを配置し、コ
ンピュータと連動して立体的な情報を自動的に採取する
ような装置の開発も行なわれている。【０００６】【発明が解決しようとする課題】しかし、このようない
ずれの方法も現状においてはまだ空間分解能が低く、ま
た精度や再現性の高さという点でも難があり、必ずしも
臨床用として実用になるには至っていない。その原因の
一つは人間の眼底では小さな瞳という限られた窓を通し
て、比較的に大きな球状物体の内面を観測するという物
理的な制約があるからであり、三角測量の原理によって
も、立体写真の原理によっても観測のための角度差を大
きく取ることはできないためである。もう一つの原因は
眼底の反射率とコントラストは極めて低く、その一方で
眼底の乳頭部は反射強度の変化が激しいという対象物の
特異な反射特性によるもので、主にこのような２つの原
因から立体形状を測定する場合の空間分解能や精度及び
再現性の向上は困難になっている。【０００７】従来装置による計測法の別の問題点は、い
ずれの原理によっても深さ情報を直接測定する方法では
ないために、演算処理に時間がかかるということであ
る。すなわち三角測量の原理によるものでは格子像のず
れ量を深さ情報に換算するための演算時間、また立体写
真によるものでは２枚の画像情報から深さ情報を算出す
るまでの解析時間を必要とし、これら処理時間の短縮は
空間分解能の向上と相反する関係にもある。このような
演算処理に要する時間はコンピュータの進歩によってか
なり短縮化させることは可能であるが、まだ臨床用とし
て必ずしも十分なものではない。【０００８】一方、人間の眼底の検査を行なうための装
置の１つとして米国の眼科研究機関：レティナ・ファウ
ンデーション（Retina Foundation）において開発され
たレーザー走査による電子的な検眼装置が知られている
（参照：米国特許USP-4213678及び特開昭62-117524）。
この装置では、低照度の照明によって高コントラストの
眼底像をリアルタイムでＴＶモニター上に映し出せるこ
と等の多くの優れた特徴を有し非常に注目される。この
レーザー走査法によっても眼底の立体形状を捉えられる
可能性があることを、同研究機関では、論文、アプライ
ド・オプティクス（Applied Optics）Vol.19(1980)p299
7に述べている。しかし、それはあくまでも、先に説明
した入射瞳を異ならせる立体写真法と同じ原理に基づく
もので、分解能や精度等の問題があり、眼底の立体形状
を直接的に捉えるという点で実用化されるには到ってい
ない。【０００９】本発明の課題は、上記問題点を解決するた
めになされたもので、例えば三角測量法で必要とするよ
うな観測のための角度差を大きく取ることができず、反
射率の変化が激しいような被検眼眼底に対して適用可能
で、空間分解能や精度及び再現性が高く、測定処理時間
も短くて済む新しい実用的な眼底立体形状測定装置を提
供することにある。【００１０】【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、本発明では、被検眼眼底に光を照射し、その反射光
を受光して光電変換した後信号処理を行うことにより被
検眼眼底の３次元情報を得る眼底立体形状測定装置にお
いて、レーザー光源からの光ビームを第１の方向及びそ
れと直交する第２の方向にそれぞれ所定周波数で２次元
的に走査するレーザー光走査手段と、前記レーザー光走
査手段で２次元的に走査された光ビームを被検眼の光学
的な瞳をほぼ旋回中心として眼底に照射するための光学
系と、前記光学系を介した眼底からの反射光を走査し
て、少なくとも前記第２の方向に対しては走査が固定す
るように導く光学的手段と、走査が固定されている向き
に調整され、かつ第１と第２の方向とは直交する光軸方
向に沿って眼底と光学的に共役な位置の前方および後方
にそれぞれ配置された２つの検出開口と、前記２つの検
出開口のそれぞれの通過光を受光するための２つの受光
素子と、前記２つの受光素子の出力信号の除算処理から
前記光軸方向に沿った眼底の凹凸情報を演算する手段と
を有する構成を採用した。【００１１】更に、本発明では、被検眼眼底に光を照射
し、その反射光を受光して光電変換した後信号処理を行
うことにより被検眼眼底の３次元情報を得る眼底立体形
状測定装置において、レーザー光源からの光ビームを第
１の方向及びそれと直交する第２の方向にそれぞれ所定
周波数で２次元的に走査するレーザー光走査手段と、前
記レーザー光走査手段で２次元的に走査された光ビーム
を被検眼の光学的な瞳をほぼ旋回中心として眼底に照射
するための光学系と、前記光学系を介した眼底からの反
射光を走査して、少なくとも前記第２の方向に対しては
走査が固定するように導く光学的手段と、走査が固定さ
れている向きに調整され、かつ第１と第２の方向とは直
交する光軸方向に沿って眼底と光学的に共役な位置の前
方および後方にそれぞれ配置された２つの検出開口と、
前記２つの検出開口のそれぞれの通過光を受光するため
の２つの受光素子と、前記２つの受光素子の出力信号の
間で除算処理を行ない、その除算処理を介して生ずる所
定の非線型性を修正して、前記光軸方向に沿った眼底の
凹凸情報を演算するための信号処理手段と、受光素子か
らの出力信号あるいは信号処理手段から出力される凹凸
情報を選択して表示装置に出力する手段とを有し、選択
された受光素子からの出力信号あるいは凹凸情報を前記
第１と第２の方向のレーザー光走査と同期して表示装置
に表示する構成も採用している。【００１２】【００１３】このような構成によれば対象物からの反射
光を走査して、走査が固定するように導く光学的手段に
より検出手段の側で反射光は少なくとも１次元方向に走
査が固定したものとなり、それによって検出開口（スリ
ット等）を用いた焦点位置による光軸方向の情報検出が
可能になる。従って人間の眼底のように例えば三角測量
法で必要とするような観測のための角度差を大きく取る
ことができない対象物にも適用可能であり、かつ割算回
路を用いて対象物における光学的な反射特性の情報を打
ち消す手段を有しているから、対象物の反射率の変化が
激しいような場合にもその影響がなく、精度や再現性が
高い。更に光偏向器による走査手段によって多くの測定
点での高い空間分解能での測定が可能になり、また光軸
方向の情報を直接的に検出しているから、その測定処理
に要する時間も比較的短く済ませることができる。【００１４】【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を図１
〜図５に従って詳細に説明する。【００１５】図１には本発明による立体形状測定装置の
光学系の概略構成が示されており、被測定物として人間
の眼底を対象にしている。図１において符号１で示すも
のはヘリウム・ネオン（Ｈｅ−Ｎｅ）またはアルゴン
（Ａｒ+）等のレーザー光源である。レーザー光源１か
ら発せられたレーザー光束２はビームエキスパンダー３
を通って所定の大きさにまで拡大された後、ミラー４に
よって折り返され、レンズ５に入射する。レンズ５はそ
れに続く符号６で示される音響光学偏向素子（Acousto-
Optic Deflector : AOD、以下ＡＯＤと略記する）の矩
形状開口にレーザービームを整形して入射するためのも
のであり複数の円筒レンズの組み合せを含んでいる。Ａ
ＯＤ６の前後にはレーザービームに対するＡＯＤの入射
角及び出射角の光波長依存性を補正するためにプリズム
７、８が配置される。ＡＯＤによって１次元方向（水平
方向）の偏向を受けたレーザー光はレンズ５と類似の構
成を有するレンズ９によってＡＯＤの開口に適した矩形
状光束から本来の円形光束に整形された後、レンズ１０
とスリット１１を通過する。スリット１１はＡＯＤ６の
０次光（図示せず）を遮断して１次回折光のみを利用す
るためのものである。スリット１１を通過した１次回折
光１２はレンズ１３によって被検眼１４の瞳と光学的に
共役な位置に置かれたミラー１５の中心部を旋回中心と
して１次元的に走査するように導かれる。【００１６】ＡＯＤ６によるレーザー光の走査周波数は
通常のＮＴＳＣ方式のテレビの水平走査に対応して１
５．７５ＫＨｚに選ばれる。またＡＯＤ６の前後に配置
されるプリズム７、８についてはレーザー光として単一
波長のものしか使用しないのであれば必ずしも必要では
ない。【００１７】ミラー１５によって反射されたレーザー光
束はレンズ作用を有する凹面ミラー１６によって反射さ
れミラー１７に導かれる。ミラー１７はガルバノメータ
１８に取り付けられレーザー光束を垂直方向に走査する
ためのものである。ミラー１７は振動ミラーまたはガル
バノミラーとも呼ばれる。ミラー１７によって２次元的
に走査されたレーザービームは対物レンズ１９を通過し
てそれによって被検眼１４の瞳孔中心部、すなわち被検
眼の角膜や水晶体等１４ａの中心部を通り眼底に照射さ
れる。眼底が測定の対象となる場合は、被検眼の前眼部
の角膜水晶体１４ａがレーザービームの最終的な結像レ
ンズの役割を果たす。【００１８】眼底からの反射光（図１において点線で図
示）は再び対物レンズ１９を通り振動ミラー１７に導か
れて反射し、更に凹面ミラー１６によって反射する。眼
底からの反射光は２次元的に走査される状態にあるが、
振動ミラー１７で反射され、凹面ミラー１６の側に導か
れた後は、振動ミラー１７の偏向作用によって垂直方向
の走査が固定された状態、すなわち１次元方向のみに走
査される反射光となっている。【００１９】振動ミラー１７によるレーザー光の走査周
波数は通常のテレビの垂直走査に対応して６０Ｈｚに選
ばれる。【００２０】凹面ミラー１６によって反射された眼底か
らの反射光はミラー１５の周辺部を通過して、ここで照
射レーザー光と分離される。ミラー１５の周辺部を通過
した１次元的に走査される眼底からの反射光はレンズ２
０を通って、その後、半分がミラー（ハーフミラー）２
１によって反射され、検出スリット２２とレンズ２３を
通過して受光素子２４により検出される。受光素子２４
の前面にはレーザー光の波長に対応したフィルター２５
が配置される。また、レンズ２０とハーフミラー２１と
の間には対物レンズ１９の表面からの反射光の影響を除
去するための黒点２６が置かれている。【００２１】一方眼底からの反射光のもう半分はハーフ
ミラー２１を通過しミラー２１の反射光と同様に検出ス
リット２７、レンズ２８、フィルター２９を通って受光
素子３０により検出される。フィルター２９はレーザー
光の波長に対応したフィルター２５と全く同じ特性を有
するものである。【００２２】図１から明らかなように２つの検出スリッ
ト２２、２７は被検眼１４の眼底と光学的に共役な位置
２２ａ、２７ａよりも少しずらして配置される。しか
も、そのずらし方の方向は光軸に沿って被検眼に向い、
それぞれ眼底と光学的に共役な位置よりも僅かに前方、
及び僅かに後方に設定されている。【００２３】図２はすでに図１において示した光学系の
特に眼底からの反射光を導く部分について、より現実の
配置に近い形で再現した光学系の構成図である。図２に
おいてＡＯＤ６によって１次元方向（水平方向）に偏向
されたレーザー光（１次回折光）１２はレンズ１３によ
って被検眼瞳と光学的に共役な位置に置かれたミラー１
５を旋回中心として走査するように導かれる。図２では
１次回折光１２の走査方向は紙面と垂直な方向であり、
従って光束は光学系の中心軸に沿った形で描かれてい
る。ミラー１５で反射された水平方向（図２の紙面と垂
直方向）に走査されるレーザー光は凹面ミラー１６で反
射され、更にガルバノメータ１８に取り付けられたミラ
ー（振動ミラー）１７によって反射されると共に、垂直
方向（紙面と水平方向）に走査される。振動ミラー１７
によって２次元方向（水平及び垂直方向）に走査された
レーザービームは対物レンズ１９によって被検眼１４の
眼底に照射され、眼底からの反射光（図２において点線
で示す）は入射光と同じ光学系１９、１７、１６を通っ
て返って来る。【００２４】すでに述べたように、眼底が測定対象とな
る場合は、被検眼のレンズ（角膜水晶体）１４ａが光ビ
ームの最終的な結像レンズの役割を果たしており、光ビ
ームは、この結像レンズの光学的な瞳をほぼ旋回中心と
して導かれる。【００２５】ミラー１５の部分で入射光と分離された眼
底からの反射光はレンズ２０を通過した後ハーフミラー
２１で反射光と通過光とにそれぞれ光量が半分ずつにさ
れ、光路が分岐する。ミラー２１の反射光は検出スリッ
ト２２、レンズ２３、フィルター２５を通って受光素子
２４により検出され、一方ミラー２１の通過光は検出ス
リット２７、レンズ２８、フィルター２９を通って受光
素子３０により検出される。図２において振動ミラー１
７より受光素子２４、３０までの点線で示された眼底か
らの反射光は水平方向（図２の紙面と垂直方向）のみに
走査される状態にあり、従って光束は光学系の中心軸に
沿った形で、あたかも走査はされていないような状態に
描かれている。この図から明らかなように２つの検出ス
リットはその間隙と平行な方向には反射光が走査され、
間隙と垂直な方向には走査が固定するような向きに置か
れ、かつ光軸に沿って被検眼に向かい、眼底と共役な位
置２２ａ、２７ａよりも少し前方及び少し後方にそれぞ
れずらして配置されている。【００２６】受光素子２４、３０により検出され光電変
換された結果得られる電気信号は被検眼１４の眼底の反
射特性を反映したものである。しかもＡＯＤ６と振動ミ
ラー１７によるレーザー光の水平及び垂直走査周波数は
通常のＴＶスキャンに対応しているから、受光素子２４
及び３０の出力信号を適度に増幅してＴＶモニターに供
給すれば、そのいずれによってもモニター上には被検眼
の通常の２次元的な眼底画像を映しだすことができる。
要するにモニター上には使用するレーザー光の波長に対
応した眼底の組織層の光学的な反射特性に依存した画像
が得られる。【００２７】ただし、この場合２つの検出スリット２
２、２７が眼底と光学的に共役な位置よりも少しずれて
配置されているために、それら２つのスリットを通して
眼底からの反射光を受光する２つの受光素子の出力信号
は検出スリットと眼底との光学的な共役関係のある状態
によってはお互いの信号強度が異なって来る。すなわち
２つの検出スリットの間隙がそれぞれ等しいとして、眼
底と光学的に共役な位置、つまり眼底の焦点位置が２つ
の検出スリット２２、２７に対して等距離にある状態で
は、２つの受光素子の出力信号はほぼ同じ強度となる
が、レーザー光の走査に伴なって、対象物眼底の場所に
よる凹凸により眼底の共役位置が僅かにずれたような場
合には、２つの受光素子の出力信号は強度差を生じるよ
うになる。【００２８】図３はこのような２つの受光素子２４、３
０の出力信号の特性を模式的に示した図である。図３の
横軸はレーザー光が走査される水平：ｘ、垂直：ｙ両方
向に垂直な光軸方向の距離：Ｚを、また縦軸は受光素子
の出力信号強度：Ｉを表わす。２つの波形Ｉ1、Ｉ2は例
えば眼底の陥没等によって眼底と光学的に共役な位置が
光軸方向：Ｚに対して移動した場合に受光素子２４及び
受光素子３０の出力信号がそれぞれどのように変化する
かを示している。図２を参照すれば明らかなように、眼
底と光学的に共役な位置２２ａが検出スリット２２の位
置に一致した場合（図３のＡ点）、受光素子２４の出力
信号の強度：Ｉ1は最大となりその前後においてＩ1はな
だらかに減衰する。一方受光素子３０の出力信号の強度
Ｉ2は眼底と光学的に共役な位置２７ａが検出スリット
２７の位置に一致した場合（図３のＢ点）に最大とな
り、その前後においてはＩ1の場合と同様に減衰する。
ただし気付かねばならないことはこれらの信号強度は対
象物眼底の反射率に完全に依存しているということであ
る。すなわち眼底の反射率が大きい部分をレーザー光が
走査した場合は、図３の波形はそれに比例して大きくな
り反射率が小さい場合は反対に小さくなる。【００２９】図４は図３のような特性を有する受光素子
２４、３０の出力信号を演算した結果得られる特性の模
式図である。横軸は図３と同じ光軸方向の距離：Ｚを、
また縦軸は演算結果の信号強度：Ｉ′を表わしている。
２つの波形はそれぞれＩ1−Ｉ2及びＩ2／Ｉ1を演算した
結果を示す。この２つの波形の内Ｉ1−Ｉ2のような差動
型の特性についてはその強度値が零になる点がありＺと
部分的に比例するという特徴を有することから、しばし
ば光学式ビデオディスク等においてＺ方向の焦点位置検
出のために使用される。しかしこのＩ1−Ｉ2の値につい
てはすでに述べたことから明らかなように、それが眼底
の反射率に完全に依存しているために、眼底からの反射
光強度が分らないと、Ｉ1−Ｉ2の値からＺ方向の値を決
定することはできない。一方Ｉ2／Ｉ1についてはＩ1及
びＩ2の強度が眼底の反射率に依存していても、それぞ
れが分母、分子で打ち消し合って、その値が眼底の反射
率とは無関係なものとなり、従ってＩ2／Ｉ1の値からＺ
方向の値を決定することができる。これを数学的に表現
すれば、Ｉ0（ｘ，ｙ）を眼底からの反射光強度とし
て、Ｉ1＝ｆ1（Ｚ）・Ｉ0（ｘ，ｙ）Ｉ2＝ｆ2（Ｚ）・Ｉ0（ｘ，ｙ）としたときに、Ｉ2／Ｉ1＝ｆ2（Ｚ）／ｆ1（Ｚ）である
から、Ｉ2／Ｉ1の値は反射率によらずＺの値のみに依存
した所定の関数となり、Ｉ2／Ｉ1の値からＺの値が求め
られることは明らかである。すなわちＩ2／Ｉ1の値を演
算して求めることにより、眼底と光学的に共役な位置が
光軸方向：Ｚに対してどれだけ変位しているか、つまり
レーザー光のｘ，ｙ方向の走査に伴ない、対象物眼底が
場所によってどれだけＺ方向に変位しているかという３
次元的な凹凸の程度を定量化することができる。【００３０】このような特性を利用してＺ方向の値を決
定できる範囲は図４に示したようなＡ点とＢ点よりも内
側にある一定の測定範囲となる。またＩ2／Ｉ1の値はＺ
の値と比例関係にはなく相当な非線形性を有しているこ
とから、実際の測定装置に利用する場合は、その非線形
性の補正手段が必要となる。【００３１】図５は本発明による立体形状測定装置の電
気系の構成を示すブロック図である。レーザー光源１か
らのレーザー光はＡＯＤ６及び振動ミラー１７により水
平方向及び垂直方向に偏向走査された後、被検眼１４に
照射される。ＡＯＤ６には対応したドライバー３１が接
続され、ドライバー３１は鋸歯状波生成器３２で生成さ
れたのこぎり波信号により制御される。一方ミラー１７
を振動させるガルバノメータ１８には対応したドライバ
ー３３が接続され、ドライバー３３は鋸歯状波生成器３
４により生成されたのこぎり波信号により制御される。【００３２】被検眼１４からの反射光は受光素子２４、
３０によって検出され、その出力信号は符号３５、３６
で示される増幅器により所定のレベルにまで増幅され
る。２つの増幅器からの出力信号Ｉ1、Ｉ2は割算器３７
に入力されてＩ2／Ｉ1の演算がなされた後、その結果は
関数発生器３８に入力される。すでに説明したように受
光素子２４及び３０からの出力信号の演算結果は図４に
示すような強度特性を有しており、関数発生器３８はそ
の図４におけるＩ2／Ｉ1の非線形性を打ち消すためのも
のである。関数発生器の出力信号はその強度が対象物眼
底における光軸：Ｚ方向の変位、すなわち眼底の凹凸の
程度に比例したものとなる。割算器３７と関数発生器３
８はすべてアナログＩＣを用いて構成することもできる
し、またＡ／Ｄ・Ｄ／Ａ変換器とディジタル演算回路等
によって構成することも可能である。【００３３】関数発生器３８の出力信号及び増幅器３
５、３６の出力信号は信号処理装置３９に入力して情報
の選択と所定の処理がなされた後、ＴＶモニター等の出
力装置４０に送られ出力画像の表示が行なわれる。すな
わち増幅器３５または３６からの信号が選択された場合
は、出力画像は通常の２次元の対象物眼底の反射特性を
表したものとなり、一方関数発生器３８からの信号が選
択された場合は対象物眼底における凹凸の程度を場所に
よる濃度の違い、あるいは色の違いとして表示した画像
となる。また、信号処理装置３９においてはその内部に
設けられたマイクロプロセッサーとソフトウエアによる
処理によって関数発生器３８の出力信号を元に３次元の
グラフィックパターンを生成し、たとえば眼底を斜めか
ら観測した場合の立体鳥瞰図としてその画像を出力装置
４０に表示することも可能である。【００３４】レーザー光の２次元的な偏向走査を行なう
制御系と、眼底からの反射光の受光・処理を行なう出力
系とは同期信号発生器４１からの水平同期信号４１ａ及
び垂直同期信号４１ｂとによって同期が取られ、システ
ムの全体的な時間的制御が可能になる。【００３５】なお本実施形態においては対称物（眼底）
からの反射光を振動ミラーによる垂直方向のみに走査し
て、その走査を固定しているので、反射光の焦点位置の
変位の検出のために２つの検出スリットを使用したが、
仮に水平方向の光偏向器として回転多面鏡等を採用して
反射光の走査を行ない、水平方向の走査も固定した場合
は検出スリットは円形開口に置き換えられることはいう
までもない。すなわち、対象物からの反射光を２つの光
偏向器の１方向に対して走査してその走査を１方向にの
み固定するものは勿論、両方向に対して走査を行ない、
反射光の走査を両方向に完全に固定するものでも、対象
物からの反射光の焦点位置の変位に基づいて、２つの光
偏向器の走査方向とは直交する光軸方向の対象物におけ
る形状特性に関連した情報を検出するものであれば本発
明に含まれる。【００３６】また本実施形態では対象物を眼底に特定し
て説明を行なったが、本発明の内容はそれだけに限定さ
れるものではなく、例えば走査型レーザー顕微鏡等に応
用して微生物や細胞あるいは集積回路内部の微細な配線
パターン等の３次元的な立体形状を捉えるために利用す
るということも当然可能である。【００３７】【発明の効果】以上説明したように、本発明では、レー
ザー光源からの光ビームは、被検眼の光学的な瞳をほぼ
中心にして２次元的に旋回し眼底を照射するので、眼底
を効率良く照射し走査することが可能になる。従って、
走査によって得られる画像情報の空間分解能が高く、ま
た走査された被検眼眼底からの反射光を効率的に受光し
ているので、被検眼眼底における反射特性の影響も除去
しやすくなり、Ｓ／Ｎ比が高く精度再現性に優れた眼底
立体形状測定が可能になる。【００３８】更に、凹凸情報を演算するための信号処理
は、眼底と光学的に共役な位置の前方及び後方にそれぞ
れ配置された２つの検出開口を介した受光素子からの出
力信号の除算処理であるので、眼底の凹凸情報を眼底の
反射率とは無関係にリアルタイムで短時間で測定するこ
とが可能になる、という優れた作用効果が得られる。Description: BACKGROUND OF THE INVENTION [0001] 1. Field of the Invention [0002] The present invention relates to a three-dimensionalfundus shape measuring apparatus, and more particularly to a method of irradiating afundus of asubject's eye with light, receiving reflected light thereof, photoelectrically converting the light, and then performing signal processing. Theeye tobe examined
The present invention relates to afundus three-dimensional shape measurement device that obtains three-dimensional information of afundus . 2. Description of the Related Art Conventionally, there have been many optical measurement methods for non-contact measurement of a three-dimensional shape of an object. As an application example of such an optical three-dimensional measurement method in the medical field, one of the things that has been particularly noticed recently is a device for acquiring three-dimensional information of a human fundus. That is, examination of the fundus is useful not only in ophthalmology but also in internal medicine for diagnosis of hypertension, diabetes, cranial nerve disease, etc. Conventionally, a method of photographing and examining the fundus using a fundus camera or the like has been known. Are widely spread.
However, quantitatively measuring the state of depression of the fundus, especially of the nipple, is effective for early detection of glaucoma and is directly linked to blindness prevention. Attempts have been made to acquire three-dimensional information in three dimensions. One of such fundus three-dimensional measurement methods measures a deviation of a grid image from a straight line by projecting a certain grid pattern on the fundus and observing it from a direction separated by a predetermined angle. The amount of displacement is converted in the depth direction by the principle of triangulation to quantitatively evaluate the depressed state of the fundus. [0005] Another method of the fundus three-dimensional measurement is based on the principle of three-dimensional photography. For example, a fundus camera uses a different entrance pupil to photograph the fundus twice with different angles. The depth information is extracted and quantified by image analysis of the two fundus photographs. Further, an apparatus has been developed in which two television cameras having different observation angles are arranged in place of the photographic film of the fundus camera, and three-dimensional information is automatically collected in cooperation with a computer. [0006] However, at present, all of these methods are still low in spatial resolution and high in accuracy and reproducibility, so that they are not always practical for clinical use. It has not become. One of the reasons is that there is a physical restriction to observe the inner surface of a relatively large spherical object through a limited window with a small pupil on the human fundus. This is because the angle difference for observation cannot be made large according to the principle of. Another cause is that the reflectance and contrast of the fundus are extremely low, while the nipple of the fundus is due to the unique reflection characteristics of the object, where the reflection intensity changes drastically, mainly due to these two causes. It is difficult to improve the spatial resolution, accuracy, and reproducibility when measuring a three-dimensional shape. Another problem of the measurement method using the conventional apparatus is that it is not a method of directly measuring depth information according to any principle, and therefore, it takes a long time to perform an arithmetic processing. In other words, the method based on the principle of triangulation requires an operation time for converting the amount of displacement of the lattice image into depth information, and the method based on a three-dimensional photograph requires an analysis time for calculating depth information from two pieces of image information. However, shortening of these processing times has a conflicting relationship with improvement of spatial resolution. The time required for such arithmetic processing can be considerably reduced by advances in computers, but it is not always sufficient for clinical use. On the other hand, as one of the devices for examining the fundus of a human, there is known an electronic optometric device by laser scanning developed by a retina foundation (Retina Foundation) of the United States Ophthalmology Research Institute (Retina Foundation). Reference: U.S. Pat. No. 4,213,678 and JP-A-62-117524).
This device has many excellent features, such as being able to project a high-contrast fundus image on a TV monitor in real time with low-illumination illumination, and is very noticeable. The research institute has shown that this laser scanning method may be able to capture the three-dimensional shape of the fundus, the research institute, Applied Optics, Vol. 19 (1980) p299
7 states. However, it is based on the same principle as the stereoscopic photography method that changes the entrance pupil described above, and has problems such as resolution and accuracy, and is practically used in that it can directly capture the three-dimensional shape of the fundus. Has not reached. SUMMARY OF THE INVENTION The object of the present invention is to solve the above-mentioned problems. For example , a large angle difference for observation, which is required by a triangulation method, cannot be obtained, and a change in reflectivity cannot be obtained. It is an object of thepresent invention to provide a new practicalfundus three-dimensional shape measuring apparatus that can be applied to thefundus of the eye tobe examined where the intensity is severe, has high spatial resolution, high accuracy and reproducibility, and requires only a short measurement processing time. [0010] In order to solve the above-mentioned problems, the present invention irradiates light to thefundus of thesubject's eye , receives the reflected light, performs photoelectric conversion, and then performs signal processing.Suffered
Thefundus three-dimensional shape measuring apparatus to obtain three-dimensional information of theeye fundus, a laser beam scanning means for each two-dimensional scanning at a predetermined frequency the light beam in a first direction and a second direction perpendicular to that of the laser light source An optical system for irradiating a light beam two-dimensionally scanned by the laser light scanning means to thefundus withthe optical pupil of theeye tobe examined substantially as a center of rotation, and reflected light from thefundus via the optical system An optical means forscanning so as to fix the scanning at least in the second direction,and an orientation in which the scanning is fixed.
And the optical axis is orthogonal to the first and second directions.
Anterior and posterior to a position optically conjugate with the fundus along the direction
And two detection openings arranged respectively onthetwo test
Two light receivers for receiving each passing light of the exit aperture
Element andthe division processing of the output signals of the two light receiving elements
Means for calculating fundus irregularity information along the optical axis direction;
Was adopted. Further, according to the present invention, there is provided afundus three-dimensional shape measuring apparatus for irradiating afundus of asubject's eye with light, receiving the reflected light, performing photoelectric conversion, and performing signal processing to obtain three-dimensional information of thefundus of thesubject's eye . A laser beam scanning unit that two-dimensionally scans a light beam from a laser light source in a first direction and a second direction orthogonal thereto at a predetermined frequency, respectively, and two-dimensionally scanned by the laser beam scanning unit. An optical system for irradiating the light beam to thefundus withthe optical pupil of thesubject's eye substantially as a center of rotation, and scanning reflected light from thefundus via the optical system, at least in the second direction. Is an optical means for guiding the scanning to be fixed, and a position which is adjusted in a direction in which the scanning is fixed and which is optically conjugate with thefundus along an optical axis direction orthogonal to the first and second directions. Forward and backward And two detection openings arranged, respectively,
A division process is performed between two light receiving elements for receiving the light passing through each of the two detection apertures and an output signal of the two light receiving elements,and a portion generated through the division processing.
To correct the constant non-linearity of the fundus along the optical axis direction
Signal processing means for calculating unevenness information, and an output signal from the light receiving element orunevenness output from the signal processing means
Meansfor selectinginformation and outputting the selectedinformation to a display device, and displaying an output signal orunevenness information from the selected light receiving element on the display device in synchronization with the laser beam scanning in the first and second directions. The configuration is also adopted. According to such a configuration, the reflected light is scanned in at least one-dimensional direction on the side of the detecting means by the optical means for scanning the reflected light from the object and guiding the scanning to be fixed. It becomes fixed, thereby enabling information detection in the optical axis direction by the focus position using the detection aperture (slit or the like). Therefore, the present invention can be applied to an object such as a human fundus which cannot take a large angle difference for observation, for example, as required by triangulation. Since there is a means for canceling information on the reflection characteristics, even when the reflectance of the target object changes drastically, there is no influence, and the accuracy and reproducibility are high. Furthermore, the scanning means using an optical deflector enables measurement with high spatial resolution at many measurement points, and since the information in the optical axis direction is directly detected, the time required for the measurement process is relatively short. It can be shortened. FIG. 1 shows an embodiment of the present invention.
This will be described in detail with reference to FIG. FIG. 1 shows a schematic configuration of an optical system of a three-dimensional shape measuring apparatus according to the present invention, which targets a human fundus as an object to be measured. In FIG. 1, what is indicated by reference numeral 1 is a laser light source such as helium-neon (He-Ne) or argon (Ar +). A laser beam 2 emitted from a laser light source 1 is converted into a beam expander 3
After being enlarged to a predetermined size through the mirror, the light is turned back by the mirror 4 and enters the lens 5. The lens 5 is followed by an acousto-optic deflection element (Acousto-
Optic Deflector: AOD (hereinafter abbreviated as AOD) for shaping a laser beam into a rectangular aperture and including a combination of a plurality of cylindrical lenses. A
Prisms 7 and 8 are arranged before and after the OD 6 to correct the light wavelength dependence of the incident angle and the outgoing angle of the AOD with respect to the laser beam. The laser light that has been deflected in the one-dimensional direction (horizontal direction) by the AOD is shaped from a rectangular light beam suitable for the opening of the AOD to an original circular light beam by a lens 9 having a configuration similar to that of the lens 5, and then a lens 10 is formed.
And the slit 11. The slit 11 blocks the 0-order light (not shown) of the AOD 6 and uses only the first-order diffracted light. The first-order diffracted light 12 that has passed through the slit 11 is guided by the lens 13 so as to scan one-dimensionally around the center of the mirror 15 placed at a position optically conjugate with the pupil of the eye 14 to be examined. The scanning frequency of the laser beam by the AOD 6 is 1 corresponding to the horizontal scanning of a normal NTSC television.
5.75 kHz is chosen. The prisms 7 and 8 disposed before and after the AOD 6 are not necessarily required if only a single wavelength laser beam is used. The laser beam reflected by the mirror 15 is reflected by a concave mirror 16 having a lens function and guided to a mirror 17. The mirror 17 is attached to the galvanometer 18 to scan the laser beam in the vertical direction. The mirror 17 is also called a vibration mirror or a galvanometer mirror. The laser beam two-dimensionally scanned by the mirror 17 passes through the objective lens 19 and is thereby irradiated to the fundus of the eye 14 through the center of the pupil of the eye 14, that is, the center of the cornea and crystalline lens 14 a of the eye to be examined. When the fundus is to be measured, the corneal lens 14a in the anterior segment of the eye to be examined serves as a final imaging lens for the laser beam. The light reflected from the fundus (indicated by a dotted line in FIG. 1) passes through the objective lens 19 again, is guided to the vibrating mirror 17, is reflected, and is further reflected by the concave mirror 16. The light reflected from the fundus is scanned two-dimensionally,
After being reflected by the oscillating mirror 17 and guided to the concave mirror 16, the deflecting action of the oscillating mirror 17 results in a state in which vertical scanning is fixed, that is, reflected light that is scanned only in one-dimensional direction. I have. The scanning frequency of the laser beam by the vibrating mirror 17 is selected to be 60 Hz corresponding to the normal vertical scanning of a television. The reflected light from the fundus reflected by the concave mirror 16 passes through the periphery of the mirror 15 and is separated therefrom from the irradiation laser light. The reflected light from the fundus that has passed through the periphery of the mirror 15 and is one-dimensionally scanned is reflected by the lens 2.
0, then half mirror (half mirror) 2
1, passes through the detection slit 22 and the lens 23, and is detected by the light receiving element 24. Light receiving element 24
Filter 25 corresponding to the wavelength of the laser light
Is arranged. A black spot 26 for removing the influence of light reflected from the surface of the objective lens 19 is placed between the lens 20 and the half mirror 21. On the other hand, the other half of the reflected light from the fundus passes through the half mirror 21, passes through the detection slit 27, the lens 28, and the filter 29 and is detected by the light receiving element 30 in the same manner as the reflected light from the mirror 21. The filter 29 has exactly the same characteristics as the filter 25 corresponding to the wavelength of the laser light. As is apparent from FIG. 1, the two detection slits 22 and 27 are arranged slightly shifted from positions 22a and 27a optically conjugate with the fundus of the eye 14 to be examined. Moreover, the direction of the shift is toward the eye to be examined along the optical axis,
Each slightly ahead of the position optically conjugate with the fundus,
And slightly behind. FIG. 2 is a block diagram of the optical system already shown in FIG. 1, especially a portion for guiding the reflected light from the fundus, reproduced in a form closer to the actual arrangement. In FIG. 2, a laser beam (first-order diffracted light) 12 deflected in a one-dimensional direction (horizontal direction) by the AOD 6 is mirror 1 placed at a position optically conjugate with the pupil of the eye by the lens 13.
It is guided to scan around the center of rotation 5. In FIG. 2, the scanning direction of the first-order diffracted light 12 is a direction perpendicular to the paper surface,
Therefore, the light beam is drawn along the central axis of the optical system. The laser light scanned in the horizontal direction (perpendicular to the plane of FIG. 2) reflected by the mirror 15 is reflected by the concave mirror 16 and further reflected by the mirror (vibrating mirror) 17 attached to the galvanometer 18. Scanning is performed in the vertical direction (the horizontal direction with respect to the paper surface). Vibrating mirror 17
The laser beam scanned in two-dimensional directions (horizontal and vertical directions) is applied to the fundus of the eye 14 to be examined by the objective lens 19, and the reflected light (shown by a dotted line in FIG. 2) from the fundus is the same optical system as the incident light. Come back through 19,17,16. As described above, when the fundus is to be measured, the lens (corneal lens) 14a of the subject's eye plays the role of a final imaging lens of the light beam. The optical pupil of the lens is guided approximately as the center of rotation. The reflected light from the fundus, which is separated from the incident light at the mirror 15, passes through the lens 20, and the half mirror 21 halves the amount of the reflected light and the amount of the transmitted light, and the optical path branches. The light reflected by the mirror 21 is detected by the light receiving element 24 through the detection slit 22, the lens 23, and the filter 25, while the light transmitted by the mirror 21 is detected by the light receiving element 30 through the detection slit 27, the lens 28, and the filter 29. You. In FIG. 2, a vibrating mirror 1 is shown.
The reflected light from the fundus indicated by the dotted lines from 7 to the light receiving elements 24 and 30 is in a state of being scanned only in the horizontal direction (perpendicular to the paper surface of FIG. 2), and thus the light flux is along the central axis of the optical system. It is drawn as if it were not scanned. As is apparent from this figure, the two detection slits are scanned with reflected light in a direction parallel to the gap,
In the direction perpendicular to the gap, the scanning is oriented so as to be fixed, and is directed toward the subject's eye along the optical axis, and is slightly shifted forward and slightly backward from the positions 22a and 27a conjugate with the fundus. ing. An electric signal obtained as a result of being detected and photoelectrically converted by the light receiving elements 24 and 30 reflects the reflection characteristics of the fundus of the eye 14 to be examined. Moreover, since the horizontal and vertical scanning frequencies of the laser beam by the AOD 6 and the vibrating mirror 17 correspond to the normal TV scan, the light receiving element 24
If the output signals of the eye 30 and 30 are appropriately amplified and supplied to the TV monitor, a normal two-dimensional fundus image of the eye to be inspected can be displayed on the monitor by any of them.
In short, an image depending on the optical reflection characteristics of the tissue layer of the fundus oculi corresponding to the wavelength of the laser light to be used is obtained on the monitor. However, in this case, two detection slits 2
Since the light receiving elements 2 and 27 are slightly shifted from the positions optically conjugate with the fundus, the output signals of the two light receiving elements that receive the reflected light from the fundus through the two slits are output from the detection slit and the fundus. Depending on the state of the optical conjugate relationship, the signal strengths of the two differ. That is, assuming that the gaps between the two detection slits are equal to each other, in a state optically conjugate with the fundus, that is, when the focal position of the fundus is equidistant from the two detection slits 22 and 27, the output of the two light receiving elements is The signals have almost the same intensity. However, if the conjugate position of the fundus slightly shifts due to unevenness due to the location of the fundus of the target object due to the scanning of the laser beam, the output signals of the two light receiving elements will have the same intensity. A difference will occur. FIG. 3 shows such two light receiving elements 24, 3
FIG. 5 is a diagram schematically illustrating the characteristics of an output signal of 0. The horizontal axis in FIG. 3 represents the distance in the optical axis direction perpendicular to both the horizontal and x directions of scanning with the laser light: Z, and the vertical axis represents the output signal intensity I of the light receiving element. The two waveforms I1 and I2 show how the output signals of the light receiving element 24 and the light receiving element 30 change when a position optically conjugate with the fundus moves with respect to the optical axis direction Z due to, for example, depression of the fundus. Is shown. As is apparent from FIG. 2, when the position 22a optically conjugate with the fundus coincides with the position of the detection slit 22 (point A in FIG. 3), the intensity of the output signal of the light receiving element 24: I1 is maximum. Before and after that, I1 gradually attenuates. On the other hand, the intensity I2 of the output signal of the light receiving element 30 becomes maximum when the position 27a optically conjugate with the fundus coincides with the position of the detection slit 27 (point B in FIG. 3). Attenuate.
However, it must be noted that these signal intensities are completely dependent on the reflectivity of the object fundus. In other words, when the laser beam scans a portion of the fundus where the reflectance is large, the waveform in FIG. 3 increases in proportion to it, and decreases when the reflectance is small. FIG. 4 is a schematic diagram of characteristics obtained as a result of calculating output signals of the light receiving elements 24 and 30 having the characteristics shown in FIG. The horizontal axis represents the same distance in the optical axis direction as in FIG.
The vertical axis represents the signal intensity I 'of the calculation result.
The two waveforms show the results of calculating I1-I2 and I2 / I1, respectively. Of the two waveforms, the differential type characteristic such as I1-I2 has a characteristic that the intensity value has a point where it becomes zero and is partially proportional to Z, so that it is often used in an optical video disc or the like. Used for detecting the focal position in the Z direction. However, as is clear from the above description, the value of I1-I2 is completely dependent on the reflectance of the fundus, and if the intensity of the light reflected from the fundus is unknown, the value of I1-I2 is calculated. The value in the Z direction cannot be determined from the value. On the other hand, with respect to I2 / I1, even if the intensities of I1 and I2 depend on the reflectance of the fundus, they cancel each other out with the denominator and the numerator, and the value becomes independent of the reflectance of the fundus. From the value of I1 to Z
The direction value can be determined. If this is expressed mathematically, I0 (x, y) is defined as the reflected light intensity from the fundus, and I1 = f1 (Z) · I0 (x, y) I2 = f2 (Z) · I0 (x, y) Since I2 / I1 = f2 (Z) / f1 (Z), the value of I2 / I1 is a predetermined function that depends only on the value of Z, regardless of the reflectance, and the value of I2 / I1 Obviously, the value of Z is determined from That is, by calculating and calculating the value of I2 / I1, how much the position optically conjugate with the fundus is displaced with respect to the optical axis direction: Z, that is, as the laser beam scans in the x and y directions. No, how much the fundus of the object is displaced in the Z direction depending on the location 3
The degree of dimensional irregularities can be quantified. The range in which the value in the Z direction can be determined using such characteristics is a fixed measurement range inside points A and B as shown in FIG. The value of I2 / I1 is Z
Is not in a proportional relationship with the value, and has considerable nonlinearity. Therefore, when it is used in an actual measuring device, a means for correcting the nonlinearity is required. FIG. 5 is a block diagram showing the configuration of the electric system of the three-dimensional shape measuring apparatus according to the present invention. The laser light from the laser light source 1 is deflected and scanned in the horizontal direction and the vertical direction by the AOD 6 and the vibrating mirror 17, and then irradiates the eye 14. A corresponding driver 31 is connected to the AOD 6, and the driver 31 is controlled by a sawtooth signal generated by the sawtooth generator 32. Mirror 17
A corresponding driver 33 is connected to the galvanometer 18 that vibrates the sawtooth wave generator 3.
4 is controlled by the sawtooth signal generated by the step S4. The reflected light from the subject's eye 14 is
30 and its output signal is denoted by reference numerals 35, 36.
And amplified to a predetermined level. The output signals I1 and I2 from the two amplifiers are divided by a divider 37.
After the calculation of I2 / I1 is performed, the result is input to the function generator 38. As described above, the calculation results of the output signals from the light receiving elements 24 and 30 have intensity characteristics as shown in FIG. 4, and the function generator 38 cancels the non-linearity of I2 / I1 in FIG. belongs to. The intensity of the output signal of the function generator is proportional to the displacement of the object fundus in the optical axis: Z direction, that is, the degree of unevenness of the fundus. Divider 37 and function generator 3
All 8 can be configured using an analog IC, or can be configured using an A / D / D / A converter and a digital operation circuit. Output signal of function generator 38 and amplifier 3
The output signals 5 and 36 are input to a signal processing device 39, where information selection and predetermined processing are performed, and then sent to an output device 40 such as a TV monitor to display an output image. That is, when the signal from the amplifier 35 or 36 is selected, the output image shows the reflection characteristic of the normal two-dimensional object fundus, while when the signal from the function generator 38 is selected, An image is displayed in which the degree of unevenness on the fundus is displayed as a difference in density or a difference in color depending on the location. In the signal processing device 39, a three-dimensional graphic pattern is generated based on the output signal of the function generator 38 by processing by a microprocessor and software provided in the signal processing device 39, for example, when the fundus is obliquely observed. It is also possible to display the image on the output device 40 as a three-dimensional bird's-eye view. A control system for performing two-dimensional deflection scanning of a laser beam and an output system for receiving and processing reflected light from the fundus are provided by a horizontal synchronization signal 41a and a vertical synchronization signal 41b from a synchronization signal generator 41. Synchronizes and allows for overall temporal control of the system. In this embodiment, a symmetric object (fundus)
The reflected light from is scanned only in the vertical direction by the vibrating mirror, and the scanning is fixed, so two detection slits are used to detect the displacement of the focal position of the reflected light.
If a rotating polygon mirror or the like is used as a horizontal optical deflector to scan the reflected light and the horizontal scanning is also fixed, the detection slit is replaced with a circular opening. That is, of course, the reflected light from the object is scanned in one direction of the two optical deflectors and the scanning is fixed only in one direction, and scanning is performed in both directions.
Even if the scanning of the reflected light is completely fixed in both directions, the shape characteristics of the object in the optical axis direction orthogonal to the scanning direction of the two optical deflectors based on the displacement of the focal position of the reflected light from the object Any device that detects information related to is included in the present invention. Further, in the present embodiment, the description has been made with the target object specified to the fundus, but the contents of the present invention are not limited to this. Naturally, it can be used to capture a three-dimensional three-dimensional shape such as a fine wiring pattern inside a circuit. As described above, according to the present invention, the light beam from the laser light source turns two-dimensionally aroundthe optical pupil of theeye to be examinedand irradiates thefundus .Fundus
The becomes possible to efficiently irradiated to scan. Therefore,
Since the spatial resolution of the image information obtained by the scanning is high and the reflected light from thefundus of theeye tobe scanned is efficiently received, the influence of the reflection characteristics on thefundus of theeye to be inspected is easily removed, and the S / N ratio is improved. Afundus with a high ratio and excellent accuracy reproducibility can be measured. Further,signal processing for calculating unevenness information
Are located before and after the position optically conjugate with the fundus, respectively.
Out of the light-receiving element through the two detection apertures
Since this is a force signal division process, fundus undulation information is
Measurement in a short time in real time, independent of reflectivity
And an excellent action and effect can be obtained.
【図面の簡単な説明】【図１】本発明装置の光学系全体の構成を示す構成図で
ある。【図２】図１光学系の一部を詳細に示した部分構成図で
ある。【図３】図２の受光素子の出力信号の特性を示した特性
図である。【図４】受光素子の出力信号の演算結果を示した特性図
である。【図５】本発明装置の電気系の構成を示す構成図であ
る。【符号の説明】６ 音響光学偏向素子（ＡＯＤ）１７ 振動ミラー２２、２７ 検出スリット２４、３０ 受光素子BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is a configuration diagram showing the configuration of the entire optical system of the apparatus of the present invention. FIG. 2 is a partial configuration diagram showing a part of the optical system in FIG. 1 in detail. FIG. 3 is a characteristic diagram showing characteristics of an output signal of the light receiving element of FIG. 2; FIG. 4 is a characteristic diagram showing a calculation result of an output signal of a light receiving element. FIG. 5 is a configuration diagram showing a configuration of an electric system of the device of the present invention. [Description of Signs] 6 Acousto-optical deflection element (AOD) 17 Vibrating mirror 22, 27 Detection slit 24, 30 Light receiving element