JP2001258853A - Fundus tissue photographic instrument - Google Patents
Fundus tissue photographic instrumentInfo
- Publication number
- JP2001258853A JP2001258853A JP2000081398A JP2000081398A JP2001258853A JP 2001258853 A JP2001258853 A JP 2001258853A JP 2000081398 A JP2000081398 A JP 2000081398A JP 2000081398 A JP2000081398 A JP 2000081398A JP 2001258853 A JP2001258853 A JP 2001258853A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- optical system
- light
- fundus
- illumination
- photographing
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Eye Examination Apparatus (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は眼底組織撮影装置に
関する。さらに詳しくは、被検眼の眼底の組織を観察撮
影することのできる眼底組織撮影装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a fundus tissue photographing apparatus. More specifically, the present invention relates to a fundus tissue photographing apparatus capable of observing and photographing the fundus tissue of a subject's eye.
【０００２】[0002]
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】従来
の眼底撮影装置は一般に、可視光によって被検眼の眼底
の面を二次元的に撮影するものである。一方、光学的干
渉断層計は、近赤外光を用いて網膜の断面構造を画像化
するものであり、眼底面に垂直な方向（深さ方向）の面
の二次元的情報を得るものである。2. Description of the Related Art In general, a conventional fundus photographing apparatus is configured to two-dimensionally photograph a fundus surface of an eye to be examined with visible light. On the other hand, optical coherence tomography is to image the cross-sectional structure of the retina using near-infrared light, and to obtain two-dimensional information of the surface in the direction perpendicular to the fundus oculi (depth direction). is there.
【０００３】したがって、眼底の深さ方向における複数
位置（複数深さ）ごとの眼底面に平行な面の画像を得る
ことはできない。すなわち、上記光学的干渉断層計によ
って眼底の多数の断層面の画像を得ることによって複数
深さごとの眼底面に平行な面の画像を得ようとしても、
複数断層面の撮影中に被検眼が動くため不可能となる。Therefore, it is not possible to obtain an image of a plane parallel to the fundus at each of a plurality of positions (a plurality of depths) in the depth direction of the fundus. That is, even when trying to obtain an image of a plane parallel to the fundus oculi at a plurality of depths by obtaining images of many tomographic planes of the fundus by the optical coherence tomography,
This becomes impossible because the subject's eye moves during imaging of multiple tomographic planes.
【０００４】本発明はかかる課題を解決するためになさ
れたものであり、被検眼の眼底を異なる波長域の光に基
づいて、その異なる深さに位置する眼底面に平行な層の
組織の二次元像を観察撮影することができる眼底組織撮
影装置を提供することを目的としている。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to solve the above-described problem. The fundus of the eye to be inspected is based on light of different wavelength ranges and is composed of two layers of tissue parallel to the fundus located at different depths. It is an object of the present invention to provide a fundus tissue photographing apparatus capable of observing and photographing a two-dimensional image.
【０００５】[0005]
【課題を解決するための手段】本発明の眼底組織撮影装
置は、照明光によって被検眼の眼底を照明する照明光学
系と、上記照明光の眼底における反射光を受光する撮影
光学系とを有する眼底組織撮影装置であって、マイケル
ソン干渉光学系などの二光線束干渉光学系を備えてお
り、上記撮影光学系が、二光線束干渉光学系を経由した
光を受光する受光手段を備えており、該受光手段が受光
した光信号をフーリエ変換し且つ画像合成処理をする処
理手段を備えていることを特徴としている。A fundus tissue photographing apparatus according to the present invention has an illumination optical system for illuminating the fundus of an eye to be examined with illumination light, and a photographing optical system for receiving the reflected light of the illumination light from the fundus. A fundus tissue imaging apparatus, which includes a two-beam interference optical system such as a Michelson interference optical system, and the imaging optical system includes a light receiving unit that receives light passing through the two-beam interference optical system. And a processing means for performing Fourier transform on the optical signal received by the light receiving means and performing image synthesis processing.
【０００６】したがって、連続波長の照明光によって眼
底を照射して撮影した場合でも、上記二光線束干渉光学
系および処理手段によって照明光の波長ごとの眼底組織
情報に変換することができる。その結果、実質的に異な
った波長の光による眼底の深さ方向の層ごとの二次元的
情報を得ることができる。これは、波長の相違によって
その光が眼底組織内に透過する深さが異なるからであ
る。Therefore, even when the fundus is illuminated with continuous wavelength illumination light and photographed, it can be converted into fundus tissue information for each wavelength of illumination light by the two-beam interference optical system and processing means. As a result, it is possible to obtain two-dimensional information for each layer in the depth direction of the fundus by light having substantially different wavelengths. This is because the depth at which the light penetrates into the fundus tissue differs depending on the wavelength.
【０００７】かかる眼底組織撮影装置において、上記二
光線束干渉光学系が照明光学系に組み込まれており、該
二光線束干渉光学系が固定ミラーと可動ミラーとを有し
ており、上記照明光学系が撮影用照明光源を備えてお
り、上記可動ミラーを移動位置ごとに同期して撮影用照
明光源を発光させて撮影するように構成されてなるもの
が好ましい。可動ミラーは照明光のうちの任意波長同士
の差に相当する距離だけ移動させることも可能である。In this fundus tissue photographing apparatus, the two-beam interference optical system is incorporated in an illumination optical system, and the two-beam interference optical system has a fixed mirror and a movable mirror. It is preferable that the system is provided with a photographing illumination light source, and the movable mirror is configured to emit light from the photographing illumination light source in synchronization with each movement position to photograph. The movable mirror can be moved by a distance corresponding to a difference between arbitrary wavelengths of the illumination light.
【０００８】本発明の他の眼底組織撮影装置は、照明光
によって被検眼の眼底を照明する照明光学系と、上記照
明光の眼底における反射光を受光する撮影光学系とを有
する眼底組織撮影装置であって、分散光学系を備えてお
り、上記撮影光学系が分散光学系を経由した光を受光す
る受光手段を備えており、該受光手段が受光した光信号
に基づいて画像合成処理をする処理手段を備えているこ
とを特徴としている。A fundus tissue photographing apparatus according to another aspect of the present invention includes an illumination optical system for illuminating the fundus of an eye to be examined with illumination light, and a photographing optical system for receiving the illumination light reflected from the fundus. And a dispersing optical system, wherein the photographing optical system includes light receiving means for receiving light passing through the dispersing optical system, and performs image combining processing based on an optical signal received by the light receiving means. It is characterized by having processing means.
【０００９】したがって、連続波長の照明光によって眼
底を照射して撮影した場合でも、上記分散光学系によっ
て任意の波長の光を選択して被検眼に照射することがで
きる。その結果、選択された波長の光ごとの眼底組織情
報に変換することができ、実質的に異なった波長の光に
よる眼底の深さ方向の層ごとの二次元的情報を得ること
ができる。Therefore, even when the fundus is illuminated with continuous wavelength illumination light and an image is taken, light of an arbitrary wavelength can be selected and illuminated on the eye to be examined by the dispersion optical system. As a result, the information can be converted into fundus tissue information for each light having the selected wavelength, and two-dimensional information for each layer in the depth direction of the fundus can be obtained by light having substantially different wavelengths.
【００１０】そして、かかる眼底組織撮影装置におい
て、上記分散光学系が照明光学系に組み込まれており、
該照明光学系が撮影用照明光源を備えており、該撮影用
照明光源の発光ごとに、分散光学系によって分散された
光のうち異なる波長域の光が受光手段に送られるように
構成するのが好ましい。In this fundus tissue photographing apparatus, the dispersion optical system is incorporated in an illumination optical system.
The illumination optical system is provided with a photographing illumination light source, and for each light emission of the photographing illumination light source, light in a different wavelength range among the lights dispersed by the dispersion optical system is sent to the light receiving means. Is preferred.
【００１１】また、上記分散光学系が揺動式グレーティ
ングと光選択スリットとを有しており、グレーティング
の揺動位置ごとに同期して撮影用照明光源が発光させる
ことにより、異なる波長域の光が光選択スリットを通過
して受光手段に送られて撮影するように構成されてなる
眼底組織撮影装置にあっては、容易に構成することがで
きるので好ましい。Further, the dispersing optical system has an oscillating grating and a light selection slit, and the imaging illumination light source emits light in synchronization with each oscillating position of the grating, so that light of different wavelength ranges is emitted. Is preferable because it can be easily configured in a fundus tissue photographing apparatus configured to be transmitted to the light receiving means through the light selection slit and photographed.
【００１２】さらに、上記分散光学系が揺動式プリズム
と光選択スリットとを有しており、プリズムの揺動位置
ごとに同期して撮影用照明光源が発光させることによ
り、異なる波長域の光が光選択スリットを通過して受光
手段に送られて撮影するように構成されてなる眼底組織
撮影装置にあっても、容易に構成することができるので
好ましい。Further, the dispersing optical system has an oscillating prism and a light selection slit, and the photographing illumination light source emits light in synchronization with each oscillating position of the prism, so that light of different wavelength ranges is emitted. Is preferable because it can be easily configured even in a fundus tissue photographing apparatus configured to pass through the light selection slit to the light receiving unit to perform photographing.
【００１３】[0013]
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を図面を
参照しながら説明する。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００１４】図１には本発明の一実施形態にかかる眼底
組織撮影装置が概略的に示されている。FIG. 1 schematically shows a fundus tissue photographing apparatus according to one embodiment of the present invention.
【００１５】図１に示す眼底組織撮影装置１は、観察用
照明光源２からの照明光によって被検眼Ｅの眼底の観察
部位を照明するための観察用照明光学系４ａ、および、
撮影用照明光源３からの照明光によって被検眼Ｅの眼底
の撮影部位を照明するための撮影用照明光学系４ｂを備
えている。この観察用照明光学系４ａと撮影用照明光学
系４ｂとを併せて照明光学系４と呼ぶ。撮影用照明光源
３としてストロボ放電管が使用されている。The fundus tissue photographing apparatus 1 shown in FIG. 1 comprises an observation illumination optical system 4a for illuminating an observation site of the fundus of the eye E with illumination light from an observation illumination light source 2, and
The imaging illumination optical system 4b for illuminating the imaging region of the fundus of the eye E with illumination light from the imaging illumination light source 3 is provided. The observation illumination optical system 4a and the photographing illumination optical system 4b are collectively referred to as an illumination optical system 4. A stroboscopic discharge tube is used as the illumination light source 3 for photographing.
【００１６】観察用照明光学系４ａからは赤外光（近赤
外光を含むこともある）が、撮影用照明光学系４ｂから
は可視光（近紫外光や近赤外光を含むこともある）が、
対物レンズ５を透して被検眼Ｅの眼底へ導かれる。検査
者は観察用照明光学系４ａによる照明によって眼底を観
察しながら眼底における検査部位を選択する。そして撮
影用照明光学系４ｂによる照明によって上記検査部位を
照明し、撮影するのである。The observation illumination optical system 4a emits infrared light (which may include near-infrared light), and the imaging illumination optical system 4b emits visible light (which may include near-ultraviolet light or near-infrared light). There is)
It is guided to the fundus of the eye E through the objective lens 5. The examiner selects an examination site on the fundus while observing the fundus with illumination by the observation illumination optical system 4a. Then, the inspection site is illuminated by illumination by the imaging illumination optical system 4b, and imaging is performed.
【００１７】両光学系４ａ、４ｂは、いわゆるホットミ
ラー６を図示の形態で挿入することにより光路を一体に
している。ホットミラーは赤外光を反射して可視光を透
過するものである。The optical paths of the two optical systems 4a and 4b are integrated by inserting a so-called hot mirror 6 in the illustrated form. The hot mirror reflects infrared light and transmits visible light.
【００１８】一方、各照明光学系４ａ、４ｂによる照明
によって眼底を観察および撮影するための撮影光学系７
が配設されている。撮影光学系７は、撮影用照明光学系
４ｂからの照明光に基づいて眼底を観察するための撮影
用受光素子（ＣＣＤ）８と、観察用照明光学系４ａから
の照明光に基づいて眼底を撮影するための観察用受光素
子（ＣＣＤ）９とを備えている。On the other hand, a photographing optical system 7 for observing and photographing the fundus by illumination by the illumination optical systems 4a and 4b.
Are arranged. The photographing optical system 7 includes a photographing light receiving element (CCD) 8 for observing the fundus based on illumination light from the photographing illumination optical system 4b, and a fundus based on illumination light from the observation illumination optical system 4a. An observation light receiving element (CCD) 9 for photographing is provided.
【００１９】また、図示しないが公知の眼底組織撮影装
置に備えられているアライメント光学系、作動距離合わ
せのための光学系、固視灯光学系を有しているこの眼底
組織撮影装置１は、従来の眼底撮影装置が有する以上の
構成に加えて、本発明の特徴的な機構をさらに備えてい
る。すなわち、図１に示す例では、撮影用照明光学系４
ｂに二光線束干渉光学系または分散光学系１０（図２お
よび図４も併せて参照）が配設されている。さらに、こ
の眼底組織撮影装置１には後述の制御装置２０が配設さ
れている（図３および図５も併せて参照）。Although not shown, this fundus tissue photographing apparatus 1 having an alignment optical system, an optical system for adjusting the working distance, and a fixation lamp optical system provided in a known fundus tissue photographing apparatus, In addition to the above configuration of the conventional fundus photographing apparatus, the apparatus further includes a characteristic mechanism of the present invention. That is, in the example shown in FIG.
A two-beam interference optical system or dispersive optical system 10 (see also FIGS. 2 and 4) is disposed at b. Further, the fundus tissue imaging apparatus 1 is provided with a control device 20 described later (see also FIGS. 3 and 5).
【００２０】図２には二光線束干渉光学系１０ａが示さ
れている。そして、図３には二光線束干渉光学系１０ａ
を備えた眼底組織撮影装置１ａのブロック図が示されて
いる。FIG. 2 shows a two-beam interference optical system 10a. FIG. 3 shows a two-beam interference optical system 10a.
Is a block diagram of a fundus tissue imaging apparatus 1a provided with
【００２１】図２に示すように、二光線束干渉光学系１
０ａは撮影用照明光Ｌ１をビームスプリッタ１１によっ
て二光線束に分離し、分離された各光線束を固定ミラー
１２と可動ミラー１３とによってそれぞれ反射させ、両
反射光を上記ビームスプリッタ１１において干渉し、こ
の干渉光Ｌ２を眼底に送るものである。可動ミラー１３
を光線束の方向に移動させると、ビームスプリッタ１１
から両ミラー１２、１３までの光路長に差が生じること
により、二光線束の干渉度合いが変化する。また、移動
した後の可動ミラー１３のある位置においては照明光の
波長によって干渉度合いが異なる。したがって、可動ミ
ラー１３を移動させることにより、照明光のうち、任意
の波長の光強度を選択的に強くすることができる。そし
て、可動ミラー１３を移動させるためのリニアモータな
どの駆動装置１４（図３参照）が配設されている。As shown in FIG. 2, the two-beam interference optical system 1
Numeral 0a indicates that the photographing illumination light L1 is split into two light beams by the beam splitter 11, and the separated light beams are reflected by the fixed mirror 12 and the movable mirror 13, respectively, and both reflected lights interfere with each other in the beam splitter 11. This interference light L2 is transmitted to the fundus. Movable mirror 13
Is moved in the direction of the light beam, the beam splitter 11
The difference in the optical path length between the mirror and both mirrors 12 and 13 causes the degree of interference between the two light beams to change. Further, at a certain position of the movable mirror 13 after the movement, the degree of interference varies depending on the wavelength of the illumination light. Therefore, by moving the movable mirror 13, it is possible to selectively increase the light intensity of an arbitrary wavelength in the illumination light. A drive device 14 (see FIG. 3) such as a linear motor for moving the movable mirror 13 is provided.
【００２２】図３に示すように、二光線束干渉光学系１
０ａを備えた眼底組織撮影装置１ａはさらに、撮影用受
光素子８と撮影用照明光源３と可動ミラー駆動装置１４
とに接続された制御装置２０ａを備えている。この制御
装置２０ａは、可動ミラー１３の移動とストロボ式の撮
影用照明光源３の断続的発光とを同期させる可動ミラー
移動制御部、撮影用受光素子８からの画像信号を受信す
る画像キャプチャ、および、画像キャプチャによって取
り込まれた画像信号を高速フーリエ変換し、その後これ
を画像合成処理するコンピュータが内蔵されている。な
お、撮影用照明光源３はとくにストロボ式に限定される
ことはなく、たとえば、通常のハロゲンランプなどを用
いてもよい。As shown in FIG. 3, the two-beam interference optical system 1
The fundus tissue photographing apparatus 1a provided with the light receiving element 8 for photographing, the illumination light source 3 for photographing, and the movable mirror driving device 14
And a control device 20a connected to the The control device 20a includes a movable mirror movement control unit that synchronizes the movement of the movable mirror 13 with the intermittent light emission of the flash illumination light source 3, an image capture that receives an image signal from the light receiving element 8, and There is a built-in computer that performs fast Fourier transform of an image signal captured by image capture, and then performs image synthesis processing on the image signal. The illumination light source 3 for photography is not particularly limited to a strobe type, and for example, a normal halogen lamp or the like may be used.
【００２３】この眼底組織撮影装置１ａ（図３）によれ
ば、可動ミラー１３の移動に同期させて撮影用照明光源
３を断続的に発光させ、また、このようにして得られた
画像信号をフーリエ変換することにより、実質的に異な
る波長による複数個の眼底画像を得ることができる。一
方、照明光はその波長によって眼底組織内への透過深度
が異なることが知られている。一般的に長波長光のほう
が眼底組織内へより深く透過する。したがって、フーリ
エ変換によって画像を光の波長ごとに合成すれば眼底組
織の複数層についての画像が別々に得られることにな
る。換言すれば、眼底組織の深さ方向の各層ごとに二次
元的情報が得られる。これらを合成すれば三次元的な情
報となる。According to the fundus tissue photographing apparatus 1a (FIG. 3), the photographing illumination light source 3 is made to emit light intermittently in synchronization with the movement of the movable mirror 13, and the image signal thus obtained is transmitted. By performing the Fourier transform, a plurality of fundus images having substantially different wavelengths can be obtained. On the other hand, it is known that the illumination light has a different depth of penetration into the fundus tissue depending on its wavelength. Generally, longer wavelength light penetrates deeper into the fundus tissue. Therefore, if images are synthesized for each wavelength of light by Fourier transform, images for a plurality of layers of fundus tissue can be obtained separately. In other words, two-dimensional information can be obtained for each layer in the depth direction of the fundus tissue. When these are combined, it becomes three-dimensional information.
【００２４】図４には分散光学系１０ｂが示されてい
る。そして、図５には分散光学系１０ｂを備えた眼底組
織撮影装置１ｂのブロック図が示されている。FIG. 4 shows the dispersion optical system 10b. FIG. 5 is a block diagram of a fundus tissue imaging apparatus 1b including the dispersion optical system 10b.
【００２５】図４に示すように、分散光学系１０ｂは撮
影用照明光Ｌ１を揺動駆動されるグレーティング（格
子）１５により反射させて照明光を分散させるものであ
る。照明光は第一スリット１６を通ってスリット光とし
てグレーティング１５に至る。グレーティング１５によ
る干渉光の出口側には第二スリット（選択スリット）１
７が配設されている。選択スリット１７の出口側にはシ
リンドリカルレンズ１８が配設されている。グレーティ
ング１５により分光した光をグレーティング１５を揺動
することによって任意の波長の光を選択スリット１７に
通過させる。そして、選択スリット１７を通過したスリ
ット照明光Ｌ２はシリンドリカルレンズ１８によって幅
の広い光束に広げられ、被検眼の眼底に送られる。そし
て、グレーティング１５を揺動させるためのリニアモー
タなどの駆動装置１９（図３参照）が配設されている。As shown in FIG. 4, the dispersion optical system 10b reflects the illumination light L1 for photography by a swingingly driven grating (grating) 15 to disperse the illumination light. The illumination light passes through the first slit 16 and reaches the grating 15 as slit light. A second slit (selection slit) 1 is provided on the exit side of the interference light by the grating 15.
7 are provided. A cylindrical lens 18 is provided on the exit side of the selection slit 17. Light having an arbitrary wavelength is passed through the selection slit 17 by oscillating the light split by the grating 15. Then, the slit illumination light L2 that has passed through the selection slit 17 is spread by the cylindrical lens 18 into a wide light beam, and is sent to the fundus of the eye to be examined. A drive device 19 (see FIG. 3) such as a linear motor for swinging the grating 15 is provided.
【００２６】図５に示すように、分散光学系１０ｂを備
えた眼底組織撮影装置１ｂはさらに、撮影用受光素子８
と撮影用照明光源３とグレーティング駆動装置１９とに
接続された制御装置２０ｂを備えている。この制御装置
２０ｂは、グレーティング１５の揺動とストロボ式の撮
影用照明光源３の断続的発光とを同期させるグレーティ
ング揺動制御部、撮影用受光素子８からの画像信号を受
信する画像キャプチャ、および、画像キャプチャによっ
て取り込まれた画像信号を画像合成処理するコンピュー
タが内蔵されている。As shown in FIG. 5, a fundus tissue photographing apparatus 1b having a dispersive optical system 10b further includes a light receiving element 8 for photographing.
And a control device 20 b connected to the imaging illumination light source 3 and the grating driving device 19. The control device 20b includes a grating swing control unit that synchronizes the swing of the grating 15 with the intermittent light emission of the strobe-type shooting illumination light source 3, an image capture that receives an image signal from the shooting light receiving element 8, and In addition, a computer for performing image synthesis processing on an image signal captured by image capture is built in.
【００２７】この眼底組織撮影装置１ｂ（図５）によれ
ば、グレーティング１５の揺動に同期させて撮影用照明
光源３を断続的に発光させると、実質的に異なる波長に
よる複数個の眼底画像を得ることができる。また、前述
のとおり、照明光はその波長によって眼底組織内への透
過深度が異なるので、眼底組織の複数層についての画像
が別々に得られることになる。換言すれば、眼底組織の
深さ方向の各層ごとに二次元的情報が得られる。これら
を合成すれば三次元的な情報となる。According to the fundus tissue photographing apparatus 1b (FIG. 5), when the photographing illumination light source 3 emits light intermittently in synchronization with the oscillation of the grating 15, a plurality of fundus images having substantially different wavelengths are obtained. Can be obtained. Further, as described above, since the depth of penetration of the illumination light into the fundus tissue varies depending on the wavelength, images of a plurality of layers of the fundus tissue can be obtained separately. In other words, two-dimensional information is obtained for each layer in the depth direction of the fundus tissue. When these are combined, it becomes three-dimensional information.
【００２８】なお、上記グレーティングに代えてプリズ
ムを用いてもよい。プリズムによって照明光が波長毎に
分光されるからである。A prism may be used in place of the grating. This is because the illumination light is separated for each wavelength by the prism.
【００２９】さらに、グレーティングやプリズムに代え
て公知の干渉計を用いてもよい。Further, a known interferometer may be used in place of the grating or the prism.
【００３０】また、上記いずれの眼底組織撮影装置１
ａ、１ｂによって撮影する場合でも、撮影用照明光源３
の断続的発光（断続的撮影）の最中に被検眼が動いた場
合には、得られた各眼底画像中の乳頭や黄斑などの特徴
点を基準点として、公知の画像処理技術によって眼底各
層の画像同士の位置合わせをすることにより、正確な合
成が可能となる。Further, any of the above fundus tissue photographing apparatuses 1
a, 1b, the photographing illumination light source 3
If the subject's eye moves during the intermittent light emission (intermittent imaging) of the eye fundus, each layer of the fundus oculi is obtained by a known image processing technique using feature points such as nipples and macula in the obtained fundus images as reference points. By synchronizing the images with each other, accurate synthesis can be performed.
【００３１】さらに、撮影用照明光源３の種類や経時変
化によって画像信号に誤差が生じるおそれもあるが、そ
の場合は図１に示すように各波長の照明光の光量による
較正用の標準反射板２１を備えておけばよい。この標準
反射板２１によって反射された撮影用照明光源３からの
照明光（キャリブレーション光）を眼底の撮影と同時に
撮影することにより、撮影用照明光源３の経時変化など
による撮影光量の変化を補正することができる。さら
に、撮影用照明光の波長による強度の分布も測定するこ
とができるため、予め撮影用照明光源３の波長による強
度分布が判らなくても任意の撮影用照明光源を用いるこ
とができる。かかる標準反射板２１を配設することによ
り、現物に近いカラー眼底像および精度の高い酸素濃度
測定などが可能となる。Further, there is a possibility that an error occurs in the image signal due to the type of the illumination light source 3 for photographing and its change over time. In this case, as shown in FIG. 1, a standard reflection plate for calibration based on the amount of illumination light of each wavelength. 21 may be provided. By photographing the illumination light (calibration light) from the photographing illumination light source 3 reflected by the standard reflecting plate 21 at the same time as photographing the fundus, a change in the photographing light amount due to a temporal change of the photographing illumination light source 3 is corrected. can do. Furthermore, since the intensity distribution according to the wavelength of the photographing illumination light can be measured, any photographing illumination light source can be used even if the intensity distribution according to the wavelength of the photographing illumination light source 3 is not known in advance. By disposing such a standard reflection plate 21, a color fundus image close to the actual thing and a highly accurate oxygen concentration measurement can be obtained.
【００３２】以上の眼底組織撮影装置１ａ、１ｂによれ
ば、連続波長の撮影用照明光によっても、眼底の深さ方
向の層ごとの情報を得ることができる。網膜は、神経繊
維層、神経細胞層、内網状層、内顆粒層、外顆粒層、視
細胞層、色素上皮層、脈絡膜毛細管板層などからなる。
撮影用照明光の波長を選択することによって上記各層の
情報を得ることができる。たとえば、５８０ｎｍの波長
によれば網膜表面、６００ｎｍでは血管、６２０ｎｍで
は脈絡膜の各情報が選択的に得られる。とくに、６２０
ｎｍ波長の光によって得られる脈絡膜の情報は、蛍光眼
底撮影によるのと同等の情報となる。According to the fundus tissue photographing apparatuses 1a and 1b, it is possible to obtain information for each layer in the depth direction of the fundus oculi by using the continuous wavelength photographing illumination light. The retina is composed of a nerve fiber layer, a nerve cell layer, an inner plexiform layer, an inner granular layer, an outer granular layer, a photoreceptor layer, a pigment epithelium layer, a choroid capillary plate layer, and the like.
By selecting the wavelength of the photographing illumination light, information on each of the above layers can be obtained. For example, according to the wavelength of 580 nm, information on the retinal surface, information on blood vessels at 600 nm, and information on the choroid at 620 nm can be selectively obtained. In particular, 620
The information of the choroid obtained by the light having the wavelength of nm is equivalent to the information obtained by the fluorescence fundus imaging.
【００３３】また、各派長の光による画像を合成するこ
とにより、通常見なれたカラー眼底像も得られる。さら
に、酸化ヘモグロビンや還元ヘモグロビンの光吸収率の
違いを利用すれば酸素濃度測定も可能となる。Further, by combining images of light of the respective chiefs, it is possible to obtain a color fundus image which is usually regarded as a color fundus image. Furthermore, if the difference in the light absorptivity of oxyhemoglobin or reduced hemoglobin is used, the oxygen concentration can be measured.
【００３４】上記二光線束干渉光学系１０ａおよび分散
光学系１０ｂはそれぞれ撮影用照明光学系４ｂに配設さ
れているが、とくにかかる構成に限定されない。たとえ
ば、上記光学系４ａ、４ｂをそれぞれ撮影光学系７にお
ける撮影用受光素子８の前に配設してもよい（図１にお
いて二点鎖線で示す）。これによって同様の画像を得る
ことができる。しかしこの場合、撮影用照明光は上記光
学系４ａ、４ｂによる強度低下の前に被検眼に照射され
るので、被検者は眩しさを感じることになる。したがっ
て、かかる被検者の不快を避けるためには、上記光学系
４ａ、４ｂを撮影用照明光学系４ｂに配設することによ
り、強度低下後の照明光を被検眼に照射するのが望まし
い。The two-beam interference optical system 10a and the dispersion optical system 10b are provided in the photographing illumination optical system 4b, respectively. However, the present invention is not particularly limited to this configuration. For example, the optical systems 4a and 4b may be disposed before the light receiving element 8 for photographing in the photographing optical system 7, respectively (indicated by a two-dot chain line in FIG. 1). As a result, a similar image can be obtained. However, in this case, since the imaging illumination light is applied to the subject's eye before the intensity is reduced by the optical systems 4a and 4b, the subject feels glare. Therefore, in order to avoid such discomfort of the subject, it is desirable that the optical system 4a, 4b is provided in the photographing illumination optical system 4b to irradiate the illumination light with reduced intensity to the subject's eye.
【００３５】[0035]
【発明の効果】本発明によれば、異なった波長の光によ
って眼底の深さ方向の層ごとの二次元的情報を得ること
ができる。According to the present invention, two-dimensional information can be obtained for each layer in the depth direction of the fundus oculi by light of different wavelengths.
【図１】本発明の眼底組織撮影装置の一実施形態を概略
的に示す構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram schematically showing an embodiment of a fundus tissue imaging apparatus according to the present invention.
【図２】図１の眼底組織撮影装置に適用されうる二光線
束干渉光学系を示す概略図である。FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a two-beam interference optical system applicable to the fundus tissue imaging apparatus of FIG. 1;
【図３】図２の二光線束干渉光学系を有する図１の眼底
組織撮影装置を示すブロック図である。FIG. 3 is a block diagram showing the fundus tissue imaging apparatus of FIG. 1 having the two-beam interference optical system of FIG. 2;
【図４】図１の眼底組織撮影装置に適用されうる分散光
学系を示す概略図である。FIG. 4 is a schematic diagram showing a dispersion optical system that can be applied to the fundus tissue imaging apparatus of FIG.
【図５】図４の分散光学系を有する図１の眼底組織撮影
装置を示すブロック図である。5 is a block diagram showing the fundus tissue imaging apparatus of FIG. 1 having the dispersion optical system of FIG. 4;
１、１ａ、１ｂ 眼底組織撮影装置 ２ 観察用照明光源 ３ 撮影用照明光源 ４ 照明光学系 ４ａ 観察用照明光学系 ４ｂ 撮影用照明光学系 ５ 対物レンズ ６ ホットミラー ７ 撮影光学系 ８ 撮影用受光素子 ９ 観察用受光素子 １０ 二光線束干渉光学系または分散光学系 １０ａ 二光線束干渉光学系 １０ｂ 分散光学系 １１ ビームスプリッタ １２ 固定ミラー １３ 可動ミラー １４ 駆動装置 １５ グレーティング １６ 第一スリット １７ 選択スリット １８ シリンドリカルレンズ １９ 駆動装置 ２０、２０ａ、２０ｂ 制御装置 ２１ 標準反射板 Ｅ 被検眼 Ｌ１、Ｌ２ 照明光 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1, 1a, 1b Fundus tissue imaging device 2 Observation illumination light source 3 Imaging illumination light source 4 Illumination optical system 4a Observation illumination optical system 4b Imaging illumination optical system 5 Objective lens 6 Hot mirror 7 Imaging optical system 8 Imaging light receiving element Reference Signs List 9 observation light receiving element 10 two-beam interference optical system or dispersion optical system 10a two-beam interference optical system 10b dispersion optical system 11 beam splitter 12 fixed mirror 13 movable mirror 14 drive device 15 grating 16 first slit 17 selection slit 18 cylindrical Lens 19 Drive device 20, 20a, 20b Control device 21 Standard reflector E Eye to be examined L1, L2 Illumination light
Claims (6)
照明光学系と、 上記照明光の眼底における反射光を受光する撮影光学系
とを有する眼底組織撮影装置であって、 二光線束干渉光学系を備えており、 上記撮影光学系が、二光線束干渉光学系を経由した光を
受光する受光手段を備えており、 該受光手段が受光した光信号をフーリエ変換し且つ画像
合成処理をする処理手段を備えていることを特徴とする
眼底組織撮影装置。1. A fundus tissue photographing apparatus comprising: an illumination optical system for illuminating a fundus of an eye to be examined with illumination light; and a photographing optical system for receiving reflected light of the illumination light from the fundus. Wherein the photographing optical system includes light receiving means for receiving light passing through the two-beam interference optical system, and performs Fourier transform on an optical signal received by the light receiving means and performs image synthesis processing. A fundus tissue imaging apparatus comprising processing means.
組み込まれており、該二光線束干渉光学系が固定ミラー
と可動ミラーとを有しており、上記照明光学系が撮影用
照明光源を備えており、上記可動ミラーの移動位置ごと
に同期して撮影用照明光源を発光させて撮影するように
構成されてなる請求項１記載の眼底組織撮影装置。2. The two-beam interference optical system is incorporated in an illumination optical system, the two-beam interference optical system includes a fixed mirror and a movable mirror, and the illumination optical system includes a photographing illumination. 2. The fundus tissue imaging apparatus according to claim 1, further comprising a light source, wherein the imaging illumination light source emits light in synchronization with each movement position of the movable mirror to perform imaging.
照明光学系と、 上記照明光の眼底における反射光を受光する撮影光学系
とを有する眼底組織撮影装置であって、 分散光学系を備えており、 上記撮影光学系が、分散光学系を経由した光を受光する
受光手段を備えており、 該受光手段が受光した光信号に基づいて画像合成処理を
する処理手段を備えていることを特徴とする眼底組織撮
影装置。3. A fundus tissue imaging apparatus comprising: an illumination optical system for illuminating a fundus of an eye to be inspected with illumination light; and an imaging optical system for receiving reflected light of the illumination light from the fundus, comprising a dispersive optical system. Wherein the photographing optical system includes light receiving means for receiving light passing through the dispersion optical system, and processing means for performing image synthesis processing based on an optical signal received by the light receiving means. Characteristic fundus tissue imaging device.
れており、該照明光学系が撮影用照明光源を備えてお
り、 該撮影用照明光源の発光ごとに、分散光学系によって分
散された光のうち異なる波長域の光が受光手段に送られ
るように構成されてなる請求項３記載の眼底組織撮影装
置。4. The dispersion optical system is incorporated in an illumination optical system, the illumination optical system includes an imaging illumination light source, and the light is dispersed by the dispersion optical system for each light emission of the imaging illumination light source. 4. The fundus tissue imaging apparatus according to claim 3, wherein light of different wavelength ranges of the light is transmitted to the light receiving means.
と光選択スリットとを有しており、グレーティングの揺
動位置ごとに同期して撮影用照明光源を発光させること
により、異なる波長域の光が光選択スリットを通過して
受光手段に送られて撮影するように構成されてなる請求
項４記載の眼底組織撮影装置。5. The dispersive optical system has an oscillating grating and a light selection slit, and illuminates a photographing illumination light source in synchronization with each oscillating position of the grating, so that light in different wavelength ranges is emitted. 5. The fundus tissue imaging apparatus according to claim 4, wherein the apparatus is configured to pass through the light selection slit to be sent to the light receiving means for imaging.
択スリットとを有しており、プリズムの揺動位置ごとに
同期して撮影用照明光源が発光させることにより、異な
る波長域の光が光選択スリットを通過して受光手段に送
られて撮影するように構成されてなる請求項４記載の眼
底組織撮影装置。6. The dispersive optical system has a swinging prism and a light selection slit, and the illumination light source for photography emits light in synchronization with each swinging position of the prism, so that light of different wavelength ranges is emitted. 5. The fundus tissue imaging apparatus according to claim 4, wherein the apparatus is configured to pass through the light selection slit to be sent to the light receiving means for imaging.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000081398A JP2001258853A (en) | 2000-03-23 | 2000-03-23 | Fundus tissue photographic instrument |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000081398A JP2001258853A (en) | 2000-03-23 | 2000-03-23 | Fundus tissue photographic instrument |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001258853A true JP2001258853A (en) | 2001-09-25 |
Family
ID=18598342
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000081398A Pending JP2001258853A (en) | 2000-03-23 | 2000-03-23 | Fundus tissue photographic instrument |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2001258853A (en) |
Cited By (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005500870A (en) * | 2001-04-09 | 2005-01-13 | カー、パトリック | Retinal function camera |
| JP2005296400A (en) * | 2004-04-13 | 2005-10-27 | Univ Waseda | Fundus spectral image photographing device |
| JP2006158547A (en) * | 2004-12-03 | 2006-06-22 | Topcon Corp | Spectrum ocular fundus image data measuring apparatus and method |
| JP2006320380A (en) * | 2005-05-17 | 2006-11-30 | Spectratech Inc | Optical interference tomograph meter |
| JP2007508879A (en) * | 2003-10-23 | 2007-04-12 | カール ツァイス メディテック アクチエンゲゼルシャフト | Eye axis length interference measurement device with increased sensitivity |
| JP2007117164A (en) * | 2005-10-25 | 2007-05-17 | Spectratech Inc | Functional confocal image display device |
| JP2007185243A (en) * | 2006-01-11 | 2007-07-26 | Topcon Corp | Eye fundus observing device |
| JP2007275374A (en) * | 2006-04-07 | 2007-10-25 | Topcon Corp | Fundus oculi observation device |
| JP2008110202A (en) * | 2006-10-04 | 2008-05-15 | Yukinori Takibatake | Method and apparatus for infrared photography of ocular fundus |
| JP2009502220A (en) * | 2005-07-22 | 2009-01-29 | カール ツアイス メディテック アクチエンゲゼルシャフト | Apparatus and method for observing, recording and / or diagnosing the fundus |
| JP2011135933A (en) * | 2009-12-25 | 2011-07-14 | Nidek Co Ltd | Retinal function measuring apparatus |
| JP2014023830A (en) * | 2012-07-30 | 2014-02-06 | Nidek Co Ltd | Fundus imaging device |
| WO2015170947A1 (en) * | 2014-05-09 | 2015-11-12 | (주)루트로닉 | Ophthalmic treatment device |
| KR101855420B1 (en) * | 2015-08-24 | 2018-05-08 | 주식회사 루트로닉 | An optical treatment apparatus and method for controlling that |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999016353A1 (en) * | 1997-10-01 | 1999-04-08 | Applied Spectral Imaging Ltd. | Spectral bio-imaging of the eye |
-
2000
- 2000-03-23 JP JP2000081398A patent/JP2001258853A/en active Pending
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999016353A1 (en) * | 1997-10-01 | 1999-04-08 | Applied Spectral Imaging Ltd. | Spectral bio-imaging of the eye |
Cited By (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005500870A (en) * | 2001-04-09 | 2005-01-13 | カー、パトリック | Retinal function camera |
| JP2007508879A (en) * | 2003-10-23 | 2007-04-12 | カール ツァイス メディテック アクチエンゲゼルシャフト | Eye axis length interference measurement device with increased sensitivity |
| JP2005296400A (en) * | 2004-04-13 | 2005-10-27 | Univ Waseda | Fundus spectral image photographing device |
| JP4505852B2 (en) * | 2004-04-13 | 2010-07-21 | 学校法人早稲田大学 | Fundus spectral imaging device |
| JP2006158547A (en) * | 2004-12-03 | 2006-06-22 | Topcon Corp | Spectrum ocular fundus image data measuring apparatus and method |
| JP2006320380A (en) * | 2005-05-17 | 2006-11-30 | Spectratech Inc | Optical interference tomograph meter |
| JP2009502220A (en) * | 2005-07-22 | 2009-01-29 | カール ツアイス メディテック アクチエンゲゼルシャフト | Apparatus and method for observing, recording and / or diagnosing the fundus |
| JP4594208B2 (en) * | 2005-10-25 | 2010-12-08 | 株式会社スペクトラテック | Functional confocal image display device |
| JP2007117164A (en) * | 2005-10-25 | 2007-05-17 | Spectratech Inc | Functional confocal image display device |
| JP2007185243A (en) * | 2006-01-11 | 2007-07-26 | Topcon Corp | Eye fundus observing device |
| JP2007275374A (en) * | 2006-04-07 | 2007-10-25 | Topcon Corp | Fundus oculi observation device |
| JP2008110202A (en) * | 2006-10-04 | 2008-05-15 | Yukinori Takibatake | Method and apparatus for infrared photography of ocular fundus |
| JP2011135933A (en) * | 2009-12-25 | 2011-07-14 | Nidek Co Ltd | Retinal function measuring apparatus |
| JP2014023830A (en) * | 2012-07-30 | 2014-02-06 | Nidek Co Ltd | Fundus imaging device |
| WO2015170947A1 (en) * | 2014-05-09 | 2015-11-12 | (주)루트로닉 | Ophthalmic treatment device |
| KR101814444B1 (en) * | 2014-05-09 | 2018-01-03 | 루트로닉 비전, 인크. | Ocular treatment apparatus |
| US10588781B2 (en) | 2014-05-09 | 2020-03-17 | Lutronic Vision Inc | Ophthalmic treatment device |
| KR101855420B1 (en) * | 2015-08-24 | 2018-05-08 | 주식회사 루트로닉 | An optical treatment apparatus and method for controlling that |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7954946B2 (en) | Optical tomographic image photographing apparatus | |
| JP4822969B2 (en) | Ophthalmic imaging equipment | |
| JP3653582B2 (en) | Ophthalmic equipment | |
| JP4819478B2 (en) | Ophthalmic imaging equipment | |
| JP5079240B2 (en) | Retinal function measuring device | |
| US6520640B1 (en) | Acquiring, analyzing and imaging three-dimensional retinal data | |
| JP2010012109A (en) | Ocular fundus photographic apparatus | |
| JP2001258853A (en) | Fundus tissue photographic instrument | |
| JP6207221B2 (en) | Optical tomography system | |
| US10080496B2 (en) | Ophthalmological device | |
| JP2016067551A (en) | Ophthalmologic apparatus | |
| JP2006247076A (en) | Fundus fluorescence measuring apparatus | |
| US20020101567A1 (en) | Ophthalmic apparatus | |
| JP2010227610A (en) | Ophthalmologic imaging apparatus | |
| WO2017159018A1 (en) | Ophthalmic device | |
| JP7226426B2 (en) | Fundus camera | |
| JP7214880B2 (en) | OPHTHALMIC DEVICE, CONTROL METHOD THEREOF, AND PROGRAM | |
| JP2017086311A (en) | Optical tomographic imaging apparatus and optical tomographic imaging method | |
| JP7199172B2 (en) | Ophthalmic device and its control method | |
| JP6456444B2 (en) | Fundus photographing device | |
| JP6921599B2 (en) | Ophthalmic devices, their control methods, and programs | |
| JP2019051369A (en) | Ophthalmologic apparatus | |
| JP6775995B2 (en) | Optical tomography imaging device, operation method of optical tomography imaging device, and program | |
| JP6431399B2 (en) | Ophthalmic imaging equipment | |
| WO2024048209A1 (en) | Ophthalmic device and method for controlling ophthalmic device |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20061219 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20090925 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20091222 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20100420 |