JP2016083240A - Ophthalmologic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、被検眼に対して照明光を照射して、被検眼の角膜からの反射光を受光することによって角膜像を撮像する角膜撮影装置に関するものである。 The present invention relates to a cornea imaging apparatus that captures a cornea image by irradiating illumination light to a subject's eye and receiving reflected light from the cornea of the subject's eye.
従来から、眼疾患の有無判断や眼の術後経過の診断などに際して、角膜、特に角膜内皮の細胞状態を観察することが行われている。 Conventionally, the cell state of the cornea, particularly the corneal endothelium, has been observed when determining the presence or absence of an eye disease or diagnosing the postoperative course of the eye.
このような角膜内皮の細胞状態を観察するに際して、被検眼に対して非接触で角膜内皮細胞を撮像することのできる角膜撮影装置が知られている。この角膜撮影装置は、照明光学系によりスリット状の照明光を被検眼の角膜に斜めから照射して、角膜からの反射光を撮像光学系で受光して角膜内皮細胞を撮像するようになっている。 When observing the cell state of such corneal endothelium, a corneal imaging apparatus is known that can image corneal endothelial cells in a non-contact manner with respect to an eye to be examined. In this cornea photographing device, a slit-shaped illumination light is irradiated obliquely to the cornea of an eye to be examined by an illumination optical system, and reflected light from the cornea is received by an imaging optical system to image corneal endothelial cells. Yes.
しかしながら、角膜を斜めからスリット光で照射するため、照射される角膜内皮細胞の範囲は狭く、この狭い範囲でしか角膜内皮細胞の観察や撮影をすることができない。このため、角膜内皮細胞の一部に病変がある場合にその病変を見落としてしまうという問題があった。 However, since the cornea is irradiated obliquely with slit light, the range of corneal endothelial cells to be irradiated is narrow, and corneal endothelial cells can be observed and photographed only within this narrow range. For this reason, when there is a lesion in a part of corneal endothelial cells, there is a problem that the lesion is overlooked.
この問題に対し、特許文献１には広い範囲で角膜内皮細胞の観察や撮影をすることができる角膜内皮細胞撮影装置が開示されている。 With respect to this problem, Patent Document 1 discloses a corneal endothelial cell imaging apparatus that can observe and capture corneal endothelial cells over a wide range.
特許文献１に開示された撮影装置は、被験者に視線を向けてもらう対象となる固視灯を複数備え、そして、１回の測定後、点灯する固視灯を変えて被験者の視線の方向を変化させた状態で改めて撮影を行うという処理を繰り返す。そして、このようにして得られた複数の画像が合成されて、広範囲の角膜内皮細胞画像が作成される。 The imaging apparatus disclosed in Patent Document 1 includes a plurality of fixation lamps that are subjects for which the subject is directed to the line of sight, and changes the fixation lamp that is turned on after one measurement to change the direction of the subject's line of sight. The process of shooting again in the changed state is repeated. Then, a plurality of images obtained in this way are combined to create a wide-range corneal endothelial cell image.
しかしながら、取得された撮影位置の異なる複数の画像には時間差が生じることが避けられず、複数の画像を撮影中に生体である被検眼の状態が変化してしまうために、撮影した複数の画像を合成する際に画像間でずれが発生してしまい、品質の高い角膜内皮細胞画像のパノラマ画像を取得することが困難であった。 However, it is inevitable that a time difference occurs between the acquired images at different shooting positions, and the state of the subject's eye that is a living body changes during shooting of the images. When synthesizing the image, a shift occurs between the images, and it is difficult to obtain a high-quality panoramic image of the corneal endothelial cell image.
本発明は、上述した実情に鑑みてなされたものであり、その目的は、複数の角膜内皮細胞画像間の位置ずれを補正した、高品質な角膜内皮細胞画像のパノラマ画像を生成可能な角膜撮影装置を提供することである。 The present invention has been made in view of the above-described circumstances, and an object of the present invention is to provide a corneal imaging capable of generating a high-quality panoramic image of a corneal endothelial cell image in which a positional deviation between a plurality of corneal endothelial cell images is corrected. Is to provide a device.
上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、スリット光束を被検眼に対して斜めから照射する照射光源を備えた照明光学系と、スリット光束による被検眼の角膜からの反射光束を受光して角膜像を撮像する光電素子を備えた撮像光学系とを備え、それら照明光学系及び撮像光学系を全体として該被検眼に対して接近乃至は離隔方向に移動させて合焦せしめる駆動手段を備えた角膜撮影装置において、重畳領域を有する複数の画像を撮影する画像撮影手段と、該複数画像の任意の２つの画像の重畳領域内に注視領域を設定する領域設定手段と、該注視領域の類似度合いを評価する類似評価手段と、該類似評価手段による評価結果に基づいて、重畳領域を基準とする複数画像の位置関係を特定する位置特定手段と、該位置特定手段による結果に基づいて複数画像を再構成する画像合成処理手段を備えたことを特徴とする。 In order to achieve the above object, an invention according to claim 1 is directed to an illumination optical system including an irradiation light source that irradiates a slit light beam obliquely to the eye to be examined, and a reflected light beam from the cornea of the eye to be examined by the slit light beam. And an optical imaging system that includes a photoelectric element that captures a corneal image and moves the illumination optical system and the imaging optical system as a whole toward or away from the eye to be focused. In a cornea photographing apparatus including a driving means, an image photographing means for photographing a plurality of images having a superimposed area, a region setting means for setting a gaze area within a superposed area of any two images of the plurality of images, A similarity evaluation unit that evaluates the degree of similarity of the gaze area, a position specifying unit that specifies the positional relationship of a plurality of images based on the overlap region based on the evaluation result by the similarity evaluation unit, and the position specifying unit Characterized by comprising an image combining processing means for reconstructing a plurality of images based on the results.
また、本発明の請求項２に記載の発明は、請求項１にかかる角膜撮影装置において、前記注視領域が、所定数以上の角膜内皮細胞が含まれていることを特徴とする。 According to a second aspect of the present invention, in the cornea photographing apparatus according to the first aspect, the gaze region includes a predetermined number or more of corneal endothelial cells.
また、本発明の請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２にかかる角膜撮影装置において、前記類似評価に用いられる画像が、画像間において規定以上の大きさの重畳領域を持つことを特徴とする。 According to a third aspect of the present invention, in the cornea photographing apparatus according to the first or second aspect, the image used for the similarity evaluation has a superposed region having a size larger than a specified value between the images. It is characterized by that.
また、本発明の請求項４に記載の発明は、請求項１から３のいずれかにかかる角膜撮影装置において、前記画像処理手段が、角膜内皮細胞のコントラストが高い箇所を優先して再構成を行うことを特徴とする。 According to a fourth aspect of the present invention, in the corneal imaging device according to any one of the first to third aspects, the image processing means preferentially reconstructs a portion where the contrast of corneal endothelial cells is high. It is characterized by performing.
また、本発明の請求項５に記載の発明は、請求項１から４のいずれかにかかる角膜撮影装置において、前記画像処理手段が、画像撮影時のノイズを除去するノイズ除去手段を有することを特徴とする。 According to a fifth aspect of the present invention, in the cornea photographing apparatus according to any one of the first to fourth aspects, the image processing means includes a noise removing means for removing noise during image photographing. Features.
ノイズの除去を行うことにより、Ｓ／Ｎ比が向上した角膜内皮細胞画像のパノラマ画像を生成することが可能となる。 By removing noise, it is possible to generate a panoramic image of a corneal endothelial cell image with an improved S / N ratio.
また、本発明の請求項６に記載の発明は、請求項１から５のいずれかにかかる角膜撮影装置において、前記画像処理手段が、２画像間の平行移動、ねじれ、回転による変位を補正することが可能であることを特徴とする。 According to a sixth aspect of the present invention, in the cornea photographing apparatus according to any one of the first to fifth aspects, the image processing means corrects displacement due to translation, twisting, and rotation between two images. It is possible to do this.
上記のように、本発明にかかる角膜撮影装置は、複数の角膜内皮細胞画像間の位置ずれを補正した、高品質な角膜内皮細胞画像のパノラマ画像を得ることができる。 As described above, the cornea photographing apparatus according to the present invention can obtain a high-quality panoramic image of a corneal endothelial cell image in which a positional shift between a plurality of corneal endothelial cell images is corrected.
以下、本発明を更に具体的に明らかにするために、本発明の実施形態について、図面を参照しつつ、詳細に説明する。 Hereinafter, in order to clarify the present invention more specifically, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
先ず、図１に、本発明における角膜撮影装置の一実施形態としての装置光学系１０を示す。装置光学系１０は、被検眼Ｅの前眼部を観察する観察光学系１２を挟んで、一方の側に撮像照明光学系１４および位置検出光学系１６が設けられ、他方の側に位置検出照明光学系１８および撮像光学系２０が設けられた構造とされている。なお、特に本実施形態においては、撮像照明光学系１４および位置検出照明光学系１８を含んで、照明光学系が構成されている。 First, FIG. 1 shows an apparatus optical system 10 as an embodiment of a cornea photographing apparatus according to the present invention. The apparatus optical system 10 includes an imaging illumination optical system 14 and a position detection optical system 16 on one side with an observation optical system 12 for observing the anterior eye portion of the eye E to be examined, and a position detection illumination on the other side. The optical system 18 and the imaging optical system 20 are provided. In particular, in the present embodiment, the illumination optical system is configured to include the imaging illumination optical system 14 and the position detection illumination optical system 18.
観察光学系１２は、被検眼Ｅに近い位置から順にハーフミラー２２、対物レンズ２４、ハーフミラー２６、コールドミラー２７、および光電素子としてのＣＣＤ２８が光軸Ｏ１上に設けられて構成されている。また、被検眼Ｅの前方には、複数（本実施形態においては、２つ）の観察用光源３０、３０が配設されている。観察用光源３０、３０は、赤外光束を発する例えば赤外ＬＥＤなどが用いられる。そして、コールドミラー２７は、赤外光を透過せしめる一方、可視光を反射するようにされており、観察用光源３０、３０から発せられて被検眼Ｅの前眼部で反射された反射光束が、対物レンズ２４およびコールドミラー２７を通して、ＣＣＤ２８上で結像されるようになっている。 The observation optical system 12 is configured such that a half mirror 22, an objective lens 24, a half mirror 26, a cold mirror 27, and a CCD 28 as a photoelectric element are provided on the optical axis O1 in order from a position close to the eye E. In addition, a plurality (two in the present embodiment) of observation light sources 30 and 30 are disposed in front of the eye E. As the observation light sources 30, 30, for example, infrared LEDs that emit infrared light flux are used. The cold mirror 27 transmits infrared light while reflecting visible light, and the reflected light beam emitted from the observation light sources 30 and 30 and reflected by the anterior eye portion of the eye E is examined. The image is formed on the CCD 28 through the objective lens 24 and the cold mirror 27.
撮像照明光学系１４は、被検眼Ｅに近い位置から順に投影レンズ３２、コールドミラー３４、スリット３６、集光レンズ３８、撮像用光源４０が設けられて構成されている。撮像用光源４０は可視光束を発する例えばＬＥＤ等が用いられる。コールドミラー３４は、赤外光を透過せしめる一方、可視光を反射するようにされている。そして、撮像用光源４０から発せられた光束は、対物レンズ３８およびスリット３６と通して、角膜Ｃに対して斜め方向から照射されるようになっている。 The imaging illumination optical system 14 includes a projection lens 32, a cold mirror 34, a slit 36, a condensing lens 38, and an imaging light source 40 in order from a position close to the eye E. The imaging light source 40 is, for example, an LED that emits a visible light beam. The cold mirror 34 transmits infrared light while reflecting visible light. Then, the light beam emitted from the imaging light source 40 passes through the objective lens 38 and the slit 36 and is irradiated to the cornea C from an oblique direction.
位置検出光学系１６は、その光軸の一部が撮像照明光学系１４の光軸と一致せしめられており、被検眼Ｅに近い位置から順に投影レンズ３２、コールドミラー３４、ラインセンサ４４が設けられて構成されている。そして、後述する観察用光源５４から照射されて角膜Ｃで反射された光束が、投影レンズ３２、コールドミラー３４を通して、ラインセンサ４４上に結像されるようになっている。 The position detection optical system 16 has a part of its optical axis aligned with the optical axis of the imaging illumination optical system 14, and is provided with a projection lens 32, a cold mirror 34, and a line sensor 44 in order from a position close to the eye E. Is configured. A light beam emitted from an observation light source 54 to be described later and reflected by the cornea C is imaged on the line sensor 44 through the projection lens 32 and the cold mirror 34.
一方、位置検出照明光学系１８は、被検眼Ｅに近い位置から順に対物レンズ４６、コールドミラー４８、集光レンズ５２、および位置検出用光源としての観察用光源５４が設けられて構成されている。観察用光源５４は、例えば赤外ＬＥＤなどの赤外光源が好適に採用される。そして、観察用光源５４から発せられた赤外光束が、角膜Ｃに対して斜めから照射されるようになっている。なお、観察用光源５４は、例えばハロゲンランプや可視光ＬＥＤなどの可視光源と赤外フィルタを組み合わせることによって構成してもよい。但し、観察用光源５４は、必ずしも赤外光源とされる必要は無く、ハロゲンランプや可視光ＬＥＤなどの可視光源を用いてもよい。可視光源を用いる場合には、その照度は撮像用光源４０の照度よりも小さくされることが好ましい。これにより、アライメント等、観察用光源５４による光束を照射せしめる際の被験者の負担を軽減することが出来る。 On the other hand, the position detection illumination optical system 18 includes an objective lens 46, a cold mirror 48, a condenser lens 52, and an observation light source 54 as a position detection light source in order from a position close to the eye E. . As the observation light source 54, for example, an infrared light source such as an infrared LED is suitably employed. The infrared light beam emitted from the observation light source 54 is irradiated to the cornea C from an oblique direction. Note that the observation light source 54 may be configured by combining a visible light source such as a halogen lamp or a visible light LED with an infrared filter. However, the observation light source 54 is not necessarily an infrared light source, and a visible light source such as a halogen lamp or a visible light LED may be used. When a visible light source is used, the illuminance is preferably made smaller than the illuminance of the imaging light source 40. Thereby, the burden on the subject when irradiating the light beam from the observation light source 54 such as alignment can be reduced.
撮像光学系２０は、その光軸の一部が位置検出照明光学系１８の光軸と一致せしめられており、被検眼Ｅに近い位置から順に対物レンズ４６、コールドミラー４８、スリット５６、変倍レンズ５８、合焦レンズ６０、コールドミラー２７、ＣＣＤ２８が設けられて構成されている。そして、撮像用光源４０から照射されて角膜Ｃで反射された光束が、対物レンズ４６を介してコールドミラー４８で反射された後に、スリット５６によって平行光束とされて、変倍レンズ５８、合焦レンズ６０を介して、コールドミラー２７で反射されてＣＣＤ２８上に結像されるようになっている。 The imaging optical system 20 has a part of its optical axis aligned with the optical axis of the position detection illumination optical system 18, and the objective lens 46, cold mirror 48, slit 56, magnification change in order from the position close to the eye E to be examined. A lens 58, a focusing lens 60, a cold mirror 27, and a CCD 28 are provided. Then, the light beam irradiated from the imaging light source 40 and reflected by the cornea C is reflected by the cold mirror 48 through the objective lens 46, and then converted into a parallel light beam by the slit 56. The light is reflected by the cold mirror 27 through the lens 60 and imaged on the CCD 28.
また、観察光学系１２上に設けられるハーフミラー２２は、固視標光学系６４、アライメント光学系６６の一部を構成している。 The half mirror 22 provided on the observation optical system 12 constitutes a part of the fixation target optical system 64 and the alignment optical system 66.
固視標光学系６４は、被検眼Ｅに近い位置から順にハーフミラー２２、投影レンズ６８、ハーフミラー７０、ピンホール板７２、固視標光源７４が設けられて構成されている。固視標光源７４は例えばＬＥＤなどの可視光を発する光源であり、固視標光源７４から発せられた光束は、ピンホール板７２、ハーフミラー７０を透過した後、投影レンズ６８によって平行光束とされて、ハーフミラー２２によって反射されて被検眼Ｅに照射される。 The fixation target optical system 64 includes a half mirror 22, a projection lens 68, a half mirror 70, a pinhole plate 72, and a fixation target light source 74 in order from a position close to the eye E. The fixation target light source 74 is a light source that emits visible light, such as an LED, and the light beam emitted from the fixation target light source 74 is transmitted through the pinhole plate 72 and the half mirror 70 and then converted into a parallel light beam by the projection lens 68. Then, it is reflected by the half mirror 22 and irradiated to the eye E.
アライメント光学系６６は、被検眼Ｅに近い位置から順にハーフミラー２２、投影レンズ６８、ハーフミラー７０、絞り７６、ピンホール板７８、集光レンズ８０、アライメント光源８２が設けられて構成されている。アライメント光源８２からは赤外光が発せられるようになっており、かかる赤外光は集光レンズ８０により集光されてピンホール板７８を通過し、絞り７６に導かれる。そして、絞り７６を通過した光はハーフミラー７０に反射されて、投影レンズ６８によって平行光束とされた後に、ハーフミラー２２によって反射されて被検眼Ｅに照射される。 The alignment optical system 66 includes a half mirror 22, a projection lens 68, a half mirror 70, a diaphragm 76, a pinhole plate 78, a condenser lens 80, and an alignment light source 82 in order from a position close to the eye E. . Infrared light is emitted from the alignment light source 82, and the infrared light is collected by the condenser lens 80, passes through the pinhole plate 78, and is guided to the diaphragm 76. The light that has passed through the diaphragm 76 is reflected by the half mirror 70, converted into a parallel light beam by the projection lens 68, reflected by the half mirror 22, and applied to the eye E.
また、観察光学系１２上に設けられたハーフミラー２６は、アライメント検出光学系８４の一部を構成している。 Further, the half mirror 26 provided on the observation optical system 12 constitutes a part of the alignment detection optical system 84.
アライメント検出光学系８４は、被検眼Ｅに近い位置から順にハーフミラー２６、位置検出可能なアライメント検出センサ８８が設けられて構成されている。そして、アライメント光源８２から照射されて、角膜Ｃで反射された光束が、ハーフミラー２６で反射されて、アライメント検出センサ８８に導かれるようになっている。 The alignment detection optical system 84 includes a half mirror 26 and an alignment detection sensor 88 capable of detecting the position in order from a position close to the eye E. The light beam emitted from the alignment light source 82 and reflected by the cornea C is reflected by the half mirror 26 and guided to the alignment detection sensor 88.
このような構造とされた装置光学系１０は、図２に示す角膜撮影装置１００に収容されている。角膜撮影装置１００は、ベース１０２の上に本体部１０４が設けられており、かかる本体部１０４の上にケース１０６が前後左右および上下動可能に設けられて構成されている。ベース１０２には、電源装置が内蔵されていると共に、操作スティック１０８が設けられており、かかる操作スティック１０８を操作してケース１０６を駆動せしめることが出来るようにされている。また、本体部１０４には、後述する各制御回路などが収容されていると共に、例えば液晶モニタなどからなる表示画面１１０が設けられている。 The apparatus optical system 10 having such a structure is accommodated in the cornea photographing apparatus 100 shown in FIG. The cornea photographing apparatus 100 is configured such that a main body 104 is provided on a base 102, and a case 106 is provided on the main body 104 so as to be movable back and forth, right and left, and up and down. The base 102 has a built-in power supply device and is provided with an operation stick 108 so that the case 106 can be driven by operating the operation stick 108. Further, the main body unit 104 accommodates control circuits and the like described later, and a display screen 110 including a liquid crystal monitor, for example.
さらに、図３に示すように、角膜撮影装置１００には、ケース１０６を駆動せしめることによって、装置光学系１０を被検眼Ｅに対して接近乃至は離隔方向に移動せしめる駆動手段が設けられている。これらの駆動手段は例えばラック・ピニオン機構などによって構成されており、本実施形態においては、装置光学系１０を図３における上下方向のＸ方向に駆動せしめるＸ軸駆動機構１１２、図３における紙面と垂直のＹ方向に駆動せしめるＹ軸駆動機構１１４、図３における左右方向のＺ方向に駆動せしめるＺ軸駆動機構１１６が設けられている。 Further, as shown in FIG. 3, the cornea photographing apparatus 100 is provided with a driving unit that moves the apparatus optical system 10 toward or away from the eye E by driving the case 106. . These driving means are constituted by, for example, a rack and pinion mechanism, and in this embodiment, an X-axis driving mechanism 112 that drives the apparatus optical system 10 in the vertical X direction in FIG. 3, and a paper surface in FIG. A Y-axis drive mechanism 114 that drives in the vertical Y direction and a Z-axis drive mechanism 116 that drives in the left-right Z direction in FIG. 3 are provided.
また、角膜撮影装置１００には、装置光学系１０による角膜像の撮像の作動制御を行う撮像制御手段としての撮像制御回路１１７が設けられている。そして、Ｘ軸駆動機構１１２、Ｙ軸駆動機構１１４、Ｚ軸駆動機構１１６は、それぞれ、撮像制御回路１１７に接続されて、撮像制御回路１１７からの駆動信号に基づいて駆動せしめられるようにされている。また、アライメント検出センサ８８は、ＸＹアライメント検出回路１１８に接続されており、かかるＸＹアライメント検出回路１１８は、撮像制御回路１１７に接続されている。また、ラインセンサ４４は、Ｚアライメント検出回路１２０に接続されており、かかるＺアライメント検出回路１２０は、撮像制御回路１１７に接続されている。これにより、アライメント検出センサ８８およびラインセンサ４４の検出情報が、撮像制御回路１１７に入力されるようになっている。なお、図示は省略するが、撮像制御回路１１７は、各照明光源３０、４０、５４、７４、８２にも接続されており、これらの発行を制御できるようにされている。 Further, the cornea photographing apparatus 100 is provided with an imaging control circuit 117 serving as an imaging control unit that performs operation control of imaging of the cornea image by the apparatus optical system 10. The X-axis drive mechanism 112, the Y-axis drive mechanism 114, and the Z-axis drive mechanism 116 are connected to the imaging control circuit 117, and are driven based on a drive signal from the imaging control circuit 117. Yes. The alignment detection sensor 88 is connected to an XY alignment detection circuit 118, and the XY alignment detection circuit 118 is connected to an imaging control circuit 117. The line sensor 44 is connected to the Z alignment detection circuit 120, and the Z alignment detection circuit 120 is connected to the imaging control circuit 117. Thereby, detection information of the alignment detection sensor 88 and the line sensor 44 is input to the imaging control circuit 117. In addition, although illustration is abbreviate | omitted, the imaging control circuit 117 is connected also to each illumination light source 30,40,54,74,82, and it can control issuing now.
さらに、角膜撮影装置１００には、ＣＣＤ２８が受像した画像が入力されて、かかる画像を取捨選択する画像選択回路１２２が設けられていると共に、かかる画像選択回路１２２によって選択された画像を記憶する記憶手段としての記憶装置１２４が設けられている。 Further, the cornea photographing apparatus 100 is provided with an image selection circuit 122 that receives an image received by the CCD 28 and selects the image, and stores the image selected by the image selection circuit 122. A storage device 124 is provided as a means.
次に、このような構造とされた角膜撮影装置１００において、撮像制御回路１１７が実行する角膜内皮の撮像手順の概略を図４に示し、以降、順に説明する。 Next, in the corneal imaging device 100 having such a structure, an outline of the corneal endothelium imaging procedure executed by the imaging control circuit 117 is shown in FIG.
先ず、Ｓ１において、被検眼Ｅに対して、装置光学系１０のＸ方向およびＹ方向の位置合わせ（ＸＹアライメント）を行う。かかるＸＹアライメント時には、固視標光源７４から照射された固視標光が被検眼Ｅに導かれる。そして、被検者にかかる固視標光を固視させることによって、被検眼Ｅの光軸方向を、観察光学系１２の光軸Ｏ１の方向と一致させることが出来る。かかる状態下で、観察用光源３０、３０から照射されて、被検眼Ｅの前眼部で反射された光束がＣＣＤ２８上に導かれる。これにより、図５に示すように、表示画面１１０上に、被検眼Ｅの前眼部が表示される。 First, in S1, the alignment (XY alignment) of the apparatus optical system 10 in the X direction and the Y direction is performed on the eye E. During such XY alignment, the fixation target light emitted from the fixation target light source 74 is guided to the eye E. Then, by fixing the fixation target light applied to the subject, the optical axis direction of the eye E can be matched with the direction of the optical axis O1 of the observation optical system 12. Under such a state, the light beam irradiated from the observation light sources 30 and 30 and reflected by the anterior eye portion of the eye E is guided onto the CCD 28. As a result, as shown in FIG. 5, the anterior segment of the eye E is displayed on the display screen 110.
さらに、表示画面１１０上には、例えばスーパーインポーズ信号などによって生成された、矩形枠形状のアライメントパターン１２５が、被検眼Ｅに重ねて表示される。それと共に、アライメント光源８２から被検眼Ｅに向けて照射された光束が、被検眼Ｅの前眼部で反射されて、ＣＣＤ２８に導かれることによって、表示画面１１０に、点状のアライメント光１２６として表示されるようになっている。そして、操作者は操作スティック１０８を操作することによって、装置光学系１０を駆動せしめて、アライメント光１２６がアライメントパターン１２５の枠内に入るように、装置光学系１０の位置を調節する。 Further, on the display screen 110, for example, an alignment pattern 125 having a rectangular frame shape generated by a superimpose signal or the like is displayed over the eye E. At the same time, the light beam emitted from the alignment light source 82 toward the subject eye E is reflected by the anterior eye portion of the subject eye E and guided to the CCD 28, so that the display screen 110 has the dotted alignment light 126. It is displayed. Then, the operator operates the operation stick 108 to drive the apparatus optical system 10 and adjust the position of the apparatus optical system 10 so that the alignment light 126 enters the frame of the alignment pattern 125.
また、アライメント光源８２から照射されて、被検眼Ｅの前眼部で反射された光束の一部は、ハーフミラー２６で反射されて、アライメント検出センサ８８に導かれるようになっている。なお、アライメント光源８２からは被検者に認識されない赤外光束が照射されることによって、被検者の負担が軽減されている。ここにおいて、アライメント検出センサ８８は、アライメント光１２６がアライメントパターン１２５の枠内に入ると、アライメント光１２６のＸ方向の位置とＹ方向の位置を検出することが出来るようにされている。かかるＸ方向位置とＹ方向位置は、ＸＹアライメント検出回路１１８に入力される。ＸＹアライメント検出回路１１８は、Ｘ方向の位置情報に基づいて観察光学系１０の光軸Ｏ１が被検眼Ｅの光軸に近づくようにＸ軸駆動機構１１２を駆動すると共に、Ｙ方向の位置情報に基づいて観察光学系１０の光軸Ｏ１が被検眼Ｅの光軸に近づくようにＹ軸駆動機構１１４を駆動せしめる。これにより、装置光学系１０の被検眼Ｅに対するＸＹ方向の位置合わせが行われる。なお、後述するように、かかるＸＹアライメントは、撮像中も適宜のタイミングで実施される。また、特に本実施形態においては、アライメント光源８２と観察用光源３０，３０を短時間で交互に点滅せしめると共に、アライメント光源８２の点灯タイミングに合わせてアライメント検出センサ８８による検出が行われるようになっている。これにより、ＸＹアライメントに際して観察用光源３０，３０の赤外光束が影響を与えることの無いようにされている。なお、アライメント光源８２と観察用光源３０，３０の点滅はＣＣＤ２８における受光信号への変換速度よりも高速に行われることから、ＣＣＤ２８の受光信号が出力される表示画面１１０には、両光源８２，３０が点滅して認識されることはなく、あたかも光源８２，３０が連続して点灯しているように認識される。 A part of the light beam irradiated from the alignment light source 82 and reflected by the anterior eye portion of the eye E is reflected by the half mirror 26 and guided to the alignment detection sensor 88. The alignment light source 82 emits an infrared beam that is not recognized by the subject, thereby reducing the burden on the subject. Here, the alignment detection sensor 88 can detect the position of the alignment light 126 in the X direction and the position of the Y direction when the alignment light 126 enters the frame of the alignment pattern 125. The X direction position and the Y direction position are input to the XY alignment detection circuit 118. The XY alignment detection circuit 118 drives the X-axis drive mechanism 112 so that the optical axis O1 of the observation optical system 10 approaches the optical axis of the eye E based on the positional information in the X direction, and uses the positional information in the Y direction. Based on this, the Y-axis drive mechanism 114 is driven so that the optical axis O1 of the observation optical system 10 approaches the optical axis of the eye E to be examined. Thereby, the alignment of the apparatus optical system 10 with respect to the eye E in the XY directions is performed. As will be described later, such XY alignment is performed at an appropriate timing even during imaging. Particularly in the present embodiment, the alignment light source 82 and the observation light sources 30 and 30 are alternately blinked in a short time, and detection by the alignment detection sensor 88 is performed in accordance with the lighting timing of the alignment light source 82. ing. As a result, the infrared light beams of the observation light sources 30 and 30 are not affected during the XY alignment. The blinking of the alignment light source 82 and the observation light sources 30 and 30 is performed at a higher speed than the conversion speed of the CCD 28 into the light reception signal. 30 is not recognized by flashing, but is recognized as if the light sources 82 and 30 are continuously lit.
次に、Ｓ２において、Ｚ軸駆動機構１１６を駆動せしめて、装置光学系１０を、被検眼Ｅに対して接近する方向に前進作動せしめる。このように、本実施形態においては、Ｓ２およびＺ軸駆動機構１１６を含んで、撮像前前進制御手段が構成されている。そして、観察用光源５４を発光せしめて、観察用光源５４から照射された赤外光束を、被検眼Ｅの角膜Ｃに対して斜め方向から照射すると共に、角膜Ｃから反射された光束を、ラインセンサ４４によって受光する。特に本実施形態においては、観察用光源５４から照射される光束が赤外光束とされていることから、被検者の負担が軽減されている。 Next, in S <b> 2, the Z-axis drive mechanism 116 is driven, and the apparatus optical system 10 is moved forward in a direction approaching the eye E to be examined. Thus, in the present embodiment, the pre-imaging advance control means is configured including S2 and the Z-axis drive mechanism 116. Then, the observation light source 54 is caused to emit light, and the infrared light beam irradiated from the observation light source 54 is irradiated obliquely onto the cornea C of the eye E, and the light beam reflected from the cornea C is Light is received by the sensor 44. In particular, in this embodiment, since the light beam emitted from the observation light source 54 is an infrared light beam, the burden on the subject is reduced.
そして、観察用光源５４からの赤外光束は、角膜Ｃの上皮細胞や角膜実質、角膜内皮など、角膜Ｃの各層毎に異なる反射光量をもって反射せしめられる。図６に概略的に示すように、観察用光源５４からの赤外光束Ｌは、空気と角膜Ｃとの境界面となる上皮細胞ｅでまず反射される。また、上皮細胞ｅを透過した光束の一部は角膜実質ｓや角膜内皮ｅｎで反射される。そして、上皮細胞ｅで反射された反射光束ｅ’の光量が最も多く、角膜内皮ｅｎで反射された反射光束ｅｎ’の光量は相対的に小さく、角膜実質ｓで反射された反射光束ｓ’の光量が最も小さくなる。また、前房ａは房水で満たされていることから、前房ａでは赤外光束Ｌは殆ど反射されることはない。 The infrared light beam from the observation light source 54 is reflected with a different amount of reflected light for each layer of the cornea C, such as epithelial cells of the cornea C, corneal stroma, and corneal endothelium. As schematically shown in FIG. 6, the infrared light beam L from the observation light source 54 is first reflected by the epithelial cells e that form the boundary surface between the air and the cornea C. Further, a part of the light beam transmitted through the epithelial cell e is reflected by the corneal stroma s and the corneal endothelium en. The amount of the reflected light beam e ′ reflected by the epithelial cell e is the largest, the amount of the reflected light beam en ′ reflected by the corneal endothelium en is relatively small, and the reflected light beam s ′ reflected by the corneal substance s. The light intensity is the smallest. Further, since the anterior chamber a is filled with aqueous humor, the infrared light beam L is hardly reflected in the anterior chamber a.
これらの反射光束は、ラインセンサ４４に検出されて、ラインセンサ４４には、図７のような光量分布が検出される。図７において、光量の最も多い第一ピーク部１２８は、角膜上皮からの反射光を示す。次に光量の多い第二ピーク部１３０は、角膜内皮からの反射光を示す。そして、撮像制御回路１１７は、Ｚ軸駆動機構１１６を駆動せしめて、ラインセンサ４４によって検出された角膜上皮の位置から人眼の生理学的な角膜厚みのばらつきを考慮した所定距離：Ｄ１だけ、装置光学系１０を角膜Ｃに接近する方向に前進駆動せしめる。なお、角膜上皮からの移動距離は、例えば１０００〜１５００μｍの範囲内で適宜に設定される。これにより、装置光学系１０における撮像光学系２０の合焦位置は、角膜Ｃにおける内皮細胞よりも後方に位置せしめられる。そして、かかる角膜上皮から所定距離：Ｄ１だけ後方の位置が、装置光学系１０の反転位置とされる。 These reflected light beams are detected by the line sensor 44, and the light quantity distribution as shown in FIG. In FIG. 7, the first peak portion 128 having the largest amount of light indicates the reflected light from the corneal epithelium. Next, the second peak portion 130 with the largest amount of light indicates the reflected light from the corneal endothelium. Then, the imaging control circuit 117 drives the Z-axis drive mechanism 116 to set the device at a predetermined distance D1 in consideration of the physiological corneal thickness variation of the human eye from the position of the corneal epithelium detected by the line sensor 44. The optical system 10 is driven forward in a direction approaching the cornea C. The moving distance from the corneal epithelium is appropriately set within a range of 1000 to 1500 μm, for example. Thereby, the focus position of the imaging optical system 20 in the apparatus optical system 10 is positioned behind the endothelial cells in the cornea C. A position behind the corneal epithelium by a predetermined distance: D1 is set as the inversion position of the apparatus optical system 10.
次に、装置光学系１０が反転位置に位置せしめられると、Ｓ３において、Ｚ軸駆動機構１１６が反対方向に駆動せしめられて、装置光学系１０はＺ軸上で被検眼Ｅから離隔する方向に後退作動せしめられる。このように、本実施形態においては、Ｓ３およびＺ軸駆動機構１１６を含んで、反転作動制御手段および撮像時後退制御手段が構成されている。ここにおいて、装置光学系１０は、反転位置から後退作動が開始されて、撮像が終了するまでの間に、後退速度が変化せしめられるようになっている。図８に、装置光学系１０の後退作動における移動速度の変化を示す。 Next, when the apparatus optical system 10 is positioned at the reversal position, in S3, the Z-axis drive mechanism 116 is driven in the opposite direction, so that the apparatus optical system 10 moves away from the eye E on the Z-axis. It can be operated backwards. As described above, in the present embodiment, the reversal operation control means and the imaging reverse control means are configured including S3 and the Z-axis drive mechanism 116. Here, the apparatus optical system 10 is configured such that the reverse speed is changed from when the reverse operation is started from the inversion position to when the imaging is completed. FIG. 8 shows changes in the moving speed in the backward operation of the apparatus optical system 10.
先ず、前述のように、装置光学系１０は、反転位置（図８中、Ｐ１）から、後退作動が開始される。かかる後退作動は、例えば、５００μｍ〜３０００μｍ／ｓｅｃ，より好適には２０００μｍ／ｓｅｃ前後の比較的早い速度で行われる。そして、Ｓ４において、角膜内皮細胞位置から所定距離：Ｄ２（図７参照）だけ後方の位置（図８中、Ｐ２）に到達した時点から、観察用光源３０，３０を消灯せしめると共に、撮像用光源４０の発光を開始する。なお、本実施形態においては、角膜内皮細胞からの所定距離：Ｄ２は、予め定められた、ラインセンサ４４によって検出される光量分布が第二ピーク部１３０よりもやや小さい所定の閾値となる位置からの離隔距離とされている。また、所定距離：Ｄ２の具体値としては、ラインセンサ４４の検出精度や被検眼Ｅの位置ずれ等を考慮して確実に角膜内皮細胞を捉えられるように、或る程度余裕のある値が好ましいが、所定距離：Ｄ２が大きくなると撮像用光源４０の発光時間が長くなって、被検者の負担を増加せしめることから、所定距離：Ｄ２は、２００〜５００μｍの範囲内の値が好適に採用される。また、撮像用光源４０は、所定の短い間隔で点滅発光せしめられており、かかる撮像用光源４０が消灯せしめられたタイミングで、前記Ｓ１におけるＸＹアライメントが同時に行われるようになっている。 First, as described above, the apparatus optical system 10 starts to move backward from the reverse position (P1 in FIG. 8). Such reverse operation is performed at a relatively high speed of, for example, about 500 μm to 3000 μm / sec, more preferably about 2000 μm / sec. Then, in S4, the observation light sources 30, 30 are turned off and the imaging light source from the time when the position reaches the rear position (P2 in FIG. 8) by a predetermined distance: D2 (see FIG. 7) from the corneal endothelial cell position. 40 light emission starts. In the present embodiment, the predetermined distance from the corneal endothelial cell: D2 is determined from a predetermined threshold at which the light amount distribution detected by the line sensor 44 is slightly smaller than the second peak portion 130. The separation distance is. Further, the specific value of the predetermined distance: D2 is preferably a value having a certain margin so that the corneal endothelial cells can be reliably captured in consideration of the detection accuracy of the line sensor 44 and the positional deviation of the eye E to be examined. However, when the predetermined distance: D2 increases, the light emission time of the imaging light source 40 becomes longer, increasing the burden on the subject. Therefore, the predetermined distance: D2 is preferably a value in the range of 200 to 500 μm. Is done. The imaging light source 40 is flashed at predetermined short intervals, and the XY alignment in S1 is simultaneously performed at the timing when the imaging light source 40 is turned off.
そして、装置光学系１０を比較的速い速度で後退作動せしめつつ、Ｓ５において、ＣＣＤ２８によって角膜Ｃの内皮細胞からの反射光が検出された時点（図８中、Ｐ３）から、装置光学系１０の減速が開始される。Ｓ５における内皮細胞からの反射光の検出は、例えば、図９に示すように、ＣＣＤ２８によって撮像された画像１３２における１本以上（本実施形態においては、５本）の適当な水平線：ｌ１〜ｌ５上の画素の輝度値から、所定値以上の輝度値を有する画素の数に基づいて、角膜内皮細胞からの反射光を検出したと判定する。本実施形態においては、画像１３２における各画素の輝度値を輝度値１〜輝度値２５５の２５５階調（輝度値１が最も暗く、輝度値２５５が最も明るい）で検出し、内皮反射光のムラを考慮して、画像１３２上の５本の水平線：ｌ１〜ｌ５上の各画素の輝度値を検出する。そして、水平線：ｌ１〜ｌ５上の各画素において輝度値が２５〜２５５になる画素数をカウントする。なお、輝度値２５〜２５５は、目視で明らかな反射光を認識できる程度の光量である。そして、水平線：ｌ１〜ｌ５においてカウントされた画素数の平均値、或いは、水平線：ｌ１〜ｌ５においてカウントされた画素数のうちの最大値が、角膜内皮上での距離に換算して略３０μｍにおける反射光量と対応する位置が減速開始点（図８中、Ｐ３）とされる。 Then, while the apparatus optical system 10 is moved backward at a relatively high speed, the reflected light from the endothelial cells of the cornea C is detected by the CCD 28 in S5 (P3 in FIG. 8). Deceleration starts. The detection of the reflected light from the endothelial cells in S5 is performed, for example, as shown in FIG. 9, one or more (in this embodiment, five) appropriate horizontal lines in the image 132 taken by the CCD 28: 11 to 15 From the luminance value of the upper pixel, it is determined that the reflected light from the corneal endothelial cell is detected based on the number of pixels having a luminance value equal to or higher than a predetermined value. In the present embodiment, the luminance value of each pixel in the image 132 is detected with 255 gradations (luminance value 1 is the darkest and luminance value 255 is the brightest) from luminance value 1 to luminance value 255, and unevenness of the endothelial reflected light is detected. In consideration of the above, the luminance values of the respective pixels on the five horizontal lines: l1 to l5 on the image 132 are detected. Then, the number of pixels having a luminance value of 25 to 255 in each pixel on the horizontal lines: l1 to l5 is counted. Note that the luminance values 25 to 255 are amounts of light that can recognize reflected light that is clearly visible. And the average value of the number of pixels counted in the horizontal lines: l1 to l5, or the maximum value of the number of pixels counted in the horizontal lines: l1 to l5 is approximately 30 μm in terms of the distance on the corneal endothelium. The position corresponding to the amount of reflected light is the deceleration start point (P3 in FIG. 8).
そして、Ｓ５における減速作動が開始されると共に、Ｓ６において、ＣＣＤ２８によって検出される角膜内皮像の連続的撮像が開始される。かかる連続的撮像は、所定の時間間隔（例えば、１／３０秒）ごとにＣＣＤ２８によって受像された撮影像（画像）を画像選択回路１２２に入力することによって行われる。これにより、時間と位置が異ならされた複数の角膜像が画像選択回路１２２に入力される。そして、かかる連続的撮像と共に、画像選択回路１２２によって、入力された画像の取捨選択および記憶装置１２４への記憶が行われるようになっている。このように、本実施形態においては、Ｓ６および画像選択回路１２２を含んで連続的撮像手段および画像選択手段が構成されている。 Then, the deceleration operation in S5 is started, and in S6, continuous imaging of the corneal endothelium image detected by the CCD 28 is started. Such continuous imaging is performed by inputting captured images (images) received by the CCD 28 to the image selection circuit 122 at predetermined time intervals (for example, 1/30 seconds). As a result, a plurality of cornea images having different times and positions are input to the image selection circuit 122. Along with such continuous imaging, the image selection circuit 122 selects the input image and stores it in the storage device 124. Thus, in this embodiment, the continuous imaging means and the image selection means are comprised including S6 and the image selection circuit 122. FIG.
図９および図１０に、画像選択回路１２２における画像の取捨選択方法を例示する。先ず、前述のＳ５における角膜内皮細胞の検出と同様にして、図９に示すように、ＣＣＤ２８によって取得された画像１３２における１本以上（本実施形態においては、５本）の水平線：ｌ１〜ｌ５上の各画素の輝度値を取得する。 9 and 10 illustrate an image selection method in the image selection circuit 122. FIG. First, in the same manner as the detection of corneal endothelial cells in S5 described above, as shown in FIG. 9, one or more (in this embodiment, five) horizontal lines in the image 132 acquired by the CCD 28: 11 to 15 Get the brightness value of each pixel above.
そして、図１０および数式１に示すように、取得された水平線：ｌ１〜ｌ５の各ラインの画素（Ｘ １ 〜Ｘ ｎ ）に対して、水平線：ｌ１〜ｌ５毎にそれぞれ、数式１に基づいて、（ｉ）隣り合う画素の輝度値差の絶対値を求めて、（ｉｉ）当該輝度値差の総和を求める。 And as shown in FIG. 10 and Formula 1, with respect to the pixels (X 1 to X n) of the acquired horizontal lines: l1 to l5, the horizontal lines: l1 to l5 are respectively based on Formula 1. (I) The absolute value of the luminance value difference between adjacent pixels is obtained, and (ii) the sum of the luminance value differences is obtained.
そして、数式１に基づいて各水平線：ｌ１〜ｌ５ごとに求めた輝度値差の総和の平均値を求める。この値が大きいほど、角膜内皮細胞像がより広い範囲で撮像された画像であると認識される。即ち、図１１および前述の図６に概略的に示すように、例えば前房ａの撮影画像は、房水で照射光束が透過せしめられて、反射光束が殆ど得られないことから、全体的に暗い画像となる。また、角膜実質ｓの撮影画像は、角膜実質ｓが透明とされていることから、前房ａと同様に照射光束が透過せしめられて、全体的に暗い画像となる。更に、角膜上皮ｅでは反射光量が多いことから、全体的に一様な明るい画像となる。従って、これらの部位の画像は、隣接する画素の輝度値の差が小さくなる。これに対して、角膜内皮ｅｎでは、内皮細胞の中央部分と細胞壁によるコントラストが明確に現れて、隣接する画素の輝度値の差が大きくなることから、角膜内皮細胞ｅｎが広範囲に亘って撮像された画像では、輝度値差の総和が大きくなるのである。そこで、かかる水平線：ｌ１〜ｌ５ごとに求めた輝度値差の総和の平均値が所定値以上となった画像のみを記憶装置１２４に記憶せしめることによって、角膜内皮細胞像が有効に得られた画像のみを取捨選択することが出来る。 And the average value of the sum total of the luminance value difference calculated | required for each horizontal line: l1-l5 based on Numerical formula 1 is calculated | required. It is recognized that the larger this value is, the wider the range of the corneal endothelial cell image. That is, as schematically shown in FIG. 11 and FIG. 6 described above, for example, in the captured image of the anterior chamber a, the irradiation light beam is transmitted through the aqueous humor and almost no reflected light beam is obtained. The image becomes dark. Further, since the cornea substance s is transparent, the photographed image of the cornea substance s is transmitted through the irradiation light beam in the same manner as the anterior chamber a, and becomes a dark image as a whole. Furthermore, since the amount of reflected light is large in the corneal epithelium e, the entire image becomes bright and uniform. Therefore, in the image of these parts, the difference in luminance value between adjacent pixels becomes small. On the other hand, in the corneal endothelium en, the contrast between the central part of the endothelial cells and the cell wall clearly appears, and the difference in luminance value between adjacent pixels increases, so that the corneal endothelial cell en is imaged over a wide range. In this case, the sum of the luminance value differences becomes large. Therefore, an image in which a corneal endothelial cell image is effectively obtained by storing in the storage device 124 only the image in which the average value of the sum of the luminance value differences obtained for each of the horizontal lines: l1 to l5 is a predetermined value or more. Only can be selected.
なお、特に本実施形態においては、上記判定を行う前に、所定の水平線（例えば、前記水平線：ｌ１〜ｌ５）上において、輝度値が２４０以上の画素が連続して５０μｍ〜１００μｍ程度の範囲に亘って存在する場合には、かかる画像を排除するようにされている。即ち、画像に角膜上皮の一部が写っている場合、角膜上皮と角膜実質との境界線上で大きな輝度値差が生じる。それ故、角膜内皮細胞との合焦位置が正しく得られない（ピンぼけ）などして、角膜内皮における輝度値差の総和が小さくなった場合に、角膜実質との境界線の影響で輝度値差が大きくなって、角膜上皮が撮像された画像が選択されるおそれがある。従って、上記判断基準を用いることによって、角膜上皮の一部が写った画像を排除出来るようにされている。 In particular, in the present embodiment, before performing the above determination, pixels having a luminance value of 240 or more are continuously within a range of about 50 μm to 100 μm on a predetermined horizontal line (for example, the horizontal lines: 11 to 15). If it exists, the image is excluded. That is, when a part of the corneal epithelium is shown in the image, a large luminance value difference occurs on the boundary line between the corneal epithelium and the corneal stroma. Therefore, if the sum of the luminance value difference in the corneal endothelium becomes small because the in-focus position with the corneal endothelial cell cannot be obtained correctly (out of focus), the luminance value difference is affected by the boundary line with the corneal stroma. May increase, and an image obtained by imaging the corneal epithelium may be selected. Therefore, by using the above judgment criterion, an image showing a part of the corneal epithelium can be excluded.
次に、Ｓ５において減速作動が開始されて、後述する比較的遅い速度に達した時点（図８中、Ｐ４）から、装置光学系１０はかかる一定の比較的遅い速度で後退作動せしめられる。そして、減速が完了した時点から、更に所定範囲（図８中、Ｐ４〜Ｐ６）に亘って、Ｓ６における連続的撮像および画像の取捨選択が行われる。なお、かかるＰ４〜Ｐ６の範囲内に、角膜内皮細胞との合焦位置（図８中、Ｐ５）も含まれることとなる。 Next, the deceleration operation is started in S5, and the apparatus optical system 10 is moved backward at such a relatively slow speed from a time point (P4 in FIG. 8) when a relatively slow speed described later is reached. Then, continuous imaging and image selection in S6 are performed over a predetermined range (P4 to P6 in FIG. 8) from the time when deceleration is completed. Note that the in-focus position with the corneal endothelial cell (P5 in FIG. 8) is also included in the range of P4 to P6.
ここにおいて、Ｓ５における減速が完了する比較的遅い移動速度は、低速で移動しつつ連続的撮像を行う範囲（図８中、Ｐ４〜Ｐ６）とＣＣＤ２８による画像の取り込み時間や撮像枚数等を考慮して適宜に決定される。例えば、低速で移動して連続的撮像を行う範囲としては、被検眼Ｅの微動などを考慮して、２００μｍ以上の範囲が好適に採用され得る。そして、ＣＣＤ２８の画像取り込み時間が１枚あたり１／３０秒で、連続的撮像の範囲が２００μｍとすると、１０枚撮像する場合には６００μｍ／ｓｅｃ、２０枚撮像する場合には３００μｍ／ｓｅｃ、３０枚撮像する場合には２００μｍ／ｓｅｃ、４０枚撮像する場合には１５０μｍ／ｓｅｃ、５０枚撮像する場合には１００μｍ／ｓｅｃに設定される。従って、連続的撮像によって確実に角膜内皮撮影像を取得するためには、１００〜３００μｍ／ｓｅｃの速度が好適に採用される。このように、本実施形態においては、ＣＣＤ２８による画像取り込み時間が略一定とされて、装置光学系１０の移動速度が変化せしめられることによって、連続的撮像による撮像枚数が調節されているが、例えば、装置光学
系１０の移動速度を一定にして、Ｓ５における角膜内皮からの反射光の検出に基づいて、ＣＣＤ２８による画像取り込み時間の間隔を異ならせることによって、撮像枚数を調節することなどしても良いし、それら移動速度や取り込み時間の両方を制御する等しても良い。
Here, the relatively slow moving speed at which the deceleration in S5 is completed takes into consideration the range in which continuous imaging is performed while moving at a low speed (P4 to P6 in FIG. 8), the time for capturing images by the CCD 28, the number of images to be captured, and the like. It is determined appropriately. For example, as a range in which continuous imaging is performed by moving at a low speed, a range of 200 μm or more can be suitably adopted in consideration of the fine movement of the eye E to be examined. Then, assuming that the image capture time of the CCD 28 is 1/30 second per sheet and the continuous imaging range is 200 μm, 600 μm / sec when capturing 10 images, 300 μm / sec when capturing 20 images, 30 200 μm / sec is set when capturing a single image, 150 μm / sec when capturing 40 images, and 100 μm / sec when capturing 50 images. Therefore, a speed of 100 to 300 μm / sec is preferably employed in order to reliably acquire a corneal endothelium image by continuous imaging. As described above, in the present embodiment, the image capturing time by the CCD 28 is made substantially constant, and the moving speed of the apparatus optical system 10 is changed, whereby the number of images captured by continuous imaging is adjusted. The number of images to be captured may be adjusted by changing the interval of image capturing time by the CCD 28 based on the detection of the reflected light from the corneal endothelium in S5 with the moving speed of the apparatus optical system 10 constant. It is also possible to control both the moving speed and the capture time.
そして、低速移動および連続的撮像の開始位置（図８中、Ｐ４）から、所定距離（例えば、本実施形態においては２００μｍ）だけ後退移動した時点（図８中、Ｐ６）で、Ｓ７において、加速が開始されて、装置光学系１０は、減速が開始される前の速度にまで加速せしめられる。なお、かかる加速開始位置の決定基準としては、移動距離のみならず、例えば、前述のＳ５における角膜内皮反射光の検出手順と同様の方法に従って、角膜内皮反射光が検出されなくなった段階で加速を開始したり、撮像開始から所定時間が経過した段階で加速を開始したりしても良いし、それらを適宜に組み合わせて用いるなどしても良い。 Then, at a time point (P6 in FIG. 8) that has moved backward by a predetermined distance (for example, 200 μm in the present embodiment) from the start position of low-speed movement and continuous imaging (P4 in FIG. 8), acceleration is performed in S7. Is started, and the apparatus optical system 10 is accelerated to the speed before the deceleration is started. Note that, as a criterion for determining the acceleration start position, not only the moving distance but also acceleration is performed at the stage where the corneal endothelial reflected light is not detected according to the same method as the detection procedure of the corneal endothelial reflected light in S5 described above, for example. The acceleration may be started or acceleration may be started when a predetermined time has elapsed from the start of imaging, or may be used in combination as appropriate.
そして、装置光学系１０が加速せしめられて、減速が開始される前の比較的速い速度に達すると（図８中、Ｐ７）、Ｓ８において、被検眼Ｅの微動などを考慮して、例えば１００μｍ程度後退せしめられた後に、後退作動を停止すると共に、撮像用光源４０を消灯して、撮像を終了する（図８中、Ｐ８）。 When the apparatus optical system 10 is accelerated and reaches a relatively fast speed before decelerating is started (P7 in FIG. 8), in S8, for example, 100 μm is considered in consideration of the fine movement of the eye E. After being retracted to a certain extent, the backward operation is stopped, the imaging light source 40 is turned off, and imaging is terminated (P8 in FIG. 8).
次に、このような撮影手順によって撮像される角膜内皮細胞画像を複数取得し、角膜内皮細胞画像のパノラマ画像を取得する手順を図１２に示し、以降、順に説明する。 Next, FIG. 12 shows a procedure for acquiring a plurality of corneal endothelial cell images imaged by such an imaging procedure and acquiring a panoramic image of the corneal endothelial cell image, and will be described in order hereinafter.
最初に、複数の角膜内皮細胞画像を取得する（Ｓ１０）。複数画像としては、固視標光に対しＸＹ方向（被検眼の上下左右方向）の近傍位置を複数枚撮影した画像でもよいし、固視標光を複数移動させて撮影した画像でもよい。ここで、上記複数の角膜内皮細胞画像は、画像の合成を行うために、画像間において重畳領域を有していることが必要である。また、該重畳領域が大きいほど、画像間の類似評価を行う際の評価領域が大きくなるため、評価精度が高くなる First, a plurality of corneal endothelial cell images are acquired (S10). The plurality of images may be images obtained by photographing a plurality of positions in the XY direction (up / down / left / right direction of the eye to be examined) with respect to the fixation target light, or images obtained by moving a plurality of fixation target lights. Here, the plurality of corneal endothelial cell images need to have overlapping regions between the images in order to synthesize the images. In addition, the larger the overlapping area, the larger the evaluation area when performing similarity evaluation between images, and the higher the evaluation accuracy.
次に、Ｓ１０で取得された複数画像のうち、重畳領域を持つ任意の２つの画像について、それぞれの撮影された条件から知ることができる２つの画像の位置関係情報を使って、重畳領域と各画像の重畳領域以外の部分との識別を行う（Ｓ１２）。 Next, with respect to any two images having a superimposed region among the plurality of images acquired in S10, the positional relationship information of the two images that can be known from the respective captured conditions is used to identify the superimposed region and each of the images. Identification with a portion other than the superimposed region of the image is performed (S12).
次に、Ｓ１２で重ね合わせた画像の重畳領域内に注視領域を設定する（Ｓ１４）。注視領域の形状は任意であるが、撮影された画像が四角形であることと、計算機処理に適した形状が理想的であるために、四角形を選択することが最も効率的である。 Next, a gaze area is set in the superimposition area of the image superimposed in S12 (S14). Although the shape of the gaze region is arbitrary, it is most efficient to select a quadrangle because the captured image is a quadrangle and a shape suitable for computer processing is ideal.
また、注視領域は、所定数以上の角膜内皮細胞が含まれるように設定する。所定数以上の角膜内皮細胞が含まれるように設定することにより、後述する注視領域の類似度合いの評価において、評価する対象細胞数が多くなるため評価の精度が向上する。この所定数は、予め設定されていてもよいし、オペレータが手作業で適宜に設定したものであってもよい。 The gaze area is set so as to include a predetermined number or more of corneal endothelial cells. By setting to include a predetermined number or more of corneal endothelial cells, the evaluation accuracy is improved because the number of target cells to be evaluated increases in the evaluation of the degree of similarity of the gaze region described later. This predetermined number may be set in advance or may be set manually by the operator.
ここで、角膜内皮細胞は、細胞内と細胞輪郭との間でグレイレベルが異なる。注視領域の大きさを、注視領域内に複数の角膜内皮細胞が映り込むように設定することにより、注視領域内に、その領域固有の特徴的なグレイレベルパターンが存在する状態となる。一般に、角膜内皮細胞層は大小の差異はあるが、同程度の面積で、同じような形状を持つ低いグレイレベルで囲まれた円形に近い６つ前後の辺をもつ多角形で構成される閉領域群によって成り立っている。 Here, the corneal endothelial cells have different gray levels between the inside and the cell outline. By setting the size of the gaze area so that a plurality of corneal endothelial cells are reflected in the gaze area, a characteristic gray level pattern unique to the area exists in the gaze area. In general, the corneal endothelial cell layer has a large and small difference, but it is a closed area composed of a polygon with approximately the same area and approximately six sides of a circle surrounded by low gray levels having the same shape. It consists of a group of regions.
次に、Ｓ１４で設定した注視領域について、画像間で注視領域の類似度合いを評価し（Ｓ１６）、重畳領域を基準とする複数画像の位置関係を特定する（Ｓ１８）。 Next, for the gaze area set in S14, the degree of similarity of the gaze area between the images is evaluated (S16), and the positional relationship between the plurality of images based on the overlap area is specified (S18).
類似度合いの評価及び位置関係の特定は、例えば、２つの注視領域を少しずつずらして相関度合いを計算し、その結果に基づいて２つの画像の合致点を特定する。 For example, the degree of similarity is evaluated and the positional relationship is specified, for example, the degree of correlation is calculated by slightly shifting the two gaze regions, and the matching point of the two images is specified based on the result.
具体的には、式２に示すような差分加算を行う。まず２つの画像それぞれについて、注視領域内の同じ位置の画像データにおけるグレイレベルと注視領域内のグレイレベル平均値との差を算出し、算出された値の２画像間の差分を求める。これは、各注視領域が持つベースとなるグレイレベルが異なる場合に、その平均値を差分処理して、各注視領域内の細胞内と細胞輪郭とが持つグレイレベル差のみを残すことにより、撮影時の障害陰影を取り除いている。次に、上記２画像間の差分値を注視領域内の対象データそれぞれについて求めた後、差分値の絶対値の総和を算出する。２つの注視領域データを少しずつずらして、それぞれの位置において上記差分値の総和を求めた時、この総和値が最小となる位置が合致点となる。 Specifically, the difference addition as shown in Equation 2 is performed. First, for each of the two images, the difference between the gray level in the image data at the same position in the gaze area and the gray level average value in the gaze area is calculated, and the difference between the two values of the calculated value is obtained. This is because when the gray level that is the base of each gaze area is different, the average value is subjected to differential processing, leaving only the gray level difference between the cell and the cell contour in each gaze area. Eliminates the shadows of time. Next, after obtaining the difference value between the two images for each of the target data in the gaze area, the sum of the absolute values of the difference values is calculated. When the two gaze area data are shifted little by little and the sum of the difference values is obtained at each position, the position where the sum value is the minimum is the coincidence point.
ただし、撮影時における照明光の問題等により発生する非常に暗いデータ、つまりグレイレベルの極端に低い領域については、角膜内皮細胞内と細胞輪郭とのグレイレベルの差が消失してしまっているため、適当な閾値を設けて、その閾値以上のグレイレベルを持つ部分についてのみ評価対象とする。 However, for extremely dark data generated due to illumination light problems during shooting, that is, areas with extremely low gray levels, the difference in gray level between the corneal endothelial cells and the cell contour has disappeared. An appropriate threshold value is provided, and only a portion having a gray level equal to or higher than the threshold value is set as an evaluation target.
次に、Ｓ１８で特定された位置関係に基づいて複数画像を再構成する（Ｓ２０）。 Next, a plurality of images are reconstructed based on the positional relationship specified in S18 (S20).
連続で撮影され、重畳領域を持つ２画像であっても、撮影の状態によっては背景グレイレベルが異なる場合がある。この時、そのまま合成処理を行うと不自然なグレイレベル段差が発生し、視認する上で不要な境界面が発生してしまう。従って、２画像を滑らかに接続するために、重畳領域内に適当な幅を設定し、式３のように線形に変化する重みを付けて２データの加重平均の結果をもって合成する。なお、式３は１次元における考え方であるが、画像適用においては２次元で行われるものであり、線形部分を２次以上の高次関数を用いることもあり得る。 Even if two images are captured continuously and have an overlapping area, the background gray level may differ depending on the state of the capture. At this time, if the synthesizing process is performed as it is, an unnatural gray level step is generated, and an unnecessary boundary surface is generated for visual recognition. Therefore, in order to smoothly connect the two images, an appropriate width is set in the overlap region, and a weight that varies linearly as shown in Equation 3 is added, and the two data are synthesized with the result of the weighted average. Note that Equation 3 is a one-dimensional idea, but is applied in two dimensions in image application, and a higher-order function of a second or higher order may be used for the linear portion.
また、画像の再構成は、２画像間の平行移動、ねじれ、回転による変位を補正する。２つの画像の合致点を特定した場合でも、画像全体が一致するとは限らないため、このずれを補正する。 The image reconstruction corrects displacement caused by translation, twisting, and rotation between the two images. Even when a matching point between two images is specified, the entire image does not always match, so this shift is corrected.
上述の注視領域の設定では、縦横方向への平行移動を認知することができるが、さらに、２画像間の重畳領域内に、それぞれが離れている複数の注視領域を設け、各々の一致度合いを計算することにより、２画像間の縦または横方向に暫時変化する度合いを求めることができ、その情報を用いて、ある関数上に乗って変位するずれ量を、その逆関数を求めることにより補正することができる。この関数の次数は、用いられる注視領域と、注視領域間の内挿に定義される関数の次数によって制限を受ける。さらに、このずれについては、ある仮想の１点を中心とする回転による変形と近似的に定義することもできる。 In the setting of the gaze area described above, parallel movement in the vertical and horizontal directions can be recognized, but a plurality of gaze areas that are separated from each other are provided in the overlap area between the two images, and the degree of coincidence of each is determined. By calculating, the degree of temporary change in the vertical or horizontal direction between the two images can be obtained, and using this information, the amount of displacement displaced on a certain function is corrected by obtaining the inverse function. can do. The order of this function is limited by the order of the function defined in the gaze area used and the interpolation between the gaze areas. Further, this deviation can be approximately defined as a deformation caused by rotation about a certain virtual point.
また、画像の再構成は角膜内皮細胞のコントラストが高い箇所を優先して行う。再構成を行う２画像において、注視領域として設定した領域内のデータ全てのコントラストが高い場合は、そのデータ全てを用いて画像間の合致点を見つけることが可能である。しかし、重畳領域全体を見ると、一方の画像が暗い場合や逆に明るくデータが飽和している場合がある。これらのデータが注視領域内に含まれているとき、全てのデータを用いて再構成を行うと合成の精度が低下してしまう。また、このとき、例えば平均処理を行うとコントラストの差はなくなるが内皮細胞の輪郭が不鮮明になる場合があり、画像合成の品質が低下する。 Further, image reconstruction is performed with priority given to a portion where the contrast of corneal endothelial cells is high. In the two images to be reconstructed, when the contrast of all the data in the region set as the gaze region is high, it is possible to find a matching point between the images using all the data. However, when the entire superimposition area is viewed, one image may be dark or, conversely, the data may be bright and saturated. When these data are included in the gaze area, if reconstruction is performed using all the data, the accuracy of synthesis is reduced. At this time, for example, if an average process is performed, the difference in contrast disappears, but the contour of the endothelial cell may become unclear, and the quality of image synthesis is degraded.
以上から、画像の再構成を行う際に、注視領域内において所定レベル以上のコントラストを持つ画像データを優先的に用いて、所定レベル以下のコントラストの画像データを用いないようにする、これにより、画像合成の品質を向上させることが可能となる。 From the above, when reconstructing an image, preferentially use image data having a contrast equal to or higher than a predetermined level in the gaze area, and avoid using image data having a contrast lower than the predetermined level. It is possible to improve the quality of image composition.
また、画像の再構成を行う際には、ノイズの除去も行う。ノイズ除去の方法としては、平滑化（２画像の平均）などの手段によって高周波成分を消す方法を用いてもよい。ノイズ除去を行うことにより、Ｓ／Ｎ比が向上した角膜内皮細胞画像のパノラマ画像を生成することが可能となる。 Also, noise is removed when the image is reconstructed. As a method of removing noise, a method of eliminating high frequency components by means such as smoothing (average of two images) may be used. By performing noise removal, it is possible to generate a panoramic image of a corneal endothelial cell image with an improved S / N ratio.
最後に、画像合成処理により生成された角膜内皮細胞画像のパノラマ画像を表示画面１１０に表示する（Ｓ２２）。 Finally, a panoramic image of the corneal endothelial cell image generated by the image synthesis process is displayed on the display screen 110 (S22).
以上、本発明の一実施形態について詳述してきたが、かかる実施形態における具体的な記載によって、本発明は限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更を加えることが可能である。 As mentioned above, although one embodiment of the present invention has been described in detail, the present invention is not limited by the specific description in the embodiment, and various modifications are made without departing from the spirit of the present invention. Is possible.
例えば、撮影された生画像を用いるだけではなく、角膜内皮細胞輪郭を抽出した結果である、角膜内皮細胞輪郭画像を用いてもよい。 For example, not only a captured raw image but also a corneal endothelial cell contour image that is a result of extracting a corneal endothelial cell contour may be used.
また、注視領域の一致度合いの計算においては、処理の高速化を図るために、画素の計算間隔を間引いてもよい。 In calculating the degree of coincidence of the gaze area, the pixel calculation interval may be thinned out in order to increase the processing speed.
１０・・装置光学系、１２・・観察光学系、１４・・撮像照明光学系、１６・・位置検出光学系、１８・・位置検出照明光学系、２０・・撮像光学系、２８・・ＣＣＤ、３０・・観察用光源、４０・・撮像用光源、４４・・ラインセンサ、５４・・観察用光源、６４・・固視標光学系、６６・・アライメント光学系、７４・・固視標光源、８２・・アライメント光源、８４・・アライメント検出光学系、８８・・アライメント検出センサ 10 .... Device optical system, 12 .... Observation optical system, 14 .... Imaging illumination optical system, 16 .... Position detection optical system, 18 .... Position detection illumination optical system, 20 .... Imaging optical system, 28 .... CCD , 30 .. Light source for observation, 40 .. Light source for imaging, 44 .. Line sensor, 54 .. Light source for observation, 64 .. Fixation target optical system, 66 .. Alignment optical system, 74. Light source, 82..Alignment light source, 84..Alignment detection optical system, 88..Alignment detection sensor
Claims (6)
スリット光束による被検眼の角膜からの反射光束を受光して角膜像を撮像する光電素子を備えた撮像光学系とを備え、
それら照明光学系及び撮像光学系を全体として該被検眼に対して接近乃至は離隔方向に移動させて合焦せしめる駆動手段を備えた角膜撮影装置において、
重畳領域を有する複数の画像を撮影する画像撮影手段と、
該複数画像の任意の２つの画像の重畳領域内に注視領域を設定する領域設定手段と、
該注視領域の類似度合いを評価する類似評価手段と、
該類似評価手段による評価結果に基づいて、重畳領域を基準とする複数画像の位置関係を特定する位置特定手段と、
該位置特定手段による結果に基づいて複数画像を再構成する画像合成処理手段とを備えたことを特徴とする角膜撮影装置。 An illumination optical system having an irradiation light source that irradiates the slit light beam obliquely to the eye to be examined;
An imaging optical system including a photoelectric element that receives a reflected light beam from the cornea of the eye to be examined by a slit light beam and captures a cornea image;
In the cornea photographing apparatus provided with a driving unit that moves the illumination optical system and the imaging optical system as a whole toward or away from the eye to be in-focus,
Image photographing means for photographing a plurality of images having an overlapping region;
Area setting means for setting a gaze area within a superposition area of any two images of the plurality of images;
Similarity evaluation means for evaluating the degree of similarity of the gaze area;
Based on the evaluation result by the similarity evaluation means, a position specifying means for specifying the positional relationship of a plurality of images with reference to the superimposed region;
A cornea photographing apparatus comprising: an image composition processing means for reconstructing a plurality of images based on a result of the position specifying means.
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN111465343A (en) * | 2017-12-12 | 2020-07-28 | 爱尔康公司 | Combined near-infrared and visible imaging in a compact microscope stack |
Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000023921A (en) * | 1998-07-13 | 2000-01-25 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | Eyeground image synthesizing method, eyeground image synthesizing device and recording medium |
| JP2008104628A (en) * | 2006-10-25 | 2008-05-08 | Tokyo Institute Of Technology | Conjunctiva and sclera imaging apparatus |
| JP2008217493A (en) * | 2007-03-05 | 2008-09-18 | Junji Kurotaki | Animation by recording image changing over time, image data for creating animation and its creation method |
| JP2012010275A (en) * | 2010-06-28 | 2012-01-12 | Sony Corp | Information processing device, information processing method and program thereof |
| JP2013063216A (en) * | 2011-09-20 | 2013-04-11 | Canon Inc | Image processing apparatus and image processing method |
| JP2013074986A (en) * | 2011-09-30 | 2013-04-25 | Nidek Co Ltd | Apparatus for photographing corneal endothelium cell |
| JP2014018226A (en) * | 2012-07-12 | 2014-02-03 | Nidek Co Ltd | Corneal endothelial cell photographing apparatus |
| JP2014045907A (en) * | 2012-08-30 | 2014-03-17 | Canon Inc | Ophthalmologic apparatus, control method for the same, and program |
| JP2014128367A (en) * | 2012-12-28 | 2014-07-10 | Canon Inc | Image processor |
-
2014
- 2014-10-27 JP JP2014218737A patent/JP2016083240A/en active Pending
Patent Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000023921A (en) * | 1998-07-13 | 2000-01-25 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | Eyeground image synthesizing method, eyeground image synthesizing device and recording medium |
| JP2008104628A (en) * | 2006-10-25 | 2008-05-08 | Tokyo Institute Of Technology | Conjunctiva and sclera imaging apparatus |
| JP2008217493A (en) * | 2007-03-05 | 2008-09-18 | Junji Kurotaki | Animation by recording image changing over time, image data for creating animation and its creation method |
| JP2012010275A (en) * | 2010-06-28 | 2012-01-12 | Sony Corp | Information processing device, information processing method and program thereof |
| JP2013063216A (en) * | 2011-09-20 | 2013-04-11 | Canon Inc | Image processing apparatus and image processing method |
| JP2013074986A (en) * | 2011-09-30 | 2013-04-25 | Nidek Co Ltd | Apparatus for photographing corneal endothelium cell |
| JP2014018226A (en) * | 2012-07-12 | 2014-02-03 | Nidek Co Ltd | Corneal endothelial cell photographing apparatus |
| JP2014045907A (en) * | 2012-08-30 | 2014-03-17 | Canon Inc | Ophthalmologic apparatus, control method for the same, and program |
| JP2014128367A (en) * | 2012-12-28 | 2014-07-10 | Canon Inc | Image processor |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN111465343A (en) * | 2017-12-12 | 2020-07-28 | 爱尔康公司 | Combined near-infrared and visible imaging in a compact microscope stack |
| CN111465343B (en) * | 2017-12-12 | 2023-06-20 | 爱尔康公司 | Combined near infrared imaging and visible imaging in a compact microscope stack |
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