JP2016220735A - Optical coherence tomography device and control method thereof - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）を用いて、断層像を取得する、光干渉断層計及びその制御方法に関する。 The present invention relates to an optical coherence tomography and its control method for acquiring a tomographic image using optical coherence tomography (OCT).
光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）は、非侵襲、非接触で測定できることから、眼科における生体組織の高解像度な断層画像を取得する手段として広く使用されている方法である。ＯＣＴでは、１次元の深さ方向（眼球においては、眼軸方向）の測定データをＡスキャンデータ、２次元画像をＢスキャン像、３次元画像をＣスキャン像と通常呼ぶため、以下では、１次元の測定データをＡスキャンデータ、２次元画像をＢスキャン（画）像、３次元画像をＣスキャン（画）像とも記述する。 Optical coherence tomography (OCT) is a method widely used as a means for acquiring high-resolution tomographic images of living tissue in ophthalmology because it can be measured non-invasively and non-contactly. In OCT, measurement data in the one-dimensional depth direction (in the eyeball, in the direction of the eye axis) is usually called A scan data, a two-dimensional image is called a B-scan image, and a three-dimensional image is called a C-scan image. The three-dimensional measurement data is also referred to as A scan data, the two-dimensional image as B scan (image) image, and the three-dimensional image as C scan (image) image.
光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）においては、タイムドメイン方式と呼ばれる、ミラーを動かして参照光の光路長を機械的に変化させながら断層画像取得を行うタイムドメインＯＣＴと、フーリエドメイン方式と呼ばれる、分光器を用いてスペクトル情報を検出し断層画像取得を行うスペクトルドメインＯＣＴ、もしくは、波長走査光源を用いてスペクトル干渉信号を検出し断層画像取得を行う光周波数掃引ＯＣＴとがある。 In optical coherence tomography (OCT), a time domain method called a time domain method, a time domain OCT that acquires a tomographic image while mechanically changing the optical path length of reference light by moving a mirror, and a spectroscope called a Fourier domain method are used. There are spectral domain OCT that uses spectral information to detect tomographic images, and optical frequency swept OCT that detects spectral interference signals using a wavelength scanning light source to acquire tomographic images.
フーリエドメイン方式のＯＣＴでは、取得するスペクトル干渉信号をフーリエ変換して深さ情報（透過光または反射光の強度信号）を得るため、タイムドメイン方式のようにＯＣＴ撮影時にはミラーを動かして参照光の光路長変化する（これを通常Ａスキャンと言う）操作を必要としない。これにより、タイムドメイン方式のＯＣＴに比べ格段に速い速度で断層画像が取得できる。そのため、近年は、主に、フーリエドメイン方式のＯＣＴが採用されようになっている。 In the Fourier domain type OCT, the acquired spectral interference signal is Fourier transformed to obtain depth information (intensity signal of transmitted light or reflected light). An operation that changes the optical path length (this is usually referred to as A scan) is not required. Thereby, a tomographic image can be acquired at a remarkably high speed compared with time domain OCT. Therefore, in recent years, mainly Fourier domain OCT has been adopted.
フーリエドメイン方式のＯＣＴでは、ＯＣＴ撮影する際には撮影したい部位（例えば前眼部又は眼底部）に従って測定光路長が決定される。そして、高い計測感度を得るため、測定光路長と参照光路長が等しくなるように、参照光路に配置されたミラーなどを移動して参照光路長を調整して、いわゆるゼロ点調整を実施してからＯＣＴ撮影を行う。尚、ＯＣＴ撮影中は、参照光路長は固定される。 In Fourier-domain OCT, when OCT imaging is performed, the measurement optical path length is determined according to a region (for example, the anterior eye segment or the fundus oculi portion) to be imaged. In order to obtain high measurement sensitivity, the so-called zero point adjustment is performed by adjusting the reference optical path length by moving a mirror or the like arranged in the reference optical path so that the measurement optical path length is equal to the reference optical path length. OCT imaging is performed. Note that the reference optical path length is fixed during OCT imaging.
特許文献１には、ＯＣＴを用いた眼科観察装置であり、計測光学系（測定光学系）が光軸方向へ移動されたときに、その移動した距離に実質的に等しい光学的距離だけ、測定光および／または参照光の光路長を変更する制御することにより、例えば、計測感度が最大となる測定光路長と参照光路長とが等しい状態の維持が可能となり、画質の低下を防止できることが開示されている。 Patent Document 1 is an ophthalmic observation apparatus using OCT, and when a measurement optical system (measurement optical system) is moved in the optical axis direction, an optical distance substantially equal to the moved distance is measured. By controlling to change the optical path length of the light and / or the reference light, for example, it is possible to maintain a state where the measurement optical path length at which the measurement sensitivity is maximized and the reference optical path length are equal, and to prevent deterioration in image quality Has been.
測定光路長は被検眼により異なるため、測定感度が高い位置を探索する必要がある。光軸調整（Ｚアライメント）を行い、測定位置が決まったら、その状態で測定光路長を決定し、決定した測定光路長に等しくなるように参照光路長を変更するという手順で実施することが通例である。 Since the measurement optical path length varies depending on the eye to be examined, it is necessary to search for a position with high measurement sensitivity. When optical axis adjustment (Z alignment) is performed and the measurement position is determined, the measurement optical path length is determined in that state, and the reference optical path length is changed to be equal to the determined measurement optical path length. It is.
ところが、この方法では測定時間が長くなる要因をはらんでいる。つまり、ＯＣＴで取得される断層像の深さ幅（検出窓ともいう）が限られているため、光軸調整（Ｚアライメント）後に、目的とする断層像が現れるとは限らない。その過程では参照光路長の長短の状況が不明であるので、断層像の位置を探索する時に、ゼロ点調整方向とは逆向きに変化することもあり、計測時間が長くなる要因になっている。 However, this method has a factor of increasing the measurement time. That is, since the depth width (also referred to as a detection window) of the tomographic image acquired by OCT is limited, the target tomographic image does not always appear after the optical axis adjustment (Z alignment). In this process, since the length of the reference optical path length is unknown, when searching for the position of the tomographic image, it may change in the direction opposite to the zero point adjustment direction, which causes the measurement time to increase. .
また、ＯＣＴにおいては虚像が発生することが知られており、目的とする断層像と類似したものが現れたときには、それが妥当なものであるか適切な判断を必要とする。たとえば、検出窓よりも深い位置の断層像は、信号処理によるエイリアシングによる弱い像が現れる。目的の断層像かエイリアシングのような虚像かを判断するには参照光路長を変化させながら、より強い強度の断層像が検出されるか探索する必要があり、このことも計測時間が長くなる要因にもなっているのである。 In addition, it is known that a virtual image is generated in OCT, and when an object similar to a target tomographic image appears, it is necessary to appropriately judge whether it is appropriate. For example, a weak image due to aliasing by signal processing appears in a tomographic image at a position deeper than the detection window. To determine the target tomographic image or a virtual image such as aliasing, it is necessary to search whether a stronger tomographic image is detected while changing the reference optical path length. It has also become.
さらに、このような探索の結果、いったん検出窓において検出した目的の断層像を見失うことや、光軸調整（Ｚアライメント）した位置が最適でなかったと判断されることもある。その場合には、元の手順に戻る必要もあり、計測時間がさらに長くなってしまうという要因にもなるのである。 Furthermore, as a result of such a search, it may be determined that the target tomographic image once detected in the detection window is lost, or that the optical axis adjustment (Z alignment) position is not optimal. In that case, it is also necessary to return to the original procedure, which causes a longer measurement time.
しかしながら、特許文献１に係る方法は、計測感度が最大となる測定光路長と参照光路長とが等しい状態を維持する方法を開示したものであり、計測感度が最大となる測定光路長と参照光路長が等しい最適の状態になるまでに時間がかかり結果的に全体の計測時間が長くなってしまう、という上述の課題を解決する方法を開示したものではない。 However, the method according to Patent Document 1 discloses a method of maintaining a state in which the measurement optical path length that maximizes the measurement sensitivity and the reference optical path length are equal, and the measurement optical path length and the reference optical path that maximize the measurement sensitivity. It does not disclose a method for solving the above-described problem that it takes time to reach an optimal state with the same length, resulting in a longer overall measurement time.
本発明は、上記の課題を解決するためになされたものであって、短時間で、計測感度が最大となる測定光路長と参照光路長とが等しい状態になる新規な制御方法を備えた光干渉断層計を提供することを目的とする。 The present invention has been made in order to solve the above-described problem, and is a light having a novel control method in which the measurement optical path length that maximizes the measurement sensitivity and the reference optical path length are equal in a short time. The object is to provide a coherence tomography.
上記目的を達成するために、請求項１に記載の光干渉断層計は光源から出力された光を被検物に対し照射する測定光と参照物に照射する参照光とに分割し、被検物からの反射光と参照物からの透過光または反射光を合波して干渉光を生成する光干渉生成手段と、生成された干渉光を検出器により検出し、検出器による検出結果に基づいて、被検物の断層像を形成する形成手段を備えた光断層計であって、形成した断層像（Ａスキャンデータ又はＢスキャン像）の深さ方向の所定のピークを検出するピーク検出手段と、検出したピークの位置および強度に基づいて所定の測定光路長Ｔを算出する測定光路長算出手段と、干渉光学系の測定光路長と参照光路長が、算出した所定の測定光路長Ｔになるように、またはＴの近値を保つように、測定光路長の制御（Ｚ軸アライメント）と参照光路長の制御（参照ミラー移動）を同時に実施する制御手段を備えたことを特徴とする。 In order to achieve the above object, the optical coherence tomography apparatus according to claim 1 divides the light output from the light source into measurement light for irradiating the test object and reference light for irradiating the reference object. Optical interference generation means for generating interference light by combining reflected light from an object and transmitted or reflected light from a reference object, and the generated interference light is detected by a detector, and based on the detection result by the detector An optical tomometer provided with a forming means for forming a tomographic image of the test object, and a peak detecting means for detecting a predetermined peak in the depth direction of the formed tomographic image (A scan data or B scan image) And a measurement optical path length calculating means for calculating a predetermined measurement optical path length T based on the detected peak position and intensity, and the measurement optical path length and the reference optical path length of the interference optical system become the calculated predetermined measurement optical path length T. Measuring light so as to keep the near value of T Characterized by comprising a control means for performing head of control (Z-axis alignment) and the reference optical path length control (reference mirror movement) at the same time.
また、上記目的を達成するために、請求項２に記載の光干渉断層計は請求項１に記載の光干渉断層計であって、被検物は人の眼（眼球）であることを特徴とする。 In order to achieve the above object, the optical coherence tomography device according to claim 2 is the optical coherence tomography device according to claim 1, wherein the test object is a human eye (eyeball). And
また、上記目的を達成するために、請求項３に記載の光干渉断層計は請求項２に記載の光干渉断層計であって、所定のピークは、角膜上皮からの反射ピークであることを特徴とする。 In order to achieve the above object, the optical coherence tomography device according to claim 3 is the optical coherence tomography device according to claim 2, wherein the predetermined peak is a reflection peak from the corneal epithelium. Features.
また、上記目的を達成するために、請求項４に記載の光干渉断層計は請求項２に記載の光干渉断層計であって、所定のピークは、網膜色素上皮からの反射ピークであることを特徴とする。 In order to achieve the above object, the optical coherence tomography according to claim 4 is the optical coherence tomography according to claim 2, wherein the predetermined peak is a reflection peak from the retinal pigment epithelium. It is characterized by.
また、上記目的を達成するために、請求項５に記載の光干渉断層計は請求項３に記載の光干渉断層計であって、所定の測定光路長Ｔは角膜の直前の位置までの光路長であることを特徴とする。 In order to achieve the above object, the optical coherence tomometer according to claim 5 is the optical coherence tomography according to claim 3, wherein the predetermined measurement optical path length T is an optical path to a position immediately before the cornea. It is characterized by being long.
また、上記目的を達成するために、請求項６に記載の光干渉断層計は請求項４に記載の光干渉断層計であって、所定の測定光路長Ｔは網膜表面の位置までの光路長であることを特徴とする。 In order to achieve the above object, the optical coherence tomograph described in claim 6 is the optical coherence tomography described in claim 4, wherein the predetermined measurement optical path length T is the optical path length to the position of the retina surface. It is characterized by being.
また、上記目的を達成するために、請求項７に記載の光干渉断層計は請求項２に記載の光干渉断層計であって、所定の測定光路長Ｔは、被検眼の眼軸長情報に基づいて設定することを特徴とする。 In order to achieve the above object, the optical coherence tomograph described in claim 7 is the optical coherence tomograph described in claim 2, wherein the predetermined measurement optical path length T is the axial length information of the eye to be examined. It sets based on.
特徴的な干渉ピークを予め設定する。特徴的な干渉ピークは被検物の表面における干渉ピークを設定してもよい。一般に表面における干渉ピークは他に比べて強度が高いので検出しやすいためである。 A characteristic interference peak is preset. The characteristic interference peak may set an interference peak on the surface of the test object. This is because the interference peak on the surface is generally higher in intensity than the others and is easy to detect.
被検物が人の眼（眼球）の場合、前眼部の光断層像を取得する場合は、角膜上皮における干渉ピークを、また、眼底部の光断層像を取得する場合は、網膜色素上皮における干渉ピークを検出するように設定してもよい。これらの位置における干渉ピークは他の位置と比較して強度が高いので検出しやすく、また正常眼での典型的なピーク形状がよく知られているためである。また、この干渉ピークは１本のＡスキャンデータだけでなく複数のＡスキャンデータ（つまりＢスキャン像）を対象としてもよい。 When the test object is a human eye (eyeball), when obtaining an optical tomographic image of the anterior segment, the interference peak in the corneal epithelium is obtained. When obtaining an optical tomographic image of the fundus, the retinal pigment epithelium. You may set so that the interference peak in may be detected. This is because the interference peaks at these positions are higher in intensity than those at other positions and are easy to detect, and typical peak shapes in normal eyes are well known. Further, this interference peak may target not only a single A scan data but also a plurality of A scan data (that is, B scan images).
そして、ＯＣＴ撮影の前に予め設定した所定の反射面（例えば、上記の被検物の表面など）における干渉ピークが検出されるように、測定光路長又は／及び参照光路長を適宜調整し、検出した干渉ピークの位置から所定の測定光路長Ｔを算出して、測定光路長と参照光路長が共に光路長Ｔ又は近値になるように、測定光路長の調整（Ｚアライメント）と、参照光路長の調整（参照ミラー移動）を同時に実施するように制御する制御手段を備えているため、短時間で、計測感度が最大となる測定光路長と参照光路長とが等しい状態にすることができることから、効率よくＯＣＴ撮影ができるのである。 Then, the measurement optical path length or / and the reference optical path length are appropriately adjusted so that an interference peak on a predetermined reflecting surface (for example, the surface of the test object described above) set in advance before OCT imaging is detected, Calculate a predetermined measurement optical path length T from the position of the detected interference peak, adjust the measurement optical path length (Z alignment) so that both the measurement optical path length and the reference optical path length become the optical path length T or a close value, and reference Since the control means for controlling to adjust the optical path length (reference mirror movement) at the same time is provided, the measurement optical path length that maximizes the measurement sensitivity and the reference optical path length can be equalized in a short time. As a result, OCT imaging can be performed efficiently.
また、干渉ピーク検出を常時実施すれば、測定光路長の変動が適宜検出され、それに応じて両光路長の調整する制御を実施できることから、計測感度が最大となる測定光路長と参照光路長とが等しい状態を維持することも可能になるのである。 In addition, if interference peak detection is always performed, fluctuations in the measurement optical path length are appropriately detected, and control for adjusting both optical path lengths can be performed accordingly, so that the measurement optical path length and the reference optical path length that maximize the measurement sensitivity It is also possible to maintain an equal state.
また、予め他の測定器を用いて被検眼の眼軸長の値が分かっている場合は、既知の被検眼の眼軸長の値に基づいて所定の測定光路長Ｔを算出してもよい。 In addition, when the value of the axial length of the eye to be examined is known in advance using another measuring device, the predetermined measurement optical path length T may be calculated based on the known value of the axial length of the eye to be examined. .
上述のように、本発明によれば、光干渉断層計測において、短時間で計測感度が最大となる測定光路長と参照光路長とが等しい状態にすることができることから、効率よく高感度なＯＣＴ撮影ができるのである。 As described above, according to the present invention, in the optical coherence tomography measurement, the measurement optical path length that maximizes the measurement sensitivity and the reference optical path length can be made equal in a short time. You can shoot.
以下、本発明の一実施例に係る光干渉断層計について図面を参照して説明する。
[一実施形態]
図１には本発明に係る一実施例の光干渉断層計１の光学系の詳細を説明した図である。そして、図２には本発明に係る一実施例の光干渉断層計１の装置全体の構成を示した図である。尚、本実施例では被検物を人の眼（眼球）とし、取得する断層画像を眼底部としているが、本発明に係る方法はこれに限定されるものではなく、前眼部であってもいいし、生体の他の部位、例えば皮膚表面部であってもよい。さらに言えば、生体でない場合であっても、ＯＣＴを用いて断層画像を取得する装置であれば、適応可能であり、本発明による効果が得られることは言うまでもない。
An optical coherence tomography according to an embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
[One Embodiment]
FIG. 1 is a diagram illustrating details of an optical system of an optical coherence tomography 1 according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a diagram showing a configuration of the entire apparatus of the optical coherence tomography 1 according to an embodiment of the present invention. In this embodiment, the test object is the human eye (eyeball) and the tomographic image to be acquired is the fundus, but the method according to the present invention is not limited to this, and is the anterior eye. Alternatively, it may be another part of the living body, for example, a skin surface part. Furthermore, even if it is not a living body, any apparatus that acquires tomographic images using OCT can be applied, and it goes without saying that the effects of the present invention can be obtained.
光干渉断層計１には次の２つの光学系を備えている。被検眼Ｅの眼底の断層画像を干渉光の技術を用いて非侵襲で取得するための干渉光学系（以下、ＯＣＴ光学系）１００と、赤外光源２０１を用いて被検眼Ｅの眼底を照射し観察するための眼底ＳＬＯ画像を取得するスキャニングレーザーオフサルモスコープ（ＳＬＯ）光学系（以下、ＳＬＯ光学系）２００である。 The optical coherence tomography 1 includes the following two optical systems. Irradiating the fundus of the eye E using an interference optical system (hereinafter referred to as OCT optical system) 100 for non-invasively acquiring a tomographic image of the fundus of the eye E to be examined non-invasively using interference light technology. A scanning laser ophthalmoscope (SLO) optical system (hereinafter referred to as an SLO optical system) 200 that acquires a fundus SLO image for observation.
各光学系についてその構成を以下に説明する。
（ＯＣＴ光学系１００）
ＯＣＴ光学系１００は光源１０１から干渉光をＡ／Ｄ変換するＡＤＣ１１６までで構成される。本実施例ではフーリエドメイン型のＯＣＴの１つである、光源１０１に波長掃引型光源を用いたＳＳ−ＯＣＴを採用している。ＳＳ−ＯＣＴはその測定原理から他のＯＣＴの方法と比較して高速に干渉信号（断層画像データ）を取得できる点で優位とされている。ＯＣＴ光学系１００は本実施例のＳＳ−ＯＣＴに限定されるものではなく、他のフーリエドメイン型のＯＣＴであるスペクトルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）であってもよい。
The configuration of each optical system will be described below.
(OCT optical system 100)
The OCT optical system 100 includes a light source 101 to an ADC 116 that performs A / D conversion of interference light. In this embodiment, SS-OCT using a wavelength sweep type light source is adopted as the light source 101, which is one of Fourier domain type OCT. SS-OCT is superior in that it can acquire interference signals (tomographic image data) at a higher speed than other OCT methods because of its measurement principle. The OCT optical system 100 is not limited to the SS-OCT of this embodiment, and may be a spectral domain OCT (SD-OCT) which is another Fourier domain type OCT.
光源１０１から出力された光はファイバーを通ってファイバーカプラ１０２により、コリメータレンズ１０３に入力する測定光とコリメータレンズ１１０に入力する参照光に分岐される。コリメータレンズ１０３に入力した測定光はフォーカスレンズ１０４、ガルバノミラー１０５、レンズ１０６、ダイクロイックミラー１０７及び対物レンズ１０９を通って被検眼Ｅの眼底部に照射される。そして、被検眼Ｅの眼底部から反射された測定光は、照射時とは逆に対物レンズ１０９、ダイクロイックミラー１０７、レンズ１０６、ガルバノミラー１０５、フォーカスレンズ１０４、コリメータレンズ１０３、ファイバーカプラ１０２を通り、ファイバーカプラ１１４の一方の入力部に入力する。 The light output from the light source 101 passes through the fiber and is split into measurement light input to the collimator lens 103 and reference light input to the collimator lens 110 by the fiber coupler 102. The measurement light input to the collimator lens 103 is applied to the fundus of the eye E through the focus lens 104, the galvanometer mirror 105, the lens 106, the dichroic mirror 107, and the objective lens 109. Then, the measurement light reflected from the fundus of the eye E passes through the objective lens 109, the dichroic mirror 107, the lens 106, the galvanometer mirror 105, the focus lens 104, the collimator lens 103, and the fiber coupler 102, contrary to the time of irradiation. , And input to one input section of the fiber coupler 114.
ファイバーカプラ１０２に分岐され、コリメータレンズ１１０に入力した参照光はプリズム１１２で反射されてコリメータレンズ１１１を通って、ファイバーカプラ１１４の他の一方の入力部に入力する。 The reference light branched to the fiber coupler 102 and input to the collimator lens 110 is reflected by the prism 112, passes through the collimator lens 111, and is input to the other input portion of the fiber coupler 114.
ファイバーカプラ１１４に入力した測定光と参照光はファイバーカプラ１１４内で合波され干渉光としてバランス検出器１１５に入力して電気信号（干渉信号）に変換される。尚、ファイバーカプラ１１４から出力された２つの干渉光は互いに位相が１８０°異なる干渉光であり、この２つの干渉光がバランス検出器１１５に入力し差動増幅することにより、コモンノイズはキャンセルされ、干渉信号となる干渉光のみ増幅される。ここで、コモンノイズなどのノイズ成分の影響が低い場合は簡易な１入力の検出器などを採用してもよい。 Measurement light and reference light input to the fiber coupler 114 are combined in the fiber coupler 114 and input to the balance detector 115 as interference light and converted into an electrical signal (interference signal). The two interference lights output from the fiber coupler 114 are interference lights whose phases are different from each other by 180 °. The two interference lights are input to the balance detector 115 and differentially amplified, so that the common noise is canceled. Only the interference light that becomes the interference signal is amplified. Here, when the influence of noise components such as common noise is low, a simple one-input detector or the like may be employed.
バランス検出器１１５から出力された干渉信号はＡＤＣ１１６でデジタル信号としてサンプリングされ、ＣＰＵやメモリなどからなる演算部５００に入力し、フーリエ変換されて深さ方向の断層信号であるＡスキャンデータを取得し演算部５００内のメモリに記憶される。 The interference signal output from the balance detector 115 is sampled as a digital signal by the ADC 116, input to the calculation unit 500 including a CPU and a memory, and Fourier-transformed to obtain A scan data that is a tomographic signal in the depth direction. It is stored in the memory in the calculation unit 500.
プリズム１１２は制御部１１３により光軸上に移動し、参照光路長を変更調整可能に制御される。通常、ＯＣＴ撮影の前に参照光路長と測定光路長が同じ光路長になるように制御部１１３により移動し、測定中は固定される。 The prism 112 is moved by the control unit 113 on the optical axis so that the reference optical path length can be changed and adjusted. Usually, before the OCT imaging, the control unit 113 moves so that the reference optical path length and the measurement optical path length are the same, and is fixed during the measurement.
ガルバノミラー１０５は被検眼Ｅに対して水平（Ｘ軸方向）垂直（Ｙ軸方向）にスキャンするものであり、制御信号は演算部５００から入力される。ガルバノミラー１０５をＸ軸方向、Ｙ軸方向にスキャンすることにより被検眼Ｅの眼底部の３次元の断層画像が取得できるのである。 The galvanometer mirror 105 scans horizontally (X-axis direction) and vertical (Y-axis direction) with respect to the eye E, and a control signal is input from the calculation unit 500. A three-dimensional tomographic image of the fundus of the eye E can be acquired by scanning the galvanometer mirror 105 in the X-axis direction and the Y-axis direction.
本実施例では、ダイクロイックミラー１０７は例えば９００ｎｍ以上の長波長の光（ＯＣＴ光源１０１からの光）は通過し、９００ｎｍより短い短波長の光（例えば８４０ｎｍ、ＳＬＯの光源からの光）は反射するように設定されている。ダイクロイックミラー１０７は上述の仕様に限定されるものではなく、使用する光源の波長により適宜設定すればいい。 In this embodiment, the dichroic mirror 107 passes light having a long wavelength of, for example, 900 nm or more (light from the OCT light source 101), and reflects light having a short wavelength shorter than 900 nm (for example, light from a light source of 840 nm, SLO). Is set to The dichroic mirror 107 is not limited to the above specifications, and may be set as appropriate depending on the wavelength of the light source used.
上述のようにダイクロイックミラー１０７を用いて被検眼Ｅに照射され反射された２つの波長の異なる光（ＯＣＴ光、ＳＬＯ光）が適切に分割され、各々の測定を可能にしている。 As described above, light having two different wavelengths (OCT light and SLO light) irradiated and reflected on the eye E using the dichroic mirror 107 is appropriately divided to enable each measurement.
図４は、ＯＣＴ光学系１００による断層像（Ｂスキャン像）を取得する様子を示したものである。図４（ａ）は被検眼Ｅの眼底網膜の一例を、図４（ｂ）は断層像取得部１００から取得して得られた眼底網膜４０１の複数の２次元断層像（Ｂスキャン像）の例を示している。そして、図４（ｃ）は本実施例にて生成された眼底部の３次元断層像の例を示している。尚、図４（ａ）〜（ｃ）のｘ軸はＢスキャンのスキャン方向を、ｙ軸はＣスキャンの方向を示す。更に、図４（ｂ）、（ｃ）のｚ軸はＡスキャン信号の奥行き方向、つまり眼底部の深さ方向を示す。実際に撮影しモニタに表示されたＯＣＴ画像を図６に示す。 FIG. 4 shows how tomographic images (B-scan images) are acquired by the OCT optical system 100. 4A shows an example of the fundus retina of the eye E, and FIG. 4B shows a plurality of two-dimensional tomograms (B-scan images) of the fundus retina 401 obtained from the tomogram acquisition unit 100. An example is shown. FIG. 4C shows an example of a three-dimensional tomographic image of the fundus generated in the present embodiment. 4A to 4C, the x-axis indicates the B-scan scan direction, and the y-axis indicates the C-scan direction. Furthermore, the z-axis in FIGS. 4B and 4C indicates the depth direction of the A scan signal, that is, the depth direction of the fundus. FIG. 6 shows an OCT image actually taken and displayed on the monitor.
（ＳＬＯ光学系２００）
ＳＬＯ光学系２００は、光源２０１からＡ／ＤコンバータであるＡＤＣ２１０までで構成される。通常、ＳＬＯ光源は８００〜９００ｎｍの赤外のレーザーダイオードを用いて眼底画像を非侵襲で取得する。尚、本実施例では８４０ｎｍのレーザーダイオードをＳＬＯ光源として採用している。ＳＬＯ光源についても、本実施例のレーザーダイオードに限定されるものではなく、他の光源、例えばＬＥＤであってもよい。
(SLO optical system 200)
The SLO optical system 200 includes a light source 201 to an ADC 210 that is an A / D converter. Usually, an SLO light source uses an infrared laser diode of 800 to 900 nm to acquire a fundus image non-invasively. In this embodiment, a 840 nm laser diode is used as the SLO light source. The SLO light source is not limited to the laser diode of this embodiment, but may be another light source such as an LED.
ＳＬＯ用の光源２０１から出力された測定光（他の測定光を区別するため、以下、ＳＬＯ測定光とする）はミラー２０４で反射される。ここで、眼底に照射する光と眼底から反射された反射光が同じ経路を辿る。そこで、照射光と反射光を分割するため、ミラー２０４は、所定の割合で反射と透過するハーフミラー又はビームスプリッタなどが採用される。光学系内の意図しない散乱や反射により生じるノイズ光が低減するため、ミラー２０４に偏光ビームスプリッタを採用してもよい。 Measurement light output from the SLO light source 201 (hereinafter referred to as SLO measurement light in order to distinguish other measurement light) is reflected by the mirror 204. Here, the light irradiated to the fundus and the reflected light reflected from the fundus follow the same path. Therefore, in order to split the irradiation light and the reflected light, a half mirror or a beam splitter that reflects and transmits the mirror 204 at a predetermined ratio is employed. In order to reduce noise light caused by unintentional scattering and reflection in the optical system, a polarizing beam splitter may be employed for the mirror 204.
よって、ＳＬＯ測定光の一部がミラー２０４により反射されてフォーカスレンズ２０３に入力し、その後スキャン装置２０８、レンズ２０２を通り、ダイクロイックミラー１０７に入力する。入力したＳＬＯ測定光はダイクロイックミラー１０７で反射し、対物レンズ１０９を通って被検眼の眼底に照射される。フォーカスレンズ２０３は眼底に照射されたＳＬＯ測定光が眼底上でフォーカスするよう光軸上で移動制御される。 Therefore, a part of the SLO measurement light is reflected by the mirror 204 and input to the focus lens 203, and then passes through the scanning device 208 and the lens 202 and is input to the dichroic mirror 107. The input SLO measurement light is reflected by the dichroic mirror 107, passes through the objective lens 109, and is irradiated on the fundus of the eye to be examined. The focus lens 203 is controlled to move on the optical axis so that the SLO measurement light applied to the fundus is focused on the fundus.
眼底で反射されたＳＬＯ測定光は逆の経路で、対物レンズ１０９、ダイクロイックミラー１０７、レンズ２０２、スキャン装置２０８、フォーカスレンズ２０３を通ってミラー２０４に入力し、その一部がミラー２０４を透過してレンズ２０５に入力して集光後ピンホール２０６を通って光検出器２０７で受光し、電気信号に変換後ＡＤＣ２１０に入力する。 The SLO measurement light reflected from the fundus is input in the reverse path through the objective lens 109, the dichroic mirror 107, the lens 202, the scanning device 208, and the focus lens 203, and a part of the light passes through the mirror 204. The light is input to the lens 205, passes through the pinhole 206 after being condensed, received by the photodetector 207, converted into an electrical signal, and then input to the ADC 210.
ここで、スキャン装置２０８は、上述のＯＣＴ光学系１００の中のガルバノミラー１０５と同様に、ＳＬＯ測定光を被検眼の眼底に対してＸ軸方向、Ｙ軸方向にスキャンするものであり、スキャン装置２０８により、ＳＬＯ測定光の照射位置を走査して眼底の正面画像データを取得できるようになっている。スキャン装置２０８は、ガルバノミラーに限定されるものではなく、ポリゴンミラーを用いてもよいし、ガルバノミラーとポリゴンミラーを複合した構成としてもよい。また、光検出器２０７は、例えば、アバランシェフォトダイオードや光電子増倍管などが採用される。 Here, similarly to the galvanometer mirror 105 in the OCT optical system 100 described above, the scanning device 208 scans the SLO measurement light with respect to the fundus of the eye to be examined in the X-axis direction and the Y-axis direction. The apparatus 208 can acquire the front image data of the fundus by scanning the irradiation position of the SLO measurement light. The scanning device 208 is not limited to a galvanometer mirror, and may use a polygon mirror or a configuration in which a galvanometer mirror and a polygon mirror are combined. The photodetector 207 is, for example, an avalanche photodiode or a photomultiplier tube.
上述のように、眼底部をＸＹスキャンしてその反射光をＡＤＣ２１０でサンプリングし、演算部５００で信号処理することにより、被検眼Ｅの眼底の正面画像が取得できるのである。実際に撮影しモニタに表示されたＳＬＯ画像を図７に示す。 As described above, the front surface image of the fundus of the eye E can be acquired by XY scanning the fundus, sampling the reflected light by the ADC 210, and processing the signal by the arithmetic unit 500. An SLO image actually taken and displayed on the monitor is shown in FIG.
（操作手順）
次に、本実施例に係る光干渉断層計の操作手順について説明する。
(Operating procedure)
Next, an operation procedure of the optical coherence tomograph according to the present embodiment will be described.
図３は、本実施例における操作手順を説明したフローチャートである。
まず、Ｓ１０及びＳ１２でＯＣＴ撮影とＳＬＯ撮影を同時に、かつ、並列に実施する。（現段階では、光軸調整などを実施していないので、撮影されたＯＣＴ画像やＳＬＯ画像では本来撮影すべき眼底部の断層像や眼底像は取得されない。）
FIG. 3 is a flowchart for explaining the operation procedure in this embodiment.
First, in S10 and S12, OCT imaging and SLO imaging are performed simultaneously and in parallel. (At this stage, since the optical axis adjustment or the like is not performed, a tomographic image or fundus image of the fundus that should be originally captured is not acquired in the captured OCT image or SLO image.)
Ｓ１４では、上記２つの光学系が配置されたヘッド（ヘッド部とも言う）を被検眼に合わせる（以下、アライメントという）。アライメントは本体に備えた（図示しない）ジョイスティックなどを用いて実施される。一般的には被検眼の前眼部を映し出す（図示しない）モニタを見ながらアライメントされる。光軸に垂直な方向についてのアライメント（ＸＹアライメント）は容易であるが、光軸方向のアライメント（Ｚアライメント）については、モニタの被検眼画像のフォーカス具合が判断基準となり、一般的には最適の位置ではなく、その位置は測定光路長にも影響する。後述するが、測定光路長の調整過程を含むため、多くの場合、Ｓ１８のゼロ点調整と間断なく実施されることとなる。 In S <b> 14, the head (also referred to as a head unit) on which the two optical systems are arranged is aligned with the eye to be examined (hereinafter referred to as alignment). The alignment is performed using a joystick (not shown) provided in the main body. In general, alignment is performed while viewing a monitor (not shown) that projects the anterior segment of the eye to be examined. Alignment in the direction perpendicular to the optical axis (XY alignment) is easy, but for the alignment in the optical axis direction (Z alignment), the degree of focus of the eye image on the monitor is the criterion, and generally optimal The position, not the position, also affects the measurement optical path length. As will be described later, since the process includes an adjustment process of the measurement optical path length, in many cases, the zero point adjustment of S18 is performed without interruption.
本実施例では、Ｓ１６で、（図示しない）固視光学系を用いて固視灯を被検眼に対して照射し、これにより、被検眼を固視してアライメント（ヘッドを目に合わせる）を実施している。固視光学系は、一般的な眼科装置に備わっている固視光学系が採用可能である。Ｓ１６の被検眼固視のステップは、測定対象が人の眼の場合、測定中の被検眼の動きを抑えるために実施されるが、固視する必要がない場合や、対象が人の眼ではなく、皮膚表面の場合などは、Ｓ１６は省略できる。 In this embodiment, in S16, a fixation light is irradiated to the eye to be examined using a fixation optical system (not shown), and thereby the eye to be examined is fixed and alignment (the head is adjusted to the eyes). We are carrying out. As the fixation optical system, a fixation optical system provided in a general ophthalmic apparatus can be used. The eye fixation step of S16 is performed in order to suppress the movement of the eye under measurement when the measurement target is a human eye. However, when the measurement target is not a human eye, In the case of the surface of the skin, S16 can be omitted.
次に、Ｓ１８でＯＣＴのゼロ点調整を行う。ＯＣＴ光学系の測定光路長であるファイバーカプラ１１４から被検眼の網膜の直前位置までの距離と、参照光路長であるファイバーカプラ１１４からプリズム１１２までの距離を一致させる。Ｓ１８におけるＯＣＴのゼロ点調整は本発明のポイントであるため、その詳細は後述する。 Next, OCT zero point adjustment is performed in S18. The distance from the fiber coupler 114, which is the measurement optical path length of the OCT optical system, to the position just before the retina of the eye to be inspected is made to coincide with the distance from the fiber coupler 114, which is the reference optical path length, to the prism 112. Since the OCT zero point adjustment in S18 is a point of the present invention, the details will be described later.
Ｓ１８でＯＣＴのゼロ点調整が完了したら、Ｓ２０でＳＬＯ光学系のフォーカス調整を行う。フォーカスレンズ２０３を光軸上で移動制御して光源２０１から照射されるＳＬＯ光が被検眼の眼底（網膜）上で焦点が合う（フォーカスする）ようにする。そして、この時得られた制御信号の値から被検眼の眼屈折力も算出され、本体内の記憶部に記憶される。 When the OCT zero point adjustment is completed in S18, focus adjustment of the SLO optical system is performed in S20. The focus lens 203 is moved and controlled on the optical axis so that the SLO light emitted from the light source 201 is focused on the fundus (retina) of the eye to be examined. Then, the eye refractive power of the eye to be examined is also calculated from the value of the control signal obtained at this time and stored in the storage unit in the main body.
次に、Ｓ２２でＯＣＴのフォーカス調整を行う。フォーカス調整はフォーカスレンズ１０４を光軸上で移動させて撮影対象位置である眼底（網膜）にＯＣＴの光が焦点を結ぶようにフォーカスレンズ１０４を位置制御して実施する。 In step S22, OCT focus adjustment is performed. Focus adjustment is performed by moving the focus lens 104 on the optical axis and controlling the position of the focus lens 104 so that the OCT light is focused on the fundus (retina), which is the imaging target position.
ＯＣＴのフォーカス調整が終了したら、Ｓ２４で「ｎ＝０」とする。本実施例の場合、３次元画像を取得するため、Ｂスキャンの位置を移動しながら複数枚のＢスキャン像を取得する。そのため、最初のＢスキャン像を０番目のＢスキャン像としてカウントする。 When the OCT focus adjustment is completed, “n = 0” is set in S24. In this embodiment, in order to acquire a three-dimensional image, a plurality of B scan images are acquired while moving the B scan position. Therefore, the first B scan image is counted as the 0th B scan image.
Ｓ２６でＯＣＴの撮影を開始する。本実施例のようなフーリエドメイン型のＯＣＴであるＳＳ−ＯＣＴの場合、深さ方向（Ｚ方向）のスキャンは必要ないため、ガルバノミラー１０５により、Ｘ方向又はＹ方向に一度スキャンすることにより、スキャンした範囲の複数のＡスキャンデータが取得できるため、本実施例の場合、以下、ＯＣＴ撮影とはＢスキャン撮影と同意として扱う。そして、ＯＣＴ撮影して得られた画像をＢスキャン像又はＢスキャン画像という。Ｂスキャン画像は、本実施例では眼底部の深さ方向の２次元断層（画）像である。そして、予め設定した枚数（つまり予め設定した枚数ｎ（final））を取得するまで、以下で説明するＳ２６〜Ｓ４０の操作をＢスキャンの位置を移動しながら繰り返し、取得した複数枚のＢスキャン像から３次元断層画像を取得することができるのである。 In S26, OCT imaging is started. In the case of SS-OCT, which is a Fourier domain type OCT as in this embodiment, scanning in the depth direction (Z direction) is not necessary, so by scanning once in the X direction or Y direction by the galvanometer mirror 105, Since a plurality of A scan data in the scanned range can be acquired, in the present embodiment, hereinafter, OCT imaging is treated as B scan imaging and consent. An image obtained by OCT imaging is called a B scan image or a B scan image. In this embodiment, the B-scan image is a two-dimensional tomographic (image) image in the depth direction of the fundus. Then, until a predetermined number of sheets (that is, a predetermined number n (final)) is acquired, the operations of S26 to S40 described below are repeated while moving the position of the B scan, and a plurality of acquired B scan images are acquired. A three-dimensional tomographic image can be acquired.
図３のフローには記載がないが、ＳＬＯ撮影はＯＣＴ撮影（Ｂスキャン撮影と同意）と並列して実施される。そして、ＳＬＯ撮影で取得したＳＬＯ画像から、眼底部の移動検出（Ｓ２８）を行い、Ｓ３０で眼底部の移動量を算出して、算出した眼底部の移動量に基づいてＳ３２でＯＣＴスキャンの位置を補正（変更）する。 Although not described in the flow of FIG. 3, SLO imaging is performed in parallel with OCT imaging (agreement with B-scan imaging). Then, the movement of the fundus is detected from the SLO image acquired by SLO imaging (S28), the movement amount of the fundus is calculated in S30, and the position of the OCT scan is calculated in S32 based on the calculated movement amount of the fundus. Correct (change).
Ｓ３２のＳＬＯ画像を用いたＯＣＴスキャンの位置補正（アイトラッキングと呼ぶこともある）は必ずしも必要ではない。本実施例の場合、被検物が人の眼であるため、固視されていても、固視微動などが常に生じ、取得したＯＣＴ画像にモーションアーチファクトが入りやすい。そのため、本実施例では上述のようなアイトラッキングを実施しているのであって、被検物が生体ではないような場合で、モーションアーチファクトを考慮しなくてもいい場合は、上記のようなアイトラッキングは必要ないため、Ｓ２８〜Ｓ３２の工程は削除できる。 OCT scan position correction (sometimes referred to as eye tracking) using the SLO image of S32 is not necessarily required. In the case of the present embodiment, since the object to be examined is a human eye, even if the subject is fixed, fine movement of the fixation always occurs, and motion artifacts are likely to enter the acquired OCT image. Therefore, in the present embodiment, the eye tracking as described above is performed, and when the test object is not a living body and the motion artifact need not be taken into consideration, the above eye tracking is performed. Since tracking is not necessary, steps S28 to S32 can be deleted.
ＯＣＴ撮影中もＳ３４により、予め設定した網膜色素上皮層などの所定の干渉ピークの位置検出は行われ、所定の干渉ピークの位置が移動したら（Ｙ）、Ｓ３６で、後述説明する算出された測定光路長ＴになるようにＺアライメントとプリズム１１２の移動を同時に行うように制御することができる。 Even during OCT imaging, the position of a predetermined interference peak such as a preset retinal pigment epithelium layer is detected by S34, and when the position of the predetermined interference peak moves (Y), a calculated measurement described later is performed in S36. The Z alignment and the movement of the prism 112 can be controlled so as to be the optical path length T at the same time.
もし、所定の干渉ピークの位置に移動がなければ（Ｎ）、Ｓ３８に進み、次のＯＣＴ画像を撮影する（Ｓ３８、ｎ＝ｎ＋１）。 If there is no movement at the position of the predetermined interference peak (N), the process proceeds to S38, and the next OCT image is captured (S38, n = n + 1).
もし、撮影した枚数が所定の数になったら（Ｓ４０、ｎ＞ｎ（final））、ＯＣＴの撮影は終了する。撮影した枚数が所定の数より少ない場合はＳ２６に戻ってＯＣＴ撮影を続ける。 If the number of shots reaches a predetermined number (S40, n> n (final)), the OCT shooting ends. If the number of shots is less than the predetermined number, the process returns to S26 and OCT imaging is continued.
ＯＣＴの撮影が終了したら、撮影された複数のＯＣＴ画像は演算部５００でフーリエ変換され、平滑処理などの画像処理がなされ、被検眼の眼底部の断層画像が記憶部に記憶させると共に、モニタなどに表示される。 When the OCT imaging is completed, the plurality of captured OCT images are Fourier-transformed by the calculation unit 500 and subjected to image processing such as smoothing processing, and a tomographic image of the fundus of the eye to be examined is stored in the storage unit and a monitor or the like. Is displayed.
（ＯＣＴのゼロ点調整）
ＯＣＴで取得される断層像の深さ幅（検出窓）は数ｍｍ程度と小さいことや、ＯＣＴの計測感度が測定光路長と参照光路長が等しい位置ほど高いことから、ＯＣＴ撮影したい位置に測定光路長を設定し、参照光路長をその測定光路長に等しくする（これを「ＯＣＴのゼロ点調整」とここでは記述する）ことは重要である。
(OCT zero adjustment)
The depth width (detection window) of the tomographic image acquired by OCT is as small as several millimeters, and the OCT measurement sensitivity is higher as the measurement optical path length is equal to the reference optical path length. It is important to set the optical path length and make the reference optical path length equal to the measured optical path length (this is referred to herein as “OCT zero adjustment”).
従来はいくつかのステップを踏んで実施していたため、このゼロ点調整に時間がかかっていた。本発明に係る方法はこの問題を解決するものであり、図５を用いて本発明に係るゼロ点調整の方法を説明する。 Conventionally, this zero point adjustment took time because several steps were taken. The method according to the present invention solves this problem, and the zero point adjustment method according to the present invention will be described with reference to FIG.
Ｓ１００でヘッドを被検眼に対して前後方向に移動する前に、参照光路長を予め所定の距離に設定しておく。本実施例の場合、測定の対象が被検眼の眼底部であるため、ファイバーカプラ１１４からプリズム１１２までの距離である参照光路長の距離は、ファイバーカプラ１１４から被検眼の網膜の直前位置までの距離である測定光路長の距離に近い値に設定しておくことが望ましい。この測定光路長の距離は、ファイバーカプラ１１４から被検眼の角膜上皮位置までの距離と被検眼の眼軸長の和として求めることができる。ファイバーカプラ１１４から被検眼の角膜上皮位置までの距離は予め光学設計する際に設定した値を用いることができる。そして、被検眼の眼軸長は、他の装置で被検眼の眼軸長が測定されていれば、その値を用いることができるし、眼軸長が不明な場合は正常眼データの平均眼軸長の値である２４ｍｍを用いてもよい。このように、参照光路長の距離を予め適切な値に設定しておくことにより、Ｓ１０２における所定のピークの検出がされやすくなるのである。 Before the head is moved in the front-rear direction with respect to the eye to be examined in S100, the reference optical path length is set to a predetermined distance in advance. In the case of the present embodiment, since the measurement target is the fundus of the eye to be examined, the distance of the reference optical path length, which is the distance from the fiber coupler 114 to the prism 112, is from the fiber coupler 114 to the position just before the retina of the eye to be examined. It is desirable to set a value close to the distance of the measurement optical path length, which is the distance. The distance of the measurement optical path length can be obtained as the sum of the distance from the fiber coupler 114 to the corneal epithelium position of the eye to be examined and the axial length of the eye to be examined. As the distance from the fiber coupler 114 to the corneal epithelial position of the eye to be examined, a value set in advance during optical design can be used. If the axial length of the eye to be examined is measured by another device, the value can be used as the axial length of the eye to be examined. If the axial length is unknown, the average eye of normal eye data can be used. You may use 24 mm which is the value of an axial length. Thus, by setting the distance of the reference optical path length to an appropriate value in advance, the predetermined peak in S102 can be easily detected.
そして、Ｓ１００でヘッドを被検眼に対して前後方向（Ｚ軸方向、光軸方向）に移動する。ＯＣＴ撮影による干渉信号を取得し、Ｓ１０２で、取得した干渉信号の中に予め設定した所定のピークを検出する。本実施例の場合、測定対象は被検眼の眼底部であるため、眼底部の中で比較的反射強度の高い網膜色素上皮層における干渉ピークを所定の干渉ピークとして設定し、この所定の干渉ピークが検出可能な閾値を予め設定し、その閾値を超える強度を持った干渉ピークを検出する方法を用いることができる。 In S100, the head is moved in the front-rear direction (Z-axis direction, optical axis direction) with respect to the eye to be examined. An interference signal obtained by OCT imaging is acquired, and a predetermined peak set in advance is detected in the acquired interference signal in S102. In the case of the present embodiment, since the measurement target is the fundus of the eye to be examined, an interference peak in the retinal pigment epithelium layer having a relatively high reflection intensity in the fundus is set as a predetermined interference peak, and this predetermined interference peak A method can be used in which a threshold value that can be detected is set in advance, and an interference peak having an intensity exceeding the threshold value is detected.
Ｓ１０２で、所定の干渉ピークを検出したら（Ｙ）、Ｓ１０６の光路長Ｔを算出するステップに進む。検出できない場合（Ｎ）は、再度、Ｓ１００に戻り、ヘッドを被検眼に対して前後方向に移動する。Ｓ１００に戻る前に、上述のように予め設定した参照光路長の距離が適切でなかった場合、例えば、被検眼の眼軸長の値が正常眼データの平均眼軸長の値である２４ｍｍに比べ極端に異なっている場合は、Ｓ１０４で参照光路長の距離を変更する。Ｓ１０４の処理は、適宜実施すればいいのであり、必ずしも実施する必要はない。 If a predetermined interference peak is detected in S102 (Y), the process proceeds to the step of calculating the optical path length T in S106. When it cannot detect (N), it returns to S100 again and moves the head in the front-rear direction with respect to the eye to be examined. When the distance of the reference optical path length set in advance as described above is not appropriate before returning to S100, for example, the value of the axial length of the eye to be examined is set to 24 mm, which is the value of the average axial length of normal eye data. If they are extremely different, the distance of the reference optical path length is changed in S104. The process of S104 may be performed as appropriate, and is not necessarily performed.
Ｓ１０２で所定の干渉ピークを検出したら、Ｓ１０６で光路長Ｔを算出する。以下に検出した所定の干渉ピークから光路長Ｔを算出する方法を記述する。 When a predetermined interference peak is detected in S102, the optical path length T is calculated in S106. A method for calculating the optical path length T from the predetermined interference peak detected will be described below.
図８は、本実施例における光路長Ｔを算出する方法を説明する図である。この場合、所定の干渉ピークは網膜色素上皮層のピークである。この時の参照光路長の距離をｄとすると、取得されるＯＣＴ画像データにおける所定のピークである網膜色素上皮層のピークの位置は参照光路長の距離ｄを始点とした位置であり、この始点から網膜色素上皮層のピークの位置までの距離をａとすると、ファイバーカプラ１１４から網膜色素上皮までの距離Ａは、ｄとａの和（ｄ＋ａ）として算出できる。ここで、ｄは既知であり、ａはＯＣＴ画像データから求めることができるので、この時点におけるファイバーカプラ１１４から網膜色素上皮までの距離ＡはＡ＝ｄ＋ａとして算出できる。 FIG. 8 is a diagram for explaining a method for calculating the optical path length T in the present embodiment. In this case, the predetermined interference peak is a peak of the retinal pigment epithelium layer. Assuming that the distance of the reference optical path length at this time is d, the position of the peak of the retinal pigment epithelium layer, which is a predetermined peak in the acquired OCT image data, is a position starting from the distance d of the reference optical path length. The distance A from the fiber coupler 114 to the retinal pigment epithelium can be calculated as the sum of d and a (d + a) where a is the distance from the peak position of the retinal pigment epithelium layer to a. Here, since d is known and a can be obtained from the OCT image data, the distance A from the fiber coupler 114 to the retinal pigment epithelium at this time can be calculated as A = d + a.
ここで算出したファイバーカプラ１１４から網膜色素上皮層までの距離Ａは、ファイバーカプラ１１４から被検眼の角膜上皮までの距離Ｚｄと角膜上皮から網膜色素上皮層までの距離ＡＬの和（Ａ＝Ｚｄ＋ＡＬ（＝ｄ＋ａ））でもある。
そこで、ヘッド位置を検出する（図示しない）位置センサからヘッド位置を求めることによりファイバーカプラ１１４から角膜上皮までの距離Ｚｄを算出して、先に算出したファイバーカプラ１１４から網膜色素上皮層までの距離ＡからＺｄを差し引くことにより、ＡＬが算出できる。（ＡＬ＝Ａ−Ｚｄ）
The calculated distance A from the fiber coupler 114 to the retinal pigment epithelium layer is the sum of the distance Zd from the fiber coupler 114 to the corneal epithelium of the eye to be examined and the distance AL from the corneal epithelium to the retinal pigment epithelium layer (A = Zd + AL ( = D + a)).
Therefore, the distance Zd from the fiber coupler 114 to the corneal epithelium is calculated by obtaining the head position from a position sensor (not shown) that detects the head position, and the previously calculated distance from the fiber coupler 114 to the retinal pigment epithelium layer. AL can be calculated by subtracting Zd from A. (AL = A-Zd)
Ｓ１０６において求める光路長Ｔは本実施例では、眼底部の断層像を高感度で取得する測定光路長の距離であり、厳密に言えば、（Ｚアライメントが最適に調整された時の）ファイバーカプラ１１４から網膜の直前の位置までの最適な距離である。 In this embodiment, the optical path length T obtained in S106 is the distance of the measurement optical path length for acquiring a tomographic image of the fundus at high sensitivity. Strictly speaking, a fiber coupler (when the Z alignment is optimally adjusted) It is the optimum distance from 114 to the position just before the retina.
Ｚアライメントが最適に調整された時のファイバーカプラ１１４から被検眼の角膜上皮までの距離をＺ０、網膜色素上皮層と（適宜設定される）網膜の直前の位置との距離をΔｔとすると、求める光路長ＴはＴ＝Ｚ０＋ＡＬ−Δｔとして算出できる。 When the distance from the fiber coupler 114 when the Z alignment is optimally adjusted to the corneal epithelium of the eye to be examined is Z0, and the distance between the retinal pigment epithelium layer and the position immediately before the retina (which is set as appropriate) is Δt The optical path length T can be calculated as T = Z0 + AL−Δt.
以上のように、検出した所定（網膜色素上皮層）の干渉ピークから測定に適した光路長Ｔを求めることができるのである。尚、上述に係る光路長Ｔの算出方法は一実施例であって、上述した方法に限定するものではない。後述するような方法なども採用可能である。また、上記説明では、所定の干渉ピークを網膜色素上皮層としたが、勿論、これに限定するものではなく、被検眼によっては、他の層の方が最適な場合もある。つまり、所定の干渉ピークは対象となる被検眼に応じて、適宜設定すればよいのである。 As described above, the optical path length T suitable for the measurement can be obtained from the detected interference peak of the predetermined (retinal pigment epithelium layer). In addition, the calculation method of the optical path length T which concerns on the above-mentioned is an Example, Comprising: It does not limit to the method mentioned above. A method as described later can also be adopted. In the above description, the predetermined interference peak is the retinal pigment epithelium layer. However, the present invention is not limited to this, and other layers may be more suitable depending on the eye to be examined. That is, the predetermined interference peak may be appropriately set according to the subject eye to be examined.
Ｓ１０６で光路長Ｔを算出した後、図８（ｂ）に示すように、Ｓ１０８及びＳ１１０で測定光路長と参照光路長が光路長Ｔになるように、ヘッドＺ位置調整（Ｓ１０８）とプリズム１１２の移動（Ｓ１１０）を同時に実施する。 After calculating the optical path length T in S106, as shown in FIG. 8B, the head Z position adjustment (S108) and the prism 112 so that the measurement optical path length and the reference optical path length become the optical path length T in S108 and S110. (S110) are simultaneously performed.
測定光路長と参照光路長が光路長Ｔになったら（Ｓ１１２）、ＯＣＴのゼロ点調整は完了し、このときの所定の干渉ピークの位置を記憶部に記憶しておき、この記憶した値に基づいて、上述のように、図３におけるＳ３４〜Ｓ３６のＯＣＴ撮影時の光路長制御に用いることができるのである。 When the measurement optical path length and the reference optical path length become the optical path length T (S112), the zero point adjustment of the OCT is completed, and the position of the predetermined interference peak at this time is stored in the storage unit, and this stored value is stored. Based on this, as described above, it can be used for optical path length control at the time of OCT imaging in S34 to S36 in FIG.
または次のような実施も可能である。Ｓ１００でヘッドを被検眼に対してアライメントを開始するときは、安全性のためヘッドと被検眼の距離関係は測定時よりも遠くにあることが通例である。ヘッドが被検眼より十分遠い位置であるとして、参照光路長を予め装置の最大値に設定しておき、ヘッドを被検眼に近づける。すると被検眼に近づく途中で、例えば参照光路長と測定光路長が一致し、所定のピークを検出し、Ｓ１０６以降の処理を行うことができる。このようにすると前述のように眼軸長を予測することなしにゼロ点調整をスムーズに実施することができる。 Or the following implementation is also possible. When the alignment of the head with the eye to be examined is started in S100, the distance between the head and the eye to be examined is usually farther than that at the time of measurement for safety. Assuming that the head is sufficiently far from the eye to be examined, the reference optical path length is set in advance to the maximum value of the apparatus, and the head is brought close to the eye to be examined. Then, in the middle of approaching the eye to be examined, for example, the reference optical path length and the measurement optical path length coincide with each other, a predetermined peak is detected, and the processing after S106 can be performed. In this way, the zero point adjustment can be smoothly performed without predicting the axial length as described above.
または所定のピークは必ずしも測定対象の像に含まれなくてもよい。たとえば、所定のピークを網膜色素上皮層のピークのエイリアシングとすることもできる。エイリアシングであるかどうかは例えば強度の閾値やそのパターンなどが判断基準となる。この場合、エイリアシングが検出された（Ｓ１０２）位置は、網膜色素上皮層の位置と検出窓の深さ幅に関連する。それらの値を考慮したうえで光路長Ｔも算出可能である。このように測定対象の画像と測定光路長と参照光路長が一致しない場合でも、想定される所定のピークを適切に選択することで光路長Ｔの算出が可能であり、Ｓ１０６以降の処理を行うことができる。このような場合は、もちろん網膜色素上皮層そのものも、同時に所定のピークの１つとして同時に探索することができる。よって所定のピークは必ずしも１つのピークに限定されるものではない。 Alternatively, the predetermined peak may not necessarily be included in the measurement target image. For example, the predetermined peak may be aliasing of the peak of the retinal pigment epithelium layer. Whether or not the aliasing is performed is based on, for example, an intensity threshold value or a pattern thereof. In this case, the position where aliasing is detected (S102) is related to the position of the retinal pigment epithelium layer and the depth width of the detection window. The optical path length T can also be calculated in consideration of these values. As described above, even when the image to be measured, the measurement optical path length, and the reference optical path length do not match, the optical path length T can be calculated by appropriately selecting an assumed predetermined peak, and the processing after S106 is performed. be able to. In such a case, of course, the retinal pigment epithelium layer itself can be simultaneously searched as one of the predetermined peaks. Therefore, the predetermined peak is not necessarily limited to one peak.
以上、本発明の実施形態について詳述してきたが、これらはあくまでも例示であって、本発明はかかる実施形態における具体的な記載によって、何等、限定的に解釈されるものでなく、当業者の知識に基づいて種々なる変更、修正、改良等を加えた態様において実施され得るものであり、また、そのような実施態様が、本発明の趣旨を逸脱しない限り、何れも、本発明の範囲内に含まれるものであることが、理解されるべきである。 The embodiments of the present invention have been described in detail above. However, these are merely examples, and the present invention is not construed as being limited by specific descriptions in the embodiments. The present invention can be carried out in a mode in which various changes, modifications, improvements, etc. are added based on the knowledge, and such a mode is within the scope of the present invention as long as it does not depart from the gist of the present invention. It should be understood that it is included in.
例えば、上記実施例では、眼底正面画像取得のためＳＬＯを採用したが、ＳＬＯに限定されるものでななく、眼底カメラを採用してもよい。さらに言えば、ＯＣＴのＣスキャン画像から作成したエンファス像（図５（ｂ））を用いれば、ＳＬＯや眼底カメラのような眼底正面画像取得手段は、必ずしも必要ではない。このような場合、アイトラッキングを、例えば、別途、前眼部撮影光学系を配置し、取得した前眼部画像を用いて実施することも可能である。この前眼部撮影光学系は、眼底正面画像撮影光学系共に配置し、アイトラッキングを両方の撮影画像を用いて実施することも可能である。 For example, in the above embodiment, the SLO is employed for acquiring the fundus front image, but the present invention is not limited to the SLO, and a fundus camera may be employed. Furthermore, if an emphasis image created from an OCT C-scan image (FIG. 5B) is used, fundus front image acquisition means such as an SLO or a fundus camera is not necessarily required. In such a case, it is also possible to perform eye tracking using, for example, an anterior ocular segment image obtained by separately arranging an anterior ocular segment imaging optical system. The anterior ocular segment imaging optical system can be arranged together with the fundus frontal imaging optical system, and eye tracking can be performed using both captured images.
１…本実施例の眼科装置、１００…ＯＣＴ光学系、１０１…光源、１０２…ファイバーカプラ、１０５…ガルバノミラー、１０７…ダイクロイックミラー、１１２…プリズム、２００…ＳＬＯ光学系、２０１…ＳＬＯ光源、２０４…ビームスプリッタ、２０８…ＳＬＯスキャン装置、３００…前眼部撮影光学系、３０３…ＣＣＤカメラ、５００…演算部、Ｅ…被検眼 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Ophthalmic apparatus of a present Example, 100 ... OCT optical system, 101 ... Light source, 102 ... Fiber coupler, 105 ... Galvano mirror, 107 ... Dichroic mirror, 112 ... Prism, 200 ... SLO optical system, 201 ... SLO light source, 204 DESCRIPTION OF SYMBOLS ... Beam splitter, 208 ... SLO scanning apparatus, 300 ... Anterior eye imaging | photography optical system, 303 ... CCD camera, 500 ... Operation part, E ... Eye to be examined
Claims (7)
生成された干渉光を検出器により検出し、検出器による検出結果に基づいて、被検物の断層像を形成する形成手段を備えた光断層計であって、
形成した断層像（Ａスキャンデータ又はＢスキャン像）の深さ方向の所定のピークを検出するピーク検出手段と、
検出したピークの位置および強度に基づいて所定の測定光路長Ｔを算出する測定光路長算出手段と、
干渉光学系の測定光路長と参照光路長が、算出した所定の測定光路長Ｔになるように、またはＴの近値を保つように、測定光路長の制御（Ｚ軸アライメント）と参照光路長の制御（参照ミラー移動）を同時に実施する制御手段を備えた光断層計。 The light output from the light source is divided into measurement light that irradiates the test object and reference light that irradiates the reference object, and the reflected light from the test object and the transmitted or reflected light from the reference object are combined. Optical interference generation means for generating interference light,
An optical tomometer provided with forming means for detecting generated interference light by a detector and forming a tomographic image of the test object based on a detection result by the detector,
Peak detection means for detecting a predetermined peak in the depth direction of the formed tomographic image (A scan data or B scan image);
Measurement optical path length calculation means for calculating a predetermined measurement optical path length T based on the detected peak position and intensity;
Control of the measurement optical path length (Z-axis alignment) and the reference optical path length so that the measurement optical path length and the reference optical path length of the interference optical system become the calculated predetermined measurement optical path length T or keep a close value of T. Optical tomometer provided with control means for simultaneously performing control (reference mirror movement).
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