JP2017144058A - Ophthalmic apparatus and control method therefor, and program - Google Patents

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a mechanism capable of quickly acquiring a high-resolution eyeground image when the eyeground of a subject eye is imaged.SOLUTION: The present invention relates to an ophthalmic apparatus, which comprises: optical means for receiving return light 208 of measurement light 206-1 from an eyeground Er; a lens 235-10 for adjusting focusing positions of the optical means; a wavefront sensor 255 for measuring the aberration occurring in a subject eye E, based on the return light 208; a spatial light modulator 259 for correcting the aberration; a detector 238-1 for receiving the return light 208 to capture an eyeground image; and a control PC 150 for a calculating a feature amount of the focusing position of the optical means for each of a first eyeground image captured at a first focusing position of the optical means determined based on a result of measurement of the wavefront sensor 255 and at least one second eyeground image captured at a second focusing position shifted by a predetermined amount relative to the first focusing position.SELECTED DRAWING: Figure 2-1

Description

本発明は、被検眼の眼底を撮像する眼科装置及びその制御方法、並びに、当該制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラムに関するものである。   The present invention relates to an ophthalmologic apparatus for imaging the fundus of a subject's eye, a control method therefor, and a program for causing a computer to execute the control method.

共焦点レーザー顕微鏡の原理を利用した眼科装置として、走査型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ：Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）がある。このＳＬＯ装置は、測定光であるレーザー光を被検眼の眼底に対してラスタースキャンを行い、その戻り光の強度から平面画像である眼底画像を高分解能かつ高速に得る装置である。   As an ophthalmologic apparatus using the principle of a confocal laser microscope, there is a scanning laser opthalmoscope (SLO). This SLO device is a device that performs a raster scan on the fundus of a subject's eye with laser light, which is measurement light, and obtains a fundus image that is a planar image with high resolution and high speed from the intensity of the return light.

近年、ＳＬＯ装置において測定光のビーム径を大きくし、測定光が被検眼の眼底上で微小なスポットになるようにすることにより、横分解能を向上させた眼底画像を取得することが可能になってきた。しかしながら、測定光のビーム径の大径化に伴い、眼底画像の取得の際に、被検眼において発生する、測定光やその戻り光の収差による眼底画像のＳＮ比及び分解能の低下が問題になってきた。   In recent years, it has become possible to acquire a fundus image with improved lateral resolution by increasing the beam diameter of measurement light in an SLO device so that the measurement light becomes a minute spot on the fundus of the eye to be examined. I came. However, as the beam diameter of the measurement light increases, when the fundus image is acquired, the S / N ratio and resolution of the fundus image due to the aberration of the measurement light and the return light generated in the eye to be examined become a problem. I came.

これを解決するために、被検眼による収差を波面センサでリアルタイムに測定し、被検眼において発生する測定光やその戻り光による収差を波面補正デバイスで補正する補償光学系（ＡＯ：ａｄａｐｔｉｖｅ Ｏｐｔｉｃｓ）を有する補償光学ＳＬＯ装置（以下、「ＡＯＳＬＯ装置」と称する）が開発され、高横分解能な眼底画像の取得を可能にしている。   In order to solve this, a compensation optical system (AO: adaptive Optics) that measures aberrations due to the eye to be examined in real time with a wavefront sensor and corrects aberrations due to measurement light generated in the eye to be examined and its return light with a wavefront correction device is provided. An adaptive optics SLO device (hereinafter referred to as “AOSLO device”) having been developed has made it possible to acquire a fundus image with high lateral resolution.

高横分解能な眼底画像（平面画像）を取得する場合、測定光の焦点深度が短くなるため、測定光を眼底の所望の層にフォーカスを合わせることは手間がかかる。また、一般に、眼底検査の短時間化が求められており、そのため、フォーカスを合わせるための指標や手段を用いることが必要とされている。   When acquiring a fundus image (planar image) with high lateral resolution, since the depth of focus of the measurement light is shortened, it is troublesome to focus the measurement light on a desired layer of the fundus. In general, the fundus examination is required to be shortened, and therefore it is necessary to use an index or means for focusing.

特許文献１では、ＡＯＳＬＯ装置によって描出される視細胞層の周期的な並びに注目し、このＡＯＳＬＯ装置において取得される画像（以下、「ＡＯＳＬＯ画像」と称する）の画質の評価を行う技術が記載されている。具体的に、特許文献１では、ＡＯＳＬＯ画像に対して２次元フーリエ変換を施し、特徴量を抽出する試みがなされている。   Patent Document 1 describes a technique for evaluating the image quality of an image (hereinafter, referred to as an “AOSLO image”) obtained by paying attention to the periodic arrangement of the photoreceptor cell layers drawn by the AOSLO device and acquiring the image in the AOSLO device. ing. Specifically, in Patent Document 1, an attempt is made to extract a feature amount by performing a two-dimensional Fourier transform on an AOSLO image.

また、特許文献２では、ＳＬＯ装置において取得される画像（以下、「ＳＬＯ画像」と称する）の微分画像のヒストグラムを用いて、測定光のフォーカスを調整する技術が記載されている。具体的に、特許文献２では、上述したヒストグラムから特徴量を抽出し、それをフォーカスの制御に用いる試みがなされている。   Patent Document 2 describes a technique for adjusting the focus of measurement light using a histogram of a differential image of an image acquired by an SLO apparatus (hereinafter referred to as “SLO image”). Specifically, in Patent Document 2, an attempt is made to extract a feature amount from the above-described histogram and use it for focus control.

特開２０１３−６３２１５号公報JP2013-63215A 特許第５１７９２６５号公報Japanese Patent No. 5179265

上述したように、眼底検査の短時間化が求められているため、高横分解能な眼底画像を取得する場合、迅速な撮像手順が求められる。このような撮像手順において、測定光を被検眼の眼底における所望の層にフォーカスする工程は、多くの時間を要する工程の１つである。   As described above, since the fundus examination is required to be shortened, a rapid imaging procedure is required when acquiring a fundus image with a high lateral resolution. In such an imaging procedure, the process of focusing the measurement light on a desired layer on the fundus of the eye to be examined is one of the processes that require a lot of time.

特許文献１においては、ＡＯＳＬＯ画像に対して２次元フーリエ変換を施して特徴量を抽出し、ＡＯＳＬＯ画像の画質を評価する技術は開示されているが、測定光のフォーカスの調整といったＡＯＳＬＯ装置の制御に関しては何ら考慮されていない。さらに、特許文献１に記載の特徴量をフォーカスの調整に利用することは、本課題の１つの解決案ではあるが、計算速度やフォーカスの検出精度の観点から好適ではない。   Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-228561 discloses a technique for extracting a feature amount by performing a two-dimensional Fourier transform on an AOSLO image and evaluating the image quality of the AOSLO image. However, the control of the AOSLO apparatus such as adjustment of the focus of measurement light is disclosed. Is not considered at all. Furthermore, the use of the feature amount described in Patent Document 1 for focus adjustment is one solution to this problem, but is not preferable from the viewpoint of calculation speed and focus detection accuracy.

また、特許文献２においては、ＳＬＯ装置において測定光のフォーカスを調整する技術は開示されているが、ＡＯＳＬＯ装置といった高横分解能な眼底画像を取得する用途に対しては好適でない。特に、ＡＯＳＬＯ装置の１つの目的である視細胞層が描出されるＡＯＳＬＯ画像の取得に関しては、その影響が顕著である。   Patent Document 2 discloses a technique for adjusting the focus of measurement light in an SLO device, but it is not suitable for use in acquiring a fundus image with high lateral resolution such as an AOSLO device. In particular, the influence of the AOSLO image, which is one purpose of the AOSLO apparatus, is significant in obtaining an AOSLO image in which a photoreceptor layer is depicted.

このように、従来の技術では、ＡＯＳＬＯ装置において測定光のフォーカスを調整する技術については改善の余地を残している。即ち、従来の技術では、被検眼の眼底を撮像した際に、高分解能な眼底画像を迅速に取得することが困難であるという問題があった。   As described above, in the conventional technique, there is room for improvement in the technique for adjusting the focus of the measurement light in the AOSLO apparatus. That is, the conventional technique has a problem that it is difficult to quickly acquire a high-resolution fundus image when the fundus of the eye to be examined is imaged.

本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、被検眼の眼底を撮像した際に、高分解能な眼底画像を迅速に取得することが可能な仕組みを提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of such problems, and an object of the present invention is to provide a mechanism that can quickly acquire a high-resolution fundus image when the fundus of the eye to be examined is imaged. To do.

本発明の眼科装置は、光源からの光を被検眼の眼底に導くとともに、前記光の前記眼底からの戻り光を受光するための光学手段と、前記光学手段のフォーカスに係る位置を調整する調整手段と、前記戻り光に基づいて前記被検眼において発生する収差を測定する測定手段と、前記測定手段で測定された収差を補正する補正手段と、前記戻り光を受光して前記眼底における眼底画像を撮像する撮像手段と、前記調整手段で調整可能な位置であって前記測定手段による測定の結果に基づき決定される第１のフォーカスに係る位置において前記撮像手段で撮像された第１の眼底画像と、前記調整手段で調整可能な位置であって前記第１のフォーカスに係る位置に対して所定量ずらした第２のフォーカスに係る位置において前記撮像手段で撮像された少なくとも１つの第２の眼底画像との各眼底画像のそれぞれについて、前記フォーカスに係る特徴量であるフォーカス特徴量を算出する算出手段とを有する。
また、本発明は、上述した眼科装置の制御方法、並びに、当該制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラムを含む。 The ophthalmologic apparatus of the present invention guides light from a light source to the fundus of an eye to be examined, optical means for receiving return light from the fundus of the light, and adjustment for adjusting a position of the optical means related to focus Means, a measuring means for measuring aberration generated in the eye based on the return light, a correction means for correcting the aberration measured by the measuring means, and a fundus image on the fundus upon receiving the return light And a first fundus image picked up by the image pickup means at a position that can be adjusted by the adjustment means and is determined based on a result of measurement by the measurement means. And at the position that can be adjusted by the adjusting means and is shifted by a predetermined amount with respect to the position that is related to the first focus. For each of the fundus image with one of the second fundus image even without, and a calculating means for calculating a focus feature quantity is a feature quantity relating to the focus.
The present invention also includes a control method for the above-described ophthalmologic apparatus and a program for causing a computer to execute the control method.

本発明によれば、被検眼の眼底を撮像した際に、高分解能な眼底画像を迅速に取得することが可能となる。   According to the present invention, a high-resolution fundus image can be quickly acquired when the fundus of the eye to be examined is imaged.

本発明の実施形態に係る眼科装置の全体構成の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the whole structure of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment of this invention. 図１に示すヘッド部の光学系の概略構成の一例、及び、図１に示す制御ＰＣに接続される構成の一例を示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating an example of a schematic configuration of an optical system of a head unit illustrated in FIG. 1 and an example of a configuration connected to a control PC illustrated in FIG. 1. 図２−１に示す固視灯の表示面の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the display surface of the fixation lamp shown to FIGS. 図２−１に示すＡＯＳＬＯ装置、ＷＦＳＬＯ装置、ビーコン装置、固視灯表示装置、及び、前眼部観察装置に用いられている光源の波長分布の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of wavelength distribution of the light source used for the AOSLO apparatus, WFSLO apparatus, beacon apparatus, fixation lamp display apparatus, and anterior ocular segment observation apparatus which are shown in FIG. 本発明の実施形態に係る眼科装置の制御方法における処理手順の一例を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows an example of the process sequence in the control method of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment of this invention. 図４−１の工程７における詳細な処理手順の一例を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows an example of the detailed process sequence in the process 7 of FIGS. 本発明の実施形態を示し、図１の液晶モニターに表示される制御ソフト画面の一例を示す図である。It is a figure which shows embodiment of this invention and shows an example of the control software screen displayed on the liquid crystal monitor of FIG. 図４−２の工程７−２で取得されたＡＯＳＬＯ画像の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the AOSLO image acquired by process 7-2 of FIG. 4-2. 図６−１に示す各ＡＯＳＬＯ画像に対して、図４−２の工程７−３における［２］の処理を行った結果生成されたフーリエ画像の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the Fourier image produced | generated as a result of performing the process of [2] in process 7-3 of FIG. 4-2 with respect to each AOSLO image shown to FIGS. 図６−２に示す各フーリエ画像等に対して、図４−２の工程７−３における［３］の処理を行った結果の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the result of having performed the process of [3] in process 7-3 of FIG. 4-2 with respect to each Fourier image etc. which are shown to FIGS. 6-2. 本発明の実施形態に係る眼科装置において、画像閲覧画面の表示例を示す図である。It is a figure which shows the example of a display of an image browsing screen in the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment of this invention.

以下に、図面を参照しながら、本発明を実施するための形態（実施形態）について説明する。   Hereinafter, embodiments (embodiments) for carrying out the present invention will be described with reference to the drawings.

本発明の実施形態では、本発明に係る眼科装置として、上述したＡＯＳＬＯ装置を備えた眼科装置について説明する。このＡＯＳＬＯ装置は、補償光学系を備え、被検眼の眼底における高横分解能な眼底画像であるＡＯＳＬＯ画像の撮像を行う装置である。また、本実施形態に係る眼科装置は、ＡＯＳＬＯ画像の取得を補助する目的で、ＡＯＳＬＯ画像よりも広画角の眼底画像であるＷＦＳＬＯ画像の撮像を行うＷＦＳＬＯ装置、被検眼において発生する収差を測定するためのビーコン装置、撮像箇所を調整するために被検眼の視線を誘導する固視灯表示装置、及び、測定光の入射位置を把握するための前眼部観察装置を備えている。   In the embodiment of the present invention, an ophthalmologic apparatus including the above-described AOSLO apparatus will be described as an ophthalmologic apparatus according to the present invention. This AOSLO apparatus is an apparatus that includes an adaptive optical system and captures an AOSLO image that is a fundus image with high lateral resolution on the fundus of the eye to be examined. In addition, the ophthalmologic apparatus according to the present embodiment is a WFSLO apparatus that captures a WFSLO image that is a fundus image having a wider angle of view than the AOSLO image for the purpose of assisting the acquisition of the AOSLO image, and measures aberrations that occur in the eye to be examined. A fixation lamp display device that guides the line of sight of the eye to adjust the imaging location, and an anterior ocular segment observation device for grasping the incident position of the measurement light.

そして、本実施形態では、被検眼による光学収差を空間光変調器を用いて補正して眼底画像を取得するＡＯＳＬＯ装置が構成され、被検眼の視度や、被検眼による光学収差によらず良好な眼底画像が得られるようになっている。なお、本実施形態では、高横分解能な眼底画像を撮像するために、補償光学系を備える構成としているが、視細胞層が描出できる程度の高横分解能を実現できる光学系の構成であれば、補償光学系を備えていなくてもよい。また、デコンボリューション等の数学的手法により、高横分解能を実現してもよい。この際、デコンボリューションに必要となる点像分布関数（Ｐｏｉｎｔ Ｓｐｒｅａｄ Ｆｕｎｃｔｉｏｎ）は、後述する波面センサのデータを使用してもよい。   In the present embodiment, an AOSLO apparatus that acquires a fundus image by correcting the optical aberration due to the eye to be examined using a spatial light modulator is configured regardless of the diopter of the eye to be examined and the optical aberration due to the eye to be examined. A fundus image can be obtained. In the present embodiment, a configuration is provided with an adaptive optical system in order to capture a fundus image with a high lateral resolution. However, if the optical system has a configuration capable of realizing a high lateral resolution capable of rendering a photoreceptor cell layer. The adaptive optics system may not be provided. Further, a high lateral resolution may be realized by a mathematical method such as deconvolution. At this time, a point spread function required for deconvolution may use data of a wavefront sensor described later.

また、本実施形態では、収差補正の工程と、ＡＯＳＬＯ画像を取得する工程とを連続して行う制御方法を用いる場合の装置構成について説明する。このため、本発明は、この収差補正の工程とＡＯＳＬＯ画像を取得する工程とを同時に行う制御方法を用いた場合についても適用することができる。   In the present embodiment, an apparatus configuration in the case of using a control method in which an aberration correction process and an AOSLO image acquisition process are continuously performed will be described. Therefore, the present invention can also be applied to a case where a control method that simultaneously performs the aberration correction process and the AOSLO image acquisition process is used.

＜眼科装置１００の全体構成＞
図１は、本発明の実施形態に係る眼科装置１００の全体構成の一例を示す図である。具体的に、図１（ａ）は、本実施形態に係る眼科装置１００を上から見た図であり、図１（ｂ）は、本実施形態に係る眼科装置１００を横から見た図である。 <Overall Configuration of Ophthalmic Device 100>
FIG. 1 is a diagram illustrating an example of the overall configuration of an ophthalmologic apparatus 100 according to an embodiment of the present invention. Specifically, FIG. 1A is a view of the ophthalmic apparatus 100 according to the present embodiment as viewed from above, and FIG. 1B is a view of the ophthalmic apparatus 100 according to the present embodiment as viewed from the side. is there.

本実施形態に係る眼科装置１００は、図１に示すように、ヘッド部１１０、ステージ部１２０、顔受け部１３０、液晶モニター１４０、制御ＰＣ１５０、及び、ジョイスティック１６０を有して構成されている。   As shown in FIG. 1, the ophthalmic apparatus 100 according to the present embodiment includes a head unit 110, a stage unit 120, a face receiving unit 130, a liquid crystal monitor 140, a control PC 150, and a joystick 160.

ヘッド部１１０は、ステージ部１２０の上方に設置されており、主要な光学系を内蔵する。このヘッド部１１０は、ジョイスティック１６０を傾倒させることによって水平方向に移動し、また、ジョイスティック１６０を回転させることによって垂直方向に移動する。ステージ部１２０は、ジョイスティック１６０の操作に伴って、ヘッド部１１０を水平方向／垂直方向に移動させる。顔受け部１３０は、被検者の顔の位置を調整する。この顔受け部１３０は、顎を乗せる顎受け部１３１と、電動ステージによって顎受け部１３１を移動させる顎受け駆動部１３２を有して構成されている。液晶モニター１４０は、各種の操作画面や各種の情報等を表示する。制御ＰＣ１５０は、眼科装置１００の動作を統括的に制御するとともに、各種の処理を行う。ジョイスティック１６０は、検者により操作され、ヘッド部１１０を水平方向／垂直方向に移動させるためのものである。   The head unit 110 is installed above the stage unit 120 and incorporates a main optical system. The head unit 110 moves in the horizontal direction by tilting the joystick 160, and moves in the vertical direction by rotating the joystick 160. The stage unit 120 moves the head unit 110 in the horizontal direction / vertical direction as the joystick 160 is operated. The face receiving unit 130 adjusts the position of the subject's face. The face receiving portion 130 includes a chin receiving portion 131 on which a chin is placed and a chin receiving driving portion 132 that moves the chin receiving portion 131 by an electric stage. The liquid crystal monitor 140 displays various operation screens and various information. The control PC 150 comprehensively controls the operation of the ophthalmic apparatus 100 and performs various processes. The joystick 160 is operated by the examiner to move the head unit 110 in the horizontal direction / vertical direction.

＜ヘッド部１１０の光学系の概略構成＞
図２−１は、図１に示すヘッド部１１０の光学系の概略構成の一例、及び、図１に示す制御ＰＣ１５０に接続される構成の一例を示す図である。 <Schematic Configuration of Optical System of Head Unit 110>
2A is a diagram illustrating an example of a schematic configuration of the optical system of the head unit 110 illustrated in FIG. 1 and an example of a configuration connected to the control PC 150 illustrated in FIG.

図２−１に示すように、ヘッド部１１０には、ＡＯＳＬＯ装置１１１、ＷＦＳＬＯ装置１１２、ビーコン装置１１３、固視灯表示装置１１４、及び、前眼部観察装置１１５が構成されている。   As illustrated in FIG. 2A, the head unit 110 includes an AOSLO device 111, a WFSLO device 112, a beacon device 113, a fixation lamp display device 114, and an anterior ocular segment observation device 115.

光源２０１−１から出射した光は、光カプラー２３１によって参照光２０５と測定光２０６−１とに分割される。測定光２０６−１は、シングルモード光ファイバ２３０−４、空間光変調器２５９、ＸＹスキャナ２１９−１、ダイクロイックミラー２７０−１等を介して、観察対象である被検眼Ｅに導かれる。また、固視灯２５６からの光束２５７は、被検眼Ｅの固視を促す役割を有する。   The light emitted from the light source 201-1 is split into the reference light 205 and the measurement light 206-1 by the optical coupler 231. The measurement light 206-1 is guided to the eye E to be observed through the single mode optical fiber 230-4, the spatial light modulator 259, the XY scanner 219-1, the dichroic mirror 270-1, and the like. Further, the light beam 257 from the fixation lamp 256 has a role of promoting fixation of the eye E to be examined.

測定光２０６−１は、被検眼Ｅの眼底Ｅｒで反射或いは散乱された戻り光２０８となり、光路を逆行し、光カプラー２３１を介して、ディテクター２３８−１に入射される。ディテクター２３８−１は、戻り光２０８の光強度を電圧信号に変換し、その電圧信号を用いて、被検眼Ｅの眼底画像（ＡＯＳＬＯ画像）が構成される。本実施形態では、ヘッド部１１０の光学系の全体を主にレンズを用いた屈折光学系を用いて構成しているが、レンズの代わりに球面ミラーを用いた反射光学系によっても構成することができる。また、本実施形態では、戻り光２０８の波面を補正して被検眼において発生する収差を補正する波面補正デバイスとして反射型の空間光変調器２５９を用いたが、透過型の空間光変調器や、可変形状ミラーを用いても構成することができる。   The measurement light 206-1 becomes return light 208 reflected or scattered by the fundus Er of the eye E to be examined, travels back in the optical path, and enters the detector 238-1 via the optical coupler 231. The detector 238-1 converts the light intensity of the return light 208 into a voltage signal, and a fundus image (AOSLO image) of the eye E is constructed using the voltage signal. In the present embodiment, the entire optical system of the head unit 110 is mainly configured by using a refractive optical system using a lens, but may be configured by a reflective optical system using a spherical mirror instead of the lens. it can. In the present embodiment, the reflective spatial light modulator 259 is used as a wavefront correction device that corrects the wavefront of the return light 208 and corrects the aberration generated in the eye to be examined. Alternatively, a deformable mirror can be used.

≪ＡＯＳＬＯ装置１１１≫
まず、図２−１に示すＡＯＳＬＯ装置１１１について説明する。 ≪AOSLO device 111≫
First, the AOSLO apparatus 111 shown in FIG.

ここでは、まず、光源２０１−１の周辺について説明する。
光源２０１−１は、例えば、代表的な低コヒーレント光源であるＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）である。光源２０１−１から出射された光の波長は８４０ｎｍ程度でバンド幅は５０ｎｍ程度である。ここでは、光源２０１−１として、スペックルノイズの少ない眼底画像（ＡＯＳＬＯ画像）を取得するために低コヒーレント光源を選択している。また、光源２０１−１の種類としては、ここでは、ＳＬＤを採用したが、低コヒーレント光が出射できればよく、例えばＡＳＥ（Ａｍｐｌｉｆｉｅｄ Ｓｐｏｎｔａｎｅｏｕｓ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ）等を用いることも可能である。また、光源２０１−１から出射された光は、被検眼Ｅを測定することを鑑みると、近赤外光が適する。さらに、光源２０１−１から出射された光の波長は、得られる眼底画像（ＡＯＳＬＯ画像）の横方向の分解能に影響するため、なるべく短波長であることが望ましく、このため、ここでは８４０ｎｍ程度としている。なお、観察対象の測定部位によっては、他の波長を選んでもよい。光源２０１−１から出射された光は、シングルモード光ファイバ２３０−１と光カプラー２３１とを介して、参照光２０５と測定光２０６−１とに、例えば９０：１０の割合で分割される。また、光ファイバ２３０−２及びシングルモード光ファイバ２３０−４には、それぞれ、偏光コントローラ２５３−２及び２５３−４が設けられている。 Here, the periphery of the light source 201-1 will be described first.
The light source 201-1 is, for example, a super luminescent diode (SLD) that is a typical low-coherent light source. The wavelength of the light emitted from the light source 201-1 is about 840 nm and the bandwidth is about 50 nm. Here, a low-coherent light source is selected as the light source 201-1 in order to acquire a fundus image (AOSLO image) with less speckle noise. As the type of the light source 201-1, an SLD is used here, but it is sufficient that low-coherent light can be emitted. For example, ASE (Amplified Spontaneous Emission) can also be used. Moreover, near-infrared light is suitable for the light emitted from the light source 201-1, in view of measuring the eye E. Furthermore, since the wavelength of the light emitted from the light source 201-1 affects the lateral resolution of the obtained fundus image (AOSLO image), it is desirable that the wavelength be as short as possible. Yes. Other wavelengths may be selected depending on the measurement site to be observed. The light emitted from the light source 201-1 is split into the reference light 205 and the measurement light 206-1 at a ratio of 90:10, for example, via the single mode optical fiber 230-1 and the optical coupler 231. In addition, polarization controllers 253-2 and 253-4 are provided in the optical fiber 230-2 and the single mode optical fiber 230-4, respectively.

次いで、参照光２０５の光路について説明する。
光カプラー２３１によって分割された参照光２０５は、光ファイバ２３０−２を介して、光量測定器２６４に入射される。光量測定器２６４は、参照光２０５の光量を測定し、測定光２０６−１の光量をモニターする用途に用いられる。 Next, the optical path of the reference light 205 will be described.
The reference light 205 divided by the optical coupler 231 is incident on the light quantity measuring device 264 via the optical fiber 230-2. The light quantity measuring device 264 is used for the purpose of measuring the light quantity of the reference light 205 and monitoring the light quantity of the measuring light 206-1.

次いで、測定光２０６−１の光路について説明する。
光カプラー２３１によって分割された測定光２０６−１は、シングルモード光ファイバ２３０−４を介してレンズ２３５−１に導かれ、ビーム径が４ｍｍ程度の平行光になるように調整される。測定光２０６−１は、ビームスプリッタ２５８−１を通過し、レンズ２３５−５〜２３５−６を通過し、空間光変調器２５９に入射する。ここで、空間光変調器２５９は、制御ＰＣ１５０からドライバ部２８０内の空間光変調器駆動ドライバ２８１を介して制御される。続いて、測定光２０６−１は、空間光変調器２５９において変調され、レンズ２３５−７〜２３５−８を通過し、ＸＹスキャナ２１９−１のミラーに入射される。図２−１では簡略化のため、ＸＹスキャナ２１９−１は１つのミラーとして記したが、実際にはＸスキャナとＹスキャナとの２枚のミラーが近接して配置され、網膜（眼底Ｅｒ）上を光軸に垂直な方向にラスタースキャンするものである。また、測定光２０６−１の中心は、ＸＹスキャナ２１９−１のミラーの回転中心と一致するように調整されている。 Next, the optical path of the measurement light 206-1 will be described.
The measurement light 206-1 split by the optical coupler 231 is guided to the lens 235-1 via the single mode optical fiber 230-4, and is adjusted so as to be parallel light having a beam diameter of about 4 mm. The measurement light 206-1 passes through the beam splitter 258-1, passes through the lenses 235-5 to 235-6, and enters the spatial light modulator 259. Here, the spatial light modulator 259 is controlled from the control PC 150 via the spatial light modulator driver 281 in the driver unit 280. Subsequently, the measurement light 206-1 is modulated by the spatial light modulator 259, passes through the lenses 235-7 to 235-8, and is incident on the mirror of the XY scanner 219-1. In FIG. 2A, for simplification, the XY scanner 219-1 is shown as one mirror, but in reality, two mirrors of the X scanner and the Y scanner are arranged close to each other, and the retina (fundus Er) Raster scanning is performed in the direction perpendicular to the optical axis. Further, the center of the measurement light 206-1 is adjusted to coincide with the center of rotation of the mirror of the XY scanner 219-1.

ＸＹスキャナ２１９−１の構成要素であるＸスキャナは、測定光２０６−１を紙面に平行な方向に走査するスキャナであり、ここでは共振型スキャナを用いている。このＸスキャナの駆動周波数は、約７．９ｋＨｚである。また、ＸＹスキャナ２１９−１の構成要素であるＹスキャナは、測定光２０６−１を紙面に垂直な方向に走査するスキャナであり、ここではガルバノスキャナを用いている。このＹスキャナの駆動波形はのこぎり波であり、駆動周波数は約３２Ｈｚ、デューティ比は１６％程度である。このＹスキャナの駆動周波数は、ＡＯＳＬＯ装置１１１により撮像されるＡＯＳＬＯ画像のフレームレートを決定する重要なパラメータである。ＸＹスキャナ２１９−１は、制御ＰＣ１５０からドライバ部２８０内の光スキャナ駆動ドライバ２８２を介して制御される。   The X scanner, which is a constituent element of the XY scanner 219-1, is a scanner that scans the measurement light 206-1 in a direction parallel to the paper surface. Here, a resonance scanner is used. The driving frequency of this X scanner is about 7.9 kHz. The Y scanner, which is a constituent element of the XY scanner 219-1, is a scanner that scans the measurement light 206-1 in a direction perpendicular to the paper surface. Here, a galvano scanner is used. The drive waveform of this Y scanner is a sawtooth wave, the drive frequency is about 32 Hz, and the duty ratio is about 16%. The driving frequency of the Y scanner is an important parameter that determines the frame rate of the AOSLO image captured by the AOSLO device 111. The XY scanner 219-1 is controlled from the control PC 150 via the optical scanner driving driver 282 in the driver unit 280.

レンズ２３５−９〜２３５−１０は、被検眼Ｅの網膜（眼底Ｅｒ）を走査するための光学系であり、測定光２０６−１を被検眼Ｅの瞳孔中心を支点として、網膜（眼底Ｅｒ）をスキャンする役割がある。本実施形態では、測定光２０６−１のビーム径を４ｍｍ程度としているが、より高分解能な画像を取得するためにビーム径をより大径化してもよい。また、電動ステージ２１７−１は、付随するレンズ２３５−１０の位置を矢印で図示する方向に移動し、測定光２０６−１のフォーカスを調整することができる。電動ステージ２１７−１は、制御ＰＣ１５０からドライバ部２８０内の電動ステージ駆動ドライバ２８３を介して制御される。   The lenses 235-9 to 235-10 are optical systems for scanning the retina (fundus Er) of the eye E, and the retina (fundus Er) with the measurement light 206-1 as the fulcrum center of the pupil of the eye E. Has the role of scanning. In the present embodiment, the beam diameter of the measurement light 206-1 is about 4 mm, but the beam diameter may be increased in order to acquire a higher resolution image. In addition, the electric stage 217-1 can adjust the focus of the measurement light 206-1 by moving the position of the associated lens 235-10 in the direction indicated by the arrow. The electric stage 217-1 is controlled from the control PC 150 via the electric stage drive driver 283 in the driver unit 280.

レンズ２３５−１０の位置を調整することで、被検眼Ｅの網膜（眼底Ｅｒ）の所定の層に、測定光２０６−１を合焦し観察することが可能になる。また、被検眼Ｅが屈折異常を有している場合にも対応できる。   By adjusting the position of the lens 235-10, it is possible to focus the measurement light 206-1 on a predetermined layer of the retina (fundus Er) of the eye E to be observed. Moreover, it can respond also to the case where the eye E has a refractive error.

続いて、測定光２０６−１が被検眼Ｅに入射すると、網膜（眼底Ｅｒ）からの反射や散乱により戻り光２０８となり、再び光カプラー２３１に導かれ、シングルモード光ファイバ２３０−３を介してディテクター２３８−１に到達する。このディテクター２３８−１は、例えば、高速・高感度な光センサであるＡＰＤ（Ａｖａｌａｎｃｈｅ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）やＰＭＴ（Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ Ｔｕｂｅ）が用いられる。   Subsequently, when the measurement light 206-1 is incident on the eye E, it becomes return light 208 due to reflection or scattering from the retina (fundus Er), and is guided again to the optical coupler 231 via the single mode optical fiber 230-3. Reach detector 238-1. As the detector 238-1, for example, an APD (Avalanche Photo Diode) or a PMT (Photomultiplier Tube) which is a high-speed and high-sensitivity optical sensor is used.

ＡＯＳＬＯ装置１１１内のレンズ２３５やＸＹスキャナ２１９−１のミラー等は、光源２０１−１からの光（具体的には測定光２０６−１）を被検眼Ｅの眼底Ｅｒに導くとともに、当該光の眼底Ｅｒからの戻り光２０８を受光するための光学手段を構成する。また、レンズ２３５−１０を含む電動ステージ２１７−１は、上述した光学手段のフォーカスに係る位置を調整する調整手段を構成する。また、波面センサ２５５（更に制御ＰＣ１５０）は、戻り光２０８に基づいて被検眼Ｅにおいて発生する収差を測定する測定手段を構成する。また、空間光変調器２５９（更に制御ＰＣ１５０）は、波面センサ２５５等で測定された被検眼Ｅにおいて発生する収差を補正する補正手段を構成する。ディテクター２３８−１（更に制御ＰＣ１５０）は、戻り光２０８を受光して眼底Ｅｒにおける眼底画像を撮像する撮像手段を構成する。   The lens 235 in the AOSLO device 111, the mirror of the XY scanner 219-1, and the like guide light from the light source 201-1 (specifically, measurement light 206-1) to the fundus Er of the eye E, and Optical means for receiving the return light 208 from the fundus Er is configured. The electric stage 217-1 including the lens 235-10 constitutes an adjusting unit that adjusts the position of the optical unit related to the focus. Further, the wavefront sensor 255 (further, the control PC 150) constitutes a measurement unit that measures the aberration generated in the eye E based on the return light 208. Further, the spatial light modulator 259 (further, the control PC 150) constitutes a correction unit that corrects the aberration generated in the eye E measured by the wavefront sensor 255 or the like. The detector 238-1 (and the control PC 150) constitutes an imaging unit that receives the return light 208 and captures a fundus image on the fundus Er.

≪ＷＦＳＬＯ装置１１２≫
次に、図２−１に示すＷＦＳＬＯ装置１１２について説明する。
ＷＦＳＬＯ装置１１２の構成は、基本的には、ＡＯＳＬＯ装置１１１と同様の構成となっている。そのため、ＷＦＳＬＯ装置１１２の説明において、ＡＯＳＬＯ装置１１１と重複する部分ついては説明を省略する。 ≪WFSLO device 112≫
Next, the WFSLO apparatus 112 shown in FIG.
The configuration of the WFSLO device 112 is basically the same as that of the AOSLO device 111. Therefore, in the description of the WFSLO device 112, the description of the same part as the AOSLO device 111 is omitted.

光源２０１−２から出射された光は、レンズ２３５−１１〜２３５−１２、レンズ２３５−２、ＸＹスキャナ２１９−２、レンズ２３５−１３〜２３５−１４、ダイクロイックミラー２７０−３〜２７０−１等を介して観察対象である被検眼Ｅに導かれる。光源２０１−２は、ＡＯＳＬＯ装置１１１の光源２０１−１と同様にＳＬＤである。光源２０１−２から出射された光の波長は９２０ｎｍ程度でバンド幅２０ｎｍ程度である。   Light emitted from the light source 201-2 includes lenses 235-11 to 235-12, a lens 235-2, an XY scanner 219-2, lenses 235-13 to 235-14, dichroic mirrors 270-3 to 270-1, and the like. Through the eye E to the eye E to be observed. The light source 201-2 is an SLD like the light source 201-1 of the AOSLO apparatus 111. The wavelength of the light emitted from the light source 201-2 is about 920 nm and the bandwidth is about 20 nm.

次いで、測定光２０６−２の光路について説明する。
光源２０１−２から射出された測定光２０６−２は、レンズ２３５−１１〜２３５−１２、レンズ２３５−２、ＸＹスキャナ２１９−２、レンズ２３５−１３〜２３５−１４、ダイクロイックミラー２７０−３〜２７０−１等を介して被検眼Ｅに導かれる。ＸＹスキャナ２１９−２の構成要素であるＸスキャナは、測定光２０６−２を紙面に平行な方向に走査するスキャナであり、ここでは共振型スキャナを用いている。このＸスキャナの駆動周波数は、約３．９ｋＨｚである。また、ＸＹスキャナ２１９−２の構成要素であるＹスキャナは、測定光２０６−２を紙面に垂直な方向に走査するスキャナであり、ここでは、ガルバノスキャナを用いている。このＹスキャナの駆動波形はのこぎり波であり、駆動周波数は約１５Ｈｚ、デューティ比は１６％程度である。このＹスキャナの駆動周波数は、ＷＦＳＬＯ装置１１２により撮像されるＷＦＳＬＯ画像のフレームレートを決定する重要なパラメータである。測定光２０６−２のビーム径は１ｍｍであるが、より高分解能な画像を取得するために、測定光２０６−２のビーム径を、より大径化してもよい。測定光２０６−２は、被検眼Ｅに入射すると、網膜（眼底Ｅｒ）からの反射や散乱により戻り光２０８となり、ダイクロイックミラー２７０−１〜２７０−３、レンズ２３５−１４〜２３５−１３、ＸＹスキャナ２１９−２、レンズ２３５−２〜２３５−４、ビームスプリッタ２５８−２等を介してディテクター２３８−２に到達する。 Next, the optical path of the measurement light 206-2 will be described.
The measurement light 206-2 emitted from the light source 201-2 includes lenses 235-11 to 235-12, a lens 235-2, an XY scanner 219-2, lenses 235-13 to 235-14, and a dichroic mirror 270-3. It is guided to the eye E through 270-1 and the like. The X scanner, which is a constituent element of the XY scanner 219-2, is a scanner that scans the measurement light 206-2 in a direction parallel to the paper surface, and here, a resonant scanner is used. The driving frequency of this X scanner is about 3.9 kHz. The Y scanner, which is a constituent element of the XY scanner 219-2, is a scanner that scans the measurement light 206-2 in a direction perpendicular to the paper surface. Here, a galvano scanner is used. The drive waveform of this Y scanner is a sawtooth wave, the drive frequency is about 15 Hz, and the duty ratio is about 16%. The driving frequency of the Y scanner is an important parameter that determines the frame rate of the WFSLO image captured by the WFSLO device 112. The beam diameter of the measurement light 206-2 is 1 mm, but the beam diameter of the measurement light 206-2 may be increased in order to obtain a higher resolution image. When the measurement light 206-2 is incident on the eye E, it becomes return light 208 due to reflection and scattering from the retina (fundus Er), dichroic mirrors 270-1 to 270-3, lenses 235-14 to 235-13, and XY. The light reaches the detector 238-2 via the scanner 219-2, lenses 235-2 to 235-4, beam splitter 258-2, and the like.

≪ビーコン装置１１３≫
次に、図２−１に示す、被検眼Ｅにおいて発生する収差を測定するためのビーコン装置１１３について説明する。
光源２０１−３から射出された測定光２０６−３は、レンズ２３５−１５〜２３５−１６、ダイクロイックミラー２７０−４，２７０−２，２７０−１等を介して観察対象である被検眼Ｅに導かれる。ここで、測定光２０６−３は、角膜Ｅｃからの反射を避けるために、被検眼Ｅの中心から偏心して入射される。測定光２０６−３に基づく戻り光２０８の一部は、ダイクロイックミラー２７０−１、レンズ２３５−１０〜２３５−９、ＸＹスキャナ２１９−１、レンズ２３５−８〜２３５−７、空間光変調器２５９、レンズ２３５−６〜２３５−５、ビームスプリッタ２５８−１、ピンホール２９８を介して、波面センサ２５５に入射され、被検眼Ｅで発生する戻り光２０８の収差が測定される。ここで、ピンホール２９８は、戻り光２０８以外の不要光を遮蔽する目的で設置されている。波面センサ２５５は、制御ＰＣ１５０に電気的に接続されている。波面センサ２５５は、シャックハルトマン方式の波面センサであり、測定レンジは−１０Ｄ〜＋５Ｄとなっている。得られた収差は、ツェルニケ多項式を用いて表現され、これは被検眼Ｅによる収差を示している。ツェルニケ多項式は、チルト（傾き）の項、デフォーカスの項、アスティグマ（非点収差）の項、コマの項、トリフォイルの項等からなる。なお、光源２０１−３から出射される測定光２０６−３の中心波長は７６０ｎｍ程度で波長幅は２０ｎｍ程度である。ここで、角膜ＥｃとＸＹスキャナ２１９−１と波面センサ２５５と空間光変調器２５９とは、光学的に共役になるようレンズ２３５−５〜２３５−１０等が配置されている。そのため、波面センサ２５５は、被検眼Ｅにおいて発生する収差を測定することが可能になっている。また、空間光変調器２５９は、被検眼Ｅにおいて発生する収差を補正することが可能になっている。 ≪Beacon device 113≫
Next, the beacon device 113 for measuring the aberration generated in the eye E shown in FIG.
The measurement light 206-3 emitted from the light source 201-3 is guided to the eye E to be observed through the lenses 235-15 to 235-16, the dichroic mirrors 270-4, 270-2, 270-1, and the like. It is burned. Here, the measurement light 206-3 is incident eccentrically from the center of the eye E to avoid reflection from the cornea Ec. A part of the return light 208 based on the measurement light 206-3 includes a dichroic mirror 270-1, lenses 235-10 to 235-9, an XY scanner 219-1, lenses 235-8 to 235-7, and a spatial light modulator 259. The aberration of the return beam 208 incident on the wavefront sensor 255 and generated by the eye E is measured through the lenses 235-6 to 235-5, the beam splitter 258-1, and the pinhole 298. Here, the pinhole 298 is installed for the purpose of shielding unnecessary light other than the return light 208. The wavefront sensor 255 is electrically connected to the control PC 150. The wavefront sensor 255 is a Shack-Hartmann wavefront sensor and has a measurement range of −10D to + 5D. The obtained aberration is expressed using a Zernike polynomial, which indicates the aberration due to the eye E. The Zernike polynomial is composed of a tilt (tilt) term, a defocus term, an stigma (astigmatism) term, a coma term, a trifoil term, and the like. The center wavelength of the measurement light 206-3 emitted from the light source 201-3 is about 760 nm and the wavelength width is about 20 nm. Here, the cornea Ec, the XY scanner 219-1, the wavefront sensor 255, and the spatial light modulator 259 are arranged with lenses 235-5 to 235-10 and the like so as to be optically conjugate. Therefore, the wavefront sensor 255 can measure the aberration generated in the eye E. Further, the spatial light modulator 259 can correct the aberration generated in the eye E.

≪固視灯表示装置１１４≫
固視灯２５６は、発光型のディスプレイモジュールからなり、表示面（□２７ｍｍ、１２８画素×１２８画素）をＸＹ平面に有する。ここでは、表示面として、液晶、有機ＥＬ、ＬＥＤアレイ等を用いることができる。被検眼Ｅが、固視灯２５６からの光束２５７を注視することで、被検眼Ｅの固視或いは回旋が促される。 ≪Fixed light display device 114≫
The fixation lamp 256 is formed of a light emitting display module, and has a display surface (□ 27 mm, 128 pixels × 128 pixels) on the XY plane. Here, a liquid crystal, an organic EL, an LED array, or the like can be used as the display surface. The eye E to be examined gazes at the light flux 257 from the fixation lamp 256, and thus the eye E to be examined is fixed or rotated.

図２−２は、図２−１に示す固視灯２５６の表示面の一例を示す図である。
固視灯２５６の表示面には、例えば図２−２に示すように、任意の点灯位置２６５に十字のパターンが点滅して表示される。固視灯２５６からの光束２５７は、レンズ２３５−１７〜２３５−１８、ダイクロイックミラー２７０−３〜２７０−１等を介して、網膜（眼底Ｅｒ）に導かれる。また、レンズ２３５−１７及び２３５−１８は、固視灯２５６の表示面と網膜（眼底Ｅｒ）とが光学的に共役になるよう配置される。また、固視灯２５６は、制御ＰＣ１５０からドライバ部２８０内の固視灯駆動ドライバ２８４を介して制御される。 FIG. 2-2 is a diagram illustrating an example of a display surface of the fixation lamp 256 illustrated in FIG.
On the display surface of the fixation lamp 256, for example, as shown in FIG. 2-2, a cross pattern blinks and is displayed at an arbitrary lighting position 265. A light beam 257 from the fixation lamp 256 is guided to the retina (fundus Er) through the lenses 235-17 to 235-18, the dichroic mirrors 270-3 to 270-1, and the like. Further, the lenses 235-17 and 235-18 are arranged so that the display surface of the fixation lamp 256 and the retina (fundus Er) are optically conjugate. The fixation lamp 256 is controlled from the control PC 150 via the fixation lamp driving driver 284 in the driver unit 280.

≪前眼部観察装置１１５≫
次に、図２−１に示す前眼部観察装置１１５について説明する。 ≪Anterior segment observation device 115≫
Next, the anterior segment observation apparatus 115 shown in FIG.

前眼部照明光源２０１−４から照射された光は、被検眼Ｅを照らし、その反射光がダイクロイックミラー２７０−１，２７０−２，２７０−４、レンズ２３５−１９〜２３５−２０を介してＣＣＤカメラ２６０に入射する。前眼部照明光源２０１−４は、例えば、中心波長７４０ｎｍ程度の光を出射するＬＥＤである。   The light emitted from the anterior segment illumination light source 201-4 illuminates the eye E, and the reflected light passes through the dichroic mirrors 270-1, 270-2, 270-4 and the lenses 235-19 to 235-20. The light enters the CCD camera 260. The anterior segment illumination light source 201-4 is, for example, an LED that emits light having a center wavelength of about 740 nm.

≪フォーカス、シャッター、乱視補正≫
以上のように、ヘッド部１１０は、ＡＯＳＬＯ装置１１１、ＷＦＳＬＯ装置１１２、ビーコン装置１１３、固視灯表示装置１１４、及び、前眼部観察装置１１５の光学系を内蔵して構成されている。このうち、ＡＯＳＬＯ装置１１１、ＷＦＳＬＯ装置１１２、ビーコン装置１１３及び固視灯表示装置１１４は、それぞれ、個別に電動ステージ２１７−１〜２１７−４を持ち、４つの電動ステージを連動させて動かすことによりフォーカスを調整している。但し、個別にフォーカスを調整したい場合には、個別に電動ステージを動かすことで調整可能である。 ≪Focus, shutter, astigmatism correction≫
As described above, the head unit 110 includes the optical systems of the AOSLO device 111, the WFSLO device 112, the beacon device 113, the fixation lamp display device 114, and the anterior eye observation device 115. Of these, the AOSLO device 111, the WFSLO device 112, the beacon device 113, and the fixation lamp display device 114 each have an electric stage 217-1 to 217-4, respectively, by moving the four electric stages in conjunction with each other. The focus is adjusted. However, if it is desired to adjust the focus individually, it can be adjusted by individually moving the electric stage.

また、ＡＯＳＬＯ装置１１１、ＷＦＳＬＯ装置１１２及びビーコン装置１１３は、それぞれシャッター（不図示）を備え、シャッターの開閉により個別に被検眼Ｅに光を入射させるか否かを制御できる。ここではシャッターを用いたが、光源２０１−１〜光源２０１−３を直接ＯＮ／ＯＦＦすることにより、制御することもできる。同様に、前眼部観察装置１１５及び固視灯表示装置１１４についても、それぞれ、前眼部照明光源２０１−４及び固視灯２５６をＯＮ／ＯＦＦにより制御可能である。また、レンズ２３５−１０は交換可能になっており、被検眼Ｅによる収差（屈折異常）に合わせて球面レンズやシリンドリカルレンズを用いることができる。また１個のレンズに限らず、複数のレンズを組み合わせて設置することも可能である。   Each of the AOSLO device 111, the WFSLO device 112, and the beacon device 113 includes a shutter (not shown), and can control whether light is incident on the eye E individually by opening and closing the shutter. Although the shutter is used here, it can be controlled by directly turning on / off the light source 201-1 to light source 201-3. Similarly, for the anterior segment observation device 115 and the fixation lamp display device 114, the anterior segment illumination light source 201-4 and the fixation lamp 256 can be controlled by ON / OFF, respectively. Further, the lens 235-10 can be exchanged, and a spherical lens or a cylindrical lens can be used according to the aberration (refractive abnormality) caused by the eye E. In addition to a single lens, a plurality of lenses may be installed in combination.

≪波長≫
図３は、図２−１に示すＡＯＳＬＯ装置１１１、ＷＦＳＬＯ装置１１２、ビーコン装置１１３、固視灯表示装置１１４、及び、前眼部観察装置１１５に用いられている光源の波長分布の一例を示す図である。本実施形態では、それぞれの光をダイクロイックミラー２７０−１〜２７０−４で分けるために、それぞれ異なる波長帯になるようにしている。なお、図３は各光源の波長の違いを示すものであり、その強度及びスペクトル形状を規定するものではない。 << Wavelength >>
FIG. 3 shows an example of the wavelength distribution of the light source used in the AOSLO device 111, the WFSLO device 112, the beacon device 113, the fixation lamp display device 114, and the anterior segment observation device 115 shown in FIG. FIG. In this embodiment, in order to divide each light by the dichroic mirrors 270-1 to 270-4, the respective wavelength bands are different. In addition, FIG. 3 shows the difference in wavelength of each light source, and does not define the intensity and spectrum shape.

＜制御ＰＣ１５０による画像化＞
次に、制御ＰＣ１５０による画像化の方法について説明する。
ディテクター２３８−１に入射された光は、当該ディテクター２３８−１で光電変換され、制御ＰＣ１５０内のＡＤボード２７６−１においてデジタル値に変換される。さらに、制御ＰＣ１５０において、ＸＹスキャナ２１９−１の動作や駆動周波数と同期したデータ処理が行われ、ＡＯＳＬＯ画像が形成される。ここで、ＡＤボード２７６−１の取り込み速度は、約１５ＭＨｚである。 <Imaging by control PC 150>
Next, an imaging method by the control PC 150 will be described.
The light incident on the detector 238-1 is photoelectrically converted by the detector 238-1 and converted into a digital value by the AD board 276-1 in the control PC 150. Further, in the control PC 150, data processing synchronized with the operation and driving frequency of the XY scanner 219-1 is performed, and an AOSLO image is formed. Here, the capturing speed of the AD board 276-1 is about 15 MHz.

また、ＷＦＳＬＯ装置１１２において、ディテクター２３８−２で得られた電圧信号は、制御ＰＣ１５０内のＡＤボード２７６−２においてデジタル値に変換され、ＷＦＳＬＯ画像が形成される。   In the WFSLO device 112, the voltage signal obtained by the detector 238-2 is converted into a digital value by the AD board 276-2 in the control PC 150, and a WFSLO image is formed.

＜眼科装置１００の制御方法における処理手順＞
次に、本実施形態に係る眼科装置１００の制御方法における処理手順について説明する。眼科装置１００における観察対象としては、眼底Ｅｒの様々な組織が想定されるが、ここでは視細胞層を想定した例について説明する。 <Processing Procedure in Control Method of Ophthalmic Device 100>
Next, a processing procedure in the control method of the ophthalmologic apparatus 100 according to the present embodiment will be described. As an observation target in the ophthalmologic apparatus 100, various tissues of the fundus Er are assumed. Here, an example in which a photoreceptor cell layer is assumed will be described.

また、ここでは、上述したように、収差補正の工程と、ＡＯＳＬＯ画像を取得する工程とを連続して行う制御方法を用いる場合について説明する。このため、本発明は、この収差補正の工程とＡＯＳＬＯ画像を取得する工程とを同時に行う制御方法を用いた場合についても適用することができる。   Further, here, as described above, a case will be described in which a control method is used in which the aberration correction process and the AOSLO image acquisition process are continuously performed. Therefore, the present invention can also be applied to a case where a control method that simultaneously performs the aberration correction process and the AOSLO image acquisition process is used.

図４−１は、本発明の実施形態に係る眼科装置１００の制御方法における処理手順の一例を示すフローチャートである。   FIG. 4A is a flowchart illustrating an example of a processing procedure in the control method of the ophthalmologic apparatus 100 according to the embodiment of the present invention.

まず、工程１において、制御ＰＣ１５０は、各種の確認処理を行う。   First, in step 1, the control PC 150 performs various confirmation processes.

具体的に、制御ＰＣ１５０を含む眼科装置１００の電源がオンされると、制御ＰＣ１５０は、測定用の制御ソフトを起動して、図５に示す制御ソフト画面５００を液晶モニター１４０に表示する処理を行う。ここで、図５は、本発明の実施形態を示し、図１の液晶モニター１４０に表示される制御ソフト画面５００の一例を示す図である。その後、被検者に顔を顔受け部１３０にセットしてもらう。   Specifically, when the power of the ophthalmologic apparatus 100 including the control PC 150 is turned on, the control PC 150 starts the measurement control software and displays the control software screen 500 shown in FIG. Do. Here, FIG. 5 is a diagram showing an example of the control software screen 500 displayed on the liquid crystal monitor 140 of FIG. 1 according to the embodiment of the present invention. Thereafter, the subject is asked to set the face on the face receiving unit 130.

続いて、工程２において、制御ＰＣ１５０は、前眼部観察装置１１５を制御して、被検眼Ｅの前眼部画像を取得する処理を行う。   Subsequently, in step 2, the control PC 150 performs processing for controlling the anterior segment observation device 115 to acquire an anterior segment image of the eye E.

具体的に、検者が図５に示す制御ソフト画面５００の実行ボタン５０１を押すと、制御ＰＣ１５０は、前眼部画像を取得し、取得した前眼部画像を前眼部モニター５１２に表示する処理を行う。そして、前眼部モニター５１２の画面中央に被検眼Ｅの瞳孔の中心が正しく表示されていない場合には、検者は、まず、ジョイスティック１６０を用いてヘッド部１１０を略正しい位置に動かす。さらに、調整が必要な場合には、検者は、制御ソフト画面５００上の電動ステージスライダー５０３を押し、顎受け駆動部１３２を微動させる。ここで、前眼部モニター５１２に表示される前眼部画像の位置及び当該前眼部画像のフォーカスが適切になるように調整することで、被検眼Ｅとヘッド部１１０との位置関係が良好に保持される。   Specifically, when the examiner presses the execution button 501 of the control software screen 500 shown in FIG. 5, the control PC 150 acquires the anterior ocular segment image and displays the acquired anterior ocular segment image on the anterior ocular segment monitor 512. Process. If the center of the pupil of the eye E is not correctly displayed at the center of the screen of the anterior segment monitor 512, the examiner first moves the head unit 110 to a substantially correct position using the joystick 160. Further, when adjustment is necessary, the examiner presses the electric stage slider 503 on the control software screen 500 to finely move the chin rest driving unit 132. Here, the positional relationship between the eye E to be examined and the head unit 110 is good by adjusting the position of the anterior segment image displayed on the anterior segment monitor 512 and the focus of the anterior segment image appropriately. Retained.

前眼部モニター５１２に略正しい状態で前眼部画像が表示されると、続いて、工程３において、制御ＰＣ１５０は、ＷＦＳＬＯ装置１１２を制御して、被検眼Ｅの眼底ＥｒにおけるＷＦＳＬＯ画像を取得する処理を行う。そして、制御ＰＣ１５０は、取得したＷＦＳＬＯ画像をＷＦＳＬＯモニター５１５に表示する処理を行う。   When the anterior ocular segment image is displayed in a substantially correct state on the anterior ocular segment monitor 512, subsequently, in step 3, the control PC 150 controls the WFSLO device 112 to acquire the WFSLO image of the fundus Er of the eye E to be examined. Perform the process. Then, the control PC 150 performs processing for displaying the acquired WFSLO image on the WFSLO monitor 515.

その後、検者は、固視灯位置モニター５１３で固視灯２５６を中央位置に設定し、被検眼Ｅの視線を中心に誘導する。次いで、検者は、ＷＦＳＬＯ強度モニター５１６を見ながら、フォーカス調整スライダー５０４を調整して、ＷＦＳＬＯ強度が大きくなるように調整する。ここで、所要時間短縮の観点から、事前に取得した被検眼Ｅの視度（単位：ディオプター）をフォーカス調整スライダー５０４に入力してから、フォーカス調整スライダー５０４を調整することが望ましい。また、ＷＦＳＬＯ強度モニター５１６には、横軸が時間、縦軸が信号強度となっており、ＷＦＳＬＯ装置１１２で検出された信号強度が時系列に表示される。ここで、検者がフォーカス調整スライダー５０４を調整すると、制御ＰＣ１５０は、レンズ２３５−１０，２３５−１４，２３５−１６，２３５−１８の位置を同時に調整する。そして、ＷＦＳＬＯモニター５１５にＷＦＳＬＯ画像が鮮明に表示された場合、検者はＷＦＳＬＯ記録ボタン５１７を押し、この操作に伴って、制御ＰＣ１５０は当該ＷＦＳＬＯ画像を所定のメモリに保存する制御を行う。   Thereafter, the examiner sets the fixation lamp 256 to the center position with the fixation lamp position monitor 513 and guides the eye E of the eye E to be centered. Next, the examiner adjusts the focus adjustment slider 504 while watching the WFSLO intensity monitor 516 so that the WFSLO intensity is increased. Here, from the viewpoint of shortening the required time, it is preferable to adjust the focus adjustment slider 504 after inputting the diopter (unit: diopter) of the eye E to be acquired in advance to the focus adjustment slider 504. In the WFSLO intensity monitor 516, the horizontal axis indicates time and the vertical axis indicates signal intensity, and the signal intensity detected by the WFSLO device 112 is displayed in time series. Here, when the examiner adjusts the focus adjustment slider 504, the control PC 150 simultaneously adjusts the positions of the lenses 235-10, 235-14, 235-16, 235-18. When the WFSLO image is clearly displayed on the WFSLO monitor 515, the examiner presses the WFSLO recording button 517, and in accordance with this operation, the control PC 150 performs control to save the WFSLO image in a predetermined memory.

続いて、工程４において、制御ＰＣ１５０は、検者による指定に基づき、ＡＯＳＬＯ画像を取得する位置であるＡＯＳＬＯ画像取得位置を決定する。   Subsequently, in step 4, the control PC 150 determines an AOSLO image acquisition position that is a position from which an AOSLO image is acquired based on designation by the examiner.

具体的に、検者がＷＦＳＬＯモニター５１５に表示されたＷＦＳＬＯ画像を確認し、ＡＯＳＬＯ画像を取得したい位置を指定すると、制御ＰＣ１５０は、その位置がＷＦＳＬＯモニター５１５の中央にくるように被検眼Ｅの視線を誘導する制御を行う。ここで、ＡＯＳＬＯ画像取得位置を指定する手段としては、固視灯位置モニター５１３において固視灯２５６の位置を指定する方法や、ＷＦＳＬＯモニター５１５において所望の位置をクリックにより指定する方法等がある。なお、本実施形態においては、ＷＦＳＬＯモニター５１５上の画素と固視灯２５６の位置とを関連付けており、固視灯２５６の位置が自動的に移動し、被検眼Ｅの視線を所望の位置に誘導することができる。ＡＯＳＬＯ画像取得位置がＷＦＳＬＯモニター５１５の中央に移動すると、次の工程に移る。   Specifically, when the examiner confirms the WFSLO image displayed on the WFSLO monitor 515 and designates the position where the AOSLO image is to be acquired, the control PC 150 causes the eye E to be examined so that the position is at the center of the WFSLO monitor 515. Control to guide the line of sight. Here, as means for designating the AOSLO image acquisition position, there are a method of designating the position of the fixation lamp 256 on the fixation lamp position monitor 513, a method of designating a desired position on the WFSLO monitor 515 by clicking, and the like. In this embodiment, the pixel on the WFSLO monitor 515 is associated with the position of the fixation lamp 256, the position of the fixation lamp 256 is automatically moved, and the line of sight of the eye E to be examined is set to a desired position. Can be guided. When the AOSLO image acquisition position moves to the center of the WFSLO monitor 515, the process proceeds to the next step.

続いて、工程５において、制御ＰＣ１５０及び空間光変調器２５９は、被検眼Ｅにおいて発生する収差を補正する処理を行う。   Subsequently, in step 5, the control PC 150 and the spatial light modulator 259 perform a process of correcting the aberration generated in the eye E.

具体的に、まず、検者により収差測定ボタン５０６が押されると、制御ＰＣ１５０は、ＷＦＳＬＯ装置１１２の測定光２０６−２を遮断し、ビーコン装置１１３のシャッターを開いて測定光２０６−３を被検眼Ｅに照射する。次いで、制御ＰＣ１５０は、波面センサモニター５１４に、波面センサ２５５で検出されたハルトマン像を表示する。その後、制御ＰＣ１５０は、このハルトマン像から被検眼Ｅにおいて発生する収差を算出し、算出した収差を収差補正モニター５１１に表示する。この際、収差は、デフォーカス（ｄｅｆｏｃｕｓ）成分（単位：ディオプター）と、全ての収差量（単位：μｍＲＭＳ）とに分けて表示される。ここで、工程３において、測定光２０６−１及び測定光２０６−３のそれぞれのフォーカスレンズであるレンズ２３５−１０及びレンズ２３５−１６の位置が調整されているため、この工程で収差測定の準備が整っている。より詳細には、測定光２０６−３に対する戻り光２０８がピンホール２９８でけられることなく通過し、波面センサ２５５に到達する状態になっている。   Specifically, first, when the aberration measurement button 506 is pressed by the examiner, the control PC 150 blocks the measurement light 206-2 of the WFSLO device 112, opens the shutter of the beacon device 113, and receives the measurement light 206-3. Irradiate the optometry E. Next, the control PC 150 displays the Hartmann image detected by the wavefront sensor 255 on the wavefront sensor monitor 514. Thereafter, the control PC 150 calculates an aberration generated in the eye E from the Hartmann image, and displays the calculated aberration on the aberration correction monitor 511. At this time, the aberration is displayed separately for a defocus component (unit: diopter) and all aberration amounts (unit: μm RMS). Here, in step 3, since the positions of the lenses 235-10 and 235-16, which are the focus lenses of the measurement light 206-1 and the measurement light 206-3, are adjusted, preparation for aberration measurement is performed in this step. Is in place. More specifically, the return light 208 with respect to the measurement light 206-3 passes through the pinhole 298 without being lost and reaches the wavefront sensor 255.

ここで、検者により自動フォーカスボタン５２１が押されると、制御ＰＣ１５０は、デフォーカスの値が小さくなるように、レンズ２３５−１０，２３５−１４，２３５−１６，２３５−１８の位置を自動的に調整する。この時の調整されたレンズ２３５の位置をデフォーカス０Ｄ位置とする。ここでのデフォーカス成分は、小さいほど良く、例えば、−０．１Ｄから＋０．１Ｄまでの範囲に収めることが好適であるが、被検眼Ｅの状態によっては、−１．０Ｄ〜＋１．０Ｄまでの範囲であってもよい。   Here, when the autofocus button 521 is pressed by the examiner, the control PC 150 automatically positions the lenses 235-10, 235-14, 235-16, 235-18 so that the defocus value becomes small. Adjust to. The adjusted position of the lens 235 at this time is defined as a defocus 0D position. Here, the smaller the defocus component, the better. For example, it is preferable that the defocus component falls within a range from −0.1D to + 0.1D. However, depending on the state of the eye E, −1.0D to + 1.0D The range may be up to.

次いで、検者により収差補正ボタン５２２が押されると、制御ＰＣ１５０は、収差量が小さくなる方向に空間光変調器２５９を制御し、空間光変調器２５９は、被検眼において発生する収差を補正する。この際、制御ＰＣ１５０は、リアルタイムに収差量の値を表示する。ここで、本実施形態においては、収差量の値が事前に決めておいた閾値（例えば０．０３μｍＲＭＳ）以下になると、制御ＰＣ１５０は、自動的にＡＯＳＬＯ測定ボタン５０７を選択し、次の工程に移行する。この際、収差量の閾値は、任意に設定することができる。また、閾値以下にならない場合には、収差補正一時停止ボタン５０８を押すことにより収差補正を停止した後、ＡＯＳＬＯ測定ボタン５０７を押すことにより次の工程に移行する。   Next, when the aberration correction button 522 is pressed by the examiner, the control PC 150 controls the spatial light modulator 259 in a direction in which the amount of aberration decreases, and the spatial light modulator 259 corrects the aberration generated in the eye to be examined. . At this time, the control PC 150 displays the value of the aberration amount in real time. Here, in the present embodiment, when the value of the amount of aberration falls below a predetermined threshold value (for example, 0.03 μm RMS), the control PC 150 automatically selects the AOSLO measurement button 507 and proceeds to the next step. Transition. At this time, the threshold value of the aberration amount can be arbitrarily set. If the value does not fall below the threshold value, the aberration correction is stopped by pressing the aberration correction pause button 508, and then the AOSLO measurement button 507 is pressed to move to the next step.

続いて、工程６において、制御ＰＣ１５０は、ＡＯＳＬＯ装置１１１を制御して、被検眼Ｅの眼底ＥｒにおけるＡＯＳＬＯ画像を取得する処理を行う。   Subsequently, in step 6, the control PC 150 performs a process of controlling the AOSLO device 111 to acquire an AOSLO image on the fundus Er of the eye E to be examined.

具体的に、検者がＡＯＳＬＯ測定ボタン５０７を押すと、制御ＰＣ１５０は、ビーコン装置１１３の測定光２０６−３を遮断し、ＡＯＳＬＯ装置１１１のシャッターを開いて測定光２０６−１を被検眼Ｅの眼底Ｅｒに照射する。次いで、制御ＰＣ１５０は、ＡＯＳＬＯ装置１１１で得られた（収差補正済みの）ＡＯＳＬＯ画像を取得し、当該ＡＯＳＬＯ画像をＡＯＳＬＯモニター５１８に表示する処理を行う。また、ＡＯＳＬＯ強度モニター５１９には、ＷＦＳＬＯ強度モニター５１６と同様に、ＡＯＳＬＯ装置１１１で検出された信号強度が時系列に表示される。この信号強度が不十分な場合には、検者がＡＯＳＬＯ強度モニター５１９を見ながら、フォーカスや顎受け位置を調整し、信号強度が大きくなるように調整する。   Specifically, when the examiner presses the AOSLO measurement button 507, the control PC 150 blocks the measurement light 206-3 of the beacon device 113, opens the shutter of the AOSLO device 111, and sends the measurement light 206-1 to the eye E. Irradiate the fundus Er. Next, the control PC 150 performs processing for acquiring the AOSLO image (with aberration correction) obtained by the AOSLO device 111 and displaying the AOSLO image on the AOSLO monitor 518. Similarly to the WFSLO intensity monitor 516, the AOSLO intensity monitor 519 displays the signal intensity detected by the AOSLO apparatus 111 in time series. If the signal intensity is insufficient, the examiner adjusts the focus and chin rest position while looking at the AOSLO intensity monitor 519 so as to increase the signal intensity.

また、検者は、撮像条件設定ボタン５２３によって、撮像画角、フレームレート、撮像時間を指定することができる。例えば、撮像画角は眼底上で□０．６８ｍｍ、フレームレートは１６ｆｐｓ、撮像時間は１秒である。また、検者は、深さ調整スライダー５２４を調整して、レンズ２３５−１０を移動させ、被検眼Ｅの深さ方向の撮像範囲を調整することができる。具体的には、視細胞層の他に、神経線維層や色素上皮層等の所望の層の画像を取得することもできる。そして、ＡＯＳＬＯモニター５１８にＡＯＳＬＯ画像が鮮明に表示された場合、検者はＡＯＳＬＯ記録ボタン５２０を押し、この操作に伴って、制御ＰＣ１５０は当該ＡＯＳＬＯ画像を所定のメモリに保存する制御を行う。その後、測定光２０６−１は遮断される。   In addition, the examiner can specify an imaging angle of view, a frame rate, and an imaging time with the imaging condition setting button 523. For example, the imaging field angle is □ 0.68 mm on the fundus, the frame rate is 16 fps, and the imaging time is 1 second. The examiner can adjust the imaging range in the depth direction of the eye E by adjusting the depth adjustment slider 524 and moving the lens 235-10. Specifically, in addition to the photoreceptor layer, an image of a desired layer such as a nerve fiber layer or a pigment epithelium layer can also be acquired. When the AOSLO image is clearly displayed on the AOSLO monitor 518, the examiner presses the AOSLO recording button 520, and in accordance with this operation, the control PC 150 performs control to save the AOSLO image in a predetermined memory. Thereafter, the measurement light 206-1 is blocked.

続いて、工程７において、制御ＰＣ１５０は、ＡＯＳＬＯ装置１１１を制御して、被検眼Ｅの眼底Ｅｒにおける視細胞層にフォーカスしてＡＯＳＬＯ画像を取得する処理を行う。   Subsequently, in step 7, the control PC 150 controls the AOSLO device 111 to perform processing for acquiring an AOSLO image by focusing on the photoreceptor layer in the fundus Er of the eye E to be examined.

この工程７は、本発明の骨子となるところであるので、より詳しく以下に説明する。
多くの被検眼Ｅの場合、工程６を経た段階で、ＡＯＳＬＯ装置１１１の測定光２０６−１のフォーカスは、観察対象である眼底Ｅｒの視細胞層付近に概ね合った状態となる。ここで、眼底Ｅｒの視細胞層付近にフォーカスが合った状態になるか否かは、被検眼Ｅの光学的な状態（濁り等）や、固視微動の程度、撮像部位によるものであり、確実に視細胞層に合った状態となるというものではない。特に、視神経乳頭付近は、神経線維層等の光学的な影響が大きいため、当該フォーカスの調整範囲を変更することが有効である。 This step 7 is the point of the present invention, and will be described in more detail below.
In the case of many eyes E, after the step 6, the focus of the measurement light 206-1 of the AOSLO device 111 is substantially in the vicinity of the photoreceptor layer of the fundus Er to be observed. Here, whether or not the vicinity of the photoreceptor layer of the fundus Er is in a focused state depends on the optical state of the eye E (turbidity, etc.), the degree of fixation micromotion, and the imaging site. It is not necessarily in a state that fits the photoreceptor layer. In particular, since the optical influence of the nerve fiber layer or the like is large near the optic nerve head, it is effective to change the focus adjustment range.

本工程７は、工程６を経てもフォーカスが視細胞層付近に合った状態にならない場合や、工程６を経た後にフォーカスの微調整を行いたい場合に好適である。ここでは、後者のフォーカスの微調整を行いたい場合について説明する。   This step 7 is suitable when the focus does not reach the vicinity of the photoreceptor layer even after the step 6, or when it is desired to finely adjust the focus after the step 6. Here, the latter case where fine adjustment of the focus is desired will be described.

また、ここでは、フォーカスの調整範囲を工程５が終わった時点であるデフォーカス０Ｄ位置から、±０．５Ｄの範囲において０．１Ｄのステップでフォーカスの微調整を行うことを想定している。ここで、この調整範囲及びステップは、観察対象を視細胞層とした場合に用いられる値の例であり、これに限定されるものではない。例えば、被検眼Ｅの網膜の構造や固視微動の影響を鑑みると、フォーカスの調整範囲を−１．０から＋１．０Ｄまでの範囲でオフセットしてもよい。   Here, it is assumed that the focus adjustment range is finely adjusted in steps of 0.1D within a range of ± 0.5D from the defocus 0D position at the time when step 5 is completed. Here, this adjustment range and step are examples of values used when the observation target is a photoreceptor layer, and is not limited thereto. For example, in view of the structure of the retina of the eye E and the effects of fixation micromotion, the focus adjustment range may be offset within a range of −1.0 to + 1.0D.

さらに、ここでは、フォーカスの調整にレンズ２３５−１０を使用するが、本実施形態においては、それに替えてフォーカスの調整を空間光変調器２５９を用いて行うことも可能であり、この場合も同様の効果が得られる。また、本実施形態においては、フォーカスの調整をパワーを持ったミラーを用いて行い、これを用いてＡＯＳＬＯ装置１１１を構成することも可能であり、この場合も同様の効果が得られる。   Further, here, the lens 235-10 is used for focus adjustment. However, in this embodiment, focus adjustment can be performed using the spatial light modulator 259 instead. The effect is obtained. In this embodiment, it is also possible to adjust the focus using a mirror having power, and to configure the AOSLO device 111 using this mirror. In this case, the same effect can be obtained.

図４−２は、図４−１の工程７における詳細な処理手順の一例を示すフローチャートである。   FIG. 4B is a flowchart illustrating an example of a detailed processing procedure in step 7 of FIG.

まず、工程７−１において、制御ＰＣ１５０は、ＡＯＳＬＯ画像用のフォーカスレンズであるレンズ２３５−１０を移動する制御を行う。   First, in step 7-1, the control PC 150 performs control to move the lens 235-10 that is a focus lens for an AOSLO image.

具体的に、制御ＰＣ１５０は、電動ステージ駆動ドライバ２８３及び電動ステージ２１７−１を用いて、電動ステージ２１７−１に付随するレンズ２３５−１０の位置を初期位置に移動する制御を行う。ここで、初期位置は、工程５で説明したデフォーカス０Ｄ位置から、角膜側に例えば０．５Ｄ分ずらした位置である。ここで、デフォーカス０Ｄ位置を基準にしてフォーカス微調整を行うことにより、非常に詳細なフォーカス調整が可能になっている。   Specifically, the control PC 150 performs control to move the position of the lens 235-10 attached to the electric stage 217-1 to the initial position using the electric stage drive driver 283 and the electric stage 217-1. Here, the initial position is a position shifted by, for example, 0.5D toward the cornea from the defocus 0D position described in step 5. Here, by performing fine focus adjustment with reference to the defocus 0D position, very detailed focus adjustment is possible.

続いて、工程７−２において、制御ＰＣ１５０は、ＡＯＳＬＯ装置１１１を制御して、フォーカス微調整のためのＡＯＳＬＯ画像を取得する処理を行う。   Subsequently, in Step 7-2, the control PC 150 performs processing for controlling the AOSLO device 111 and acquiring an AOSLO image for fine focus adjustment.

ここで取得するＡＯＳＬＯ画像は、フォーカスの微調整のためのものであり、高速化のため、本来取得するＡＯＳＬＯ画像に対して、画角等を制限している。例えば、撮影画角は眼底上で□０．６８ｍｍ、フレームレートは１６ｆｐｓ、画素数は８００×８００、撮像時間は０．３秒である。ここで、撮像時間を０．３秒としたのは、瞬き等による影響を除去するためであり、本来はより短い撮像時間が望まれる。また、高速化のために、撮影画角を□０．３４ｍｍ、フレームレートを３２ｆｐｓ等にしてもよいし、この値に限られるものではない。   The AOSLO image acquired here is for fine adjustment of the focus, and the angle of view is limited with respect to the originally acquired AOSLO image for speeding up. For example, the shooting angle of view is □ 0.68 mm on the fundus, the frame rate is 16 fps, the number of pixels is 800 × 800, and the imaging time is 0.3 seconds. Here, the imaging time is set to 0.3 seconds in order to remove the influence of blinking and the like, and a shorter imaging time is originally desired. In order to increase the speed, the shooting angle of view may be set to □ 0.34 mm, the frame rate may be set to 32 fps, and the like, but is not limited to this value.

続いて、工程７−３において、制御ＰＣ１５０は、ステップＳ７−２で取得したＡＯＳＬＯ画像について、フォーカスの微調整のためのフォーカス特徴量であるスロープ値を算出する。   Subsequently, in Step 7-3, the control PC 150 calculates a slope value that is a focus feature amount for fine adjustment of the focus for the AOSLO image acquired in Step S7-2.

この工程７−３におけるスロープ値の算出手順は以下の通りである。
［１］ 取得したＡＯＳＬＯ画像を輝度で平準化する。
［２］ ［１］で平準化されたＡＯＳＬＯ画像に対して、２次元フーリエ変換を行い、フーリエ画像を生成する。
［３］ ［２］で生成されたフーリエ画像の中心（中心付近でもよい）を原点とした極座標系（ｒ，θ）を定義する。そして、［２］で生成されたフーリエ画像の輝度値をθ方向（円周方向）に積算（輝度値の和を積算）して評価関数Ｉ（ｒ）を求める。
［４］ 評価関数Ｉ（ｒ）の極大値の低周波側の傾きを算出する。具体的には、ｒ＝３０〜６０の範囲の最小値と、ｒ＝６１〜１２０の範囲の最大値とから傾きを算出し、これをスロープ値とする。即ち、スロープ値は、評価関数Ｉ（ｒ）の評価区間における傾きを示すものである。 The procedure for calculating the slope value in Step 7-3 is as follows.
[1] The obtained AOSLO image is leveled with luminance.
[2] A two-dimensional Fourier transform is performed on the AOSLO image leveled in [1] to generate a Fourier image.
[3] Define a polar coordinate system (r, θ) with the center (or near the center) of the Fourier image generated in [2] as the origin. Then, the evaluation function I (r) is obtained by integrating the luminance values of the Fourier image generated in [2] in the θ direction (circumferential direction) (accumulating the sum of luminance values).
[4] The slope on the low frequency side of the maximum value of the evaluation function I (r) is calculated. Specifically, the slope is calculated from the minimum value in the range of r = 30 to 60 and the maximum value in the range of r = 61 to 120, and this is used as the slope value. That is, the slope value indicates the slope of the evaluation function I (r) in the evaluation section.

ここで、ｒの単位はサイクルであり、各範囲は視細胞層の検出に好適な範囲となっている。本例におけるＡＯＳＬＯ画像では、サイクルｒ＝６１〜１２０の範囲は、５．６μｍ〜１１μｍに対応するが、本実施形態においては、上述した評価区間が２μｍサイクル〜２０μｍサイクルに対応したものであることが好適である。   Here, the unit of r is a cycle, and each range is a range suitable for detection of the photoreceptor layer. In the AOSLO image in this example, the range of the cycle r = 61 to 120 corresponds to 5.6 μm to 11 μm, but in the present embodiment, the evaluation section described above corresponds to the 2 μm cycle to 20 μm cycle. Is preferred.

また、サイクルｒの範囲は、眼底上の撮像位置、もしくは、固視灯２５６の点灯位置２６５に基づいて設定される。ここで、［４］の処理は、評価関数Ｉ（ｒ）の特徴量の算出例であり、他の手法を用いてもよい。また、［３］の処理は、必ずしもθ方向に全周分積算する必要はなく、例えば高速化のために１／４周分積算してもよい。   The range of the cycle r is set based on the imaging position on the fundus or the lighting position 265 of the fixation lamp 256. Here, the process [4] is an example of calculating the feature amount of the evaluation function I (r), and other methods may be used. Further, in the process [3], it is not always necessary to integrate all the circumferences in the θ direction.

なお、本実施形態においては、工程７−３において、制御ＰＣ１５０は、ステップＳ７−２で取得したＡＯＳＬＯ画像のみならず、工程７−１でレンズ２３５−１０を移動する前のフォーカスに係る位置で取得したＡＯＳＬＯ画像についても、フォーカスの微調整のためのフォーカス特徴量であるスロープ値を算出するものとする。   In this embodiment, in step 7-3, the control PC 150 not only includes the AOSLO image acquired in step S7-2 but also the position related to the focus before moving the lens 235-10 in step 7-1. For the acquired AOSLO image, a slope value that is a focus feature amount for fine adjustment of the focus is calculated.

続いて、工程７−４において、制御ＰＣ１５０は、スロープ値を規定回数取得したか否かを判断する。   Subsequently, in Step 7-4, the control PC 150 determines whether or not the slope value has been acquired a specified number of times.

この工程７−４の判断の結果、スロープ値を規定回数は未だ取得していない場合には（工程７−４／ＮＯ）、工程７−１に戻り、スロープ値を規定回数取得するまで工程７−１〜工程７−４の処理を繰り返し行う。この際、工程７−１では、レンズ２３５−１０を、前回のフォーカスに係る位置から脈絡膜側に所定量（例えば０．１Ｄ）ずらした位置に移動する。そして、工程７−１〜工程７−４の処理を１１回繰り返すと、レンズ２３５−１０のフォーカスに係る位置が＋０．５Ｄから−０．５Ｄまでの範囲について、０．１Ｄおきのスロープ値が得られることになる。   As a result of the determination in step 7-4, when the specified number of slope values has not yet been acquired (step 7-4 / NO), the process returns to step 7-1 and step 7 is repeated until the specified slope value is acquired. -1 to Step 7-4 are repeated. At this time, in Step 7-1, the lens 235-10 is moved to a position shifted by a predetermined amount (for example, 0.1 D) from the position related to the previous focus to the choroid side. When the processes of Step 7-1 to Step 7-4 are repeated 11 times, a slope value every 0.1D is obtained for the range where the focus position of the lens 235-10 is from + 0.5D to -0.5D. Will be obtained.

続いて、工程７−５において、制御ＰＣ１５０は、工程７−３で算出した複数のスロープ値を比較する処理を行う。そして、制御ＰＣ１５０は、工程７−３で算出した複数のスロープ値のうち、最も大きいスロープ値を得たレンズ２３５−１０の位置をフォーカス位置に決定する。   Subsequently, in Step 7-5, the control PC 150 performs processing for comparing a plurality of slope values calculated in Step 7-3. Then, the control PC 150 determines the position of the lens 235-10 that has obtained the largest slope value among the plurality of slope values calculated in Step 7-3 as the focus position.

続いて、工程７−６において、制御ＰＣ１５０は、工程７−５で決定したフォーカス位置にレンズ２３５−１０を移動させる制御を行い、再度、工程７−２と同様に、ＡＯＳＬＯ装置１１１を制御して、フォーカス微調整のためのＡＯＳＬＯ画像を取得する。   Subsequently, in Step 7-6, the control PC 150 performs control to move the lens 235-10 to the focus position determined in Step 7-5, and again controls the AOSLO device 111 as in Step 7-2. Thus, an AOSLO image for fine focus adjustment is acquired.

ここで、再び、図４−１の説明に戻る。   Here, the description returns to FIG.

図４−１の工程７の処理が終了すると、工程８に進む。
工程８に進むと、制御ＰＣ１５０は、検者により選択された次の動作を判断する。ここで、本実施形態においては、検者により選択された次の動作として、「撮像位置変更」、「左右眼の切り替え」、及び、「終了」があるものとする。 When the process of step 7 in FIG. 4A is finished, the process proceeds to step 8.
In step 8, the control PC 150 determines the next operation selected by the examiner. Here, in the present embodiment, the next operations selected by the examiner are “imaging position change”, “left / right eye switching”, and “end”.

工程８の判断の結果、検者により選択された次の動作が「撮像位置変更」である場合には、撮像位置を変更した後、工程４に戻り、工程４以降の処理を行う。   If the result of determination in step 8 is that the next operation selected by the examiner is “imaging position change”, after changing the imaging position, the process returns to step 4 to perform the processing from step 4 onward.

また、工程８の判断の結果、検者により選択された次の動作が「左右眼の切り替え」である場合には、被検眼Ｅを変更した後、工程２に戻り、工程２以降の処理を行う。   If the next action selected by the examiner is “switching left and right eyes” as a result of the determination in step 8, the eye E is changed, and then the process returns to step 2 to perform the processes in and after step 2. Do.

また、工程８の判断の結果、検者により選択された次の動作が「終了」である場合には、図４−１のフローチャートの処理を終了する。例えば、検者によりＳＴＯＰボタン５０２が押されると、「終了」の処理を行う。   If the next operation selected by the examiner is “end” as a result of the determination in step 8, the process of the flowchart in FIG. For example, when the STOP button 502 is pressed by the examiner, an “end” process is performed.

次に、上述した工程７の処理を行った場合の具体例について説明する。   Next, a specific example in the case where the process of the above-described step 7 is performed will be described.

図６−１は、図４−２の工程７−２で取得されたＡＯＳＬＯ画像の一例を示す図である。この図６−１は、中心窩から鼻側１ｍｍ、上側１ｍｍの位置を撮像位置として得られたＡＯＳＬＯ画像を示している。   FIG. 6A is a diagram illustrating an example of the AOSLO image acquired in step 7-2 in FIG. FIG. 6A shows an AOSLO image obtained from the fovea at a position 1 mm on the nose side and 1 mm on the upper side.

具体的に、図６−１（ａ）に示すＡＯＳＬＯ画像は、フォーカスをデフォーカス０Ｄ位置として得られた画像である。即ち、図６−１（ａ）に示すＡＯＳＬＯ画像は、レンズ２３５−１０を含む電動ステージ２１７−１で調整可能な位置であって波面センサ２５５による測定の結果に基づき決定されるデフォーカス０Ｄ位置（第１の位置（第１のフォーカスに係る位置））においてディテクター２３８−１で撮像された画像（第１の眼底画像）である。ここで、本発明においては、第１の位置としては、波面センサ２５５で測定された収差の成分のうちのデフォーカス成分に対して−１．０Ｄ（−１．０ディオプター）から＋１．０Ｄ（＋１．０ディオプター）までの範囲に属する位置を適用することが可能である。   Specifically, the AOSLO image shown in FIG. 6A is an image obtained with the focus set to the defocus 0D position. That is, the AOSLO image shown in FIG. 6A is a position that can be adjusted by the electric stage 217-1 including the lens 235-10 and is determined based on the measurement result by the wavefront sensor 255. It is an image (first fundus image) captured by the detector 238-1 at (first position (position related to the first focus)). Here, in the present invention, as the first position, −1.0 D (−1.0 diopter) to +1.0 D (−1.0 D) with respect to the defocus component among the aberration components measured by the wavefront sensor 255. Positions belonging to the range up to +1.0 diopter) can be applied.

また、図６−１（ｂ）に示すＡＯＳＬＯ画像は、フォーカスをデフォーカス０Ｄ位置から脈絡側に０．１Ｄずらした位置（以下、「デフォーカスｍ０．１Ｄ位置」と称する）として得られた画像である。即ち、図６−１（ｂ）に示すＡＯＳＬＯ画像は、レンズ２３５−１０を含む電動ステージ２１７−１で調整可能な位置であって第１の位置に対して所定量ずらした第２の位置（第２のフォーカスに係る位置）においてディテクター２３８−１で撮像された画像（第２の眼底画像）である。ここで、本発明においては、第２の位置としては、上述した第１の位置に対して−１．５Ｄ（−１．５ディオプター）から＋１．５Ｄ（＋１．５ディオプター）までの範囲に属する位置を適用することが可能である。   Also, the AOSLO image shown in FIG. 6B is an image obtained as a position where the focus is shifted by 0.1 D from the defocus 0D position to the context side (hereinafter referred to as “defocus m0.1D position”). It is. That is, the AOSLO image shown in FIG. 6-1 (b) is a position that can be adjusted by the electric stage 217-1 including the lens 235-10, and is a second position (a predetermined amount shifted from the first position). It is an image (second fundus image) captured by the detector 238-1 at a position related to the second focus). Here, in the present invention, the second position belongs to a range from −1.5D (−1.5 diopter) to + 1.5D (+1.5 diopter) with respect to the first position described above. It is possible to apply a position.

図６−２は、図６−１に示す各ＡＯＳＬＯ画像に対して、図４−２の工程７−３における［２］の処理を行った結果生成されたフーリエ画像の一例を示す図である。
具体的に、図６−２（ａ）に示すフーリエ画像は、図６−１（ａ）に示すＡＯＳＬＯ画像に対して、図４−２の工程７−３における［２］の処理を行った結果生成された画像である。また、図６−２（ｂ）に示すフーリエ画像は、図６−１（ｂ）に示すＡＯＳＬＯ画像に対して、図４−２の工程７−３における［２］の処理を行った結果生成された画像である。図６−２（ｂ）に示すフーリエ画像の方が、図６−２（ａ）に示すフーリエ画像よりも、円形状がよりはっきり確認できる。 FIG. 6-2 is a diagram illustrating an example of a Fourier image generated as a result of performing the process [2] in step 7-3 of FIG. 4-2 on each AOSLO image illustrated in FIG. .
Specifically, the Fourier image shown in FIG. 6-2 (a) is obtained by performing the process [2] in step 7-3 of FIG. 4-2 on the AOSLO image shown in FIG. 6-1 (a). It is an image generated as a result. In addition, the Fourier image shown in FIG. 6-2 (b) is generated as a result of performing the process [2] in step 7-3 of FIG. 4-2 on the AOSLO image shown in FIG. 6-1 (b). It is an image that was made. The circular shape shown in FIG. 6-2 (b) can be confirmed more clearly than the Fourier image shown in FIG. 6-2 (a).

図６−３は、図６−２に示す各フーリエ画像等に対して、図４−２の工程７−３における［３］の処理を行った結果の一例を示す図である。
この図６−３では、フォーカスを、デフォーカス０Ｄ位置を中心として脈絡膜側０．２Ｄ（ｍ０．２）から角膜側０．２Ｄ（ｐ０．２）までの範囲とした５例について示している。 FIG. 6-3 is a diagram illustrating an example of a result obtained by performing the process [3] in step 7-3 in FIG. 4-2 on each Fourier image or the like illustrated in FIG. 6-2.
FIG. 6C shows five examples in which the focus ranges from the choroid side 0.2D (m0.2) to the cornea side 0.2D (p0.2) with the defocus 0D position as the center.

ここで、図６−１（ａ）及び図６−１（ｂ）に示すＡＯＳＬＯ画像は、□６８０μｍの領域を示しているため、１サイクルは６８０μｍ相当となる。例えば、１００サイクルは、６．８μｍに相当する。   Here, since the AOSLO images shown in FIGS. 6-1 (a) and 6-1 (b) show an area of □ 680 μm, one cycle corresponds to 680 μm. For example, 100 cycles corresponds to 6.8 μm.

この図６−３に示すフォーカスに係る位置について、図４−２の工程７−３における［４］の処理を行った結果を表１に示す。   Table 1 shows the result of performing the process [4] in step 7-3 in FIG. 4-2 for the focus position shown in FIG. 6-3.

表１には、ｍ０．１Ｄの位置のときに、最もスロープ値が大きくなり、フォーカスが最も視細胞層に合っている状態であることが示されている。また、図４−２の工程７−３における［４］の処理では、フォーカス特徴量としてスロープ値を算出する例を示したが、本実施形態ではこれに限定されるものではなく、例えばフォーカス特徴量として極大値を適用してフォーカスの状態を探索してもよい。なお、表１には、この極大値についても記載しているが、スロープ値と同様に、ｍ０．１Ｄの位置のときに、フォーカスが最も視細胞層に合っている状態であることが示されている。   Table 1 shows that the slope value is the largest at the position of m0.1D, and the focus is most suitable for the photoreceptor layer. In the process [4] in step 7-3 in FIG. 4B, an example is shown in which the slope value is calculated as the focus feature amount. However, the present embodiment is not limited to this example. The state of focus may be searched by applying a maximum value as a quantity. Table 1 also describes this maximum value, but it is shown that the focus is best on the photoreceptor layer at the position of m0.1D, similar to the slope value. ing.

また、各眼底画像のそれぞれについて、このようなフォーカス特徴量を算出する処理を行う制御ＰＣ１５０は、算出手段を構成する。また、本実施形態においては、制御ＰＣ１５０は、このようにして算出した複数のフォーカス特徴量を液晶モニター１４０に表示する制御を行って、検者にフォーカスに係る指標を提示するようにする。なお、本実施形態においては、表１に示すように、３つ以上のフォーカス特徴量を算出することが好適である。   Further, the control PC 150 that performs the process of calculating the focus feature amount for each fundus image constitutes a calculation unit. In the present embodiment, the control PC 150 performs control to display the plurality of focus feature amounts calculated in this way on the liquid crystal monitor 140 so as to present an index related to the focus to the examiner. In the present embodiment, as shown in Table 1, it is preferable to calculate three or more focus feature amounts.

＜画像の確認＞
次に、本実施形態に係る眼科装置１００において、撮像した画像を確認する方法について説明する。 <Confirmation of image>
Next, a method for confirming a captured image in the ophthalmologic apparatus 100 according to the present embodiment will be described.

図７は、本発明の実施形態に係る眼科装置１００において、画像閲覧画面の表示例を示す図である。
例えば、検者が撮像した画像を可視化するビューワーソフトを起動すると、制御ＰＣ１５０は、図７に示す画像閲覧画面７００を液晶モニター１４０に表示する制御を行う。この画像閲覧画面７００には、保存されているＷＦＳＬＯ画像やＡＯＳＬＯ画像を表示することができるようになっている。この際、測定時間によって撮像枚数が変わるが、時間順に画像番号が付けられる。画像番号選択部７０２によって指定された画像番号の画像が画像表示部７０１に表示される。また、画質調整部７０３には、画像の明るさ、コントラスト、ガンマの調整を行うためのつまみがあり、左右にスライドさせることにより画質を調整することができるようになっている。 FIG. 7 is a diagram illustrating a display example of an image browsing screen in the ophthalmologic apparatus 100 according to the embodiment of the present invention.
For example, when the viewer software for visualizing the image captured by the examiner is activated, the control PC 150 performs control to display the image browsing screen 700 shown in FIG. 7 on the liquid crystal monitor 140. On this image browsing screen 700, a saved WFSLO image or AOSLO image can be displayed. At this time, the number of captured images varies depending on the measurement time, but image numbers are assigned in order of time. An image having an image number designated by the image number selection unit 702 is displayed on the image display unit 701. The image quality adjustment unit 703 has knobs for adjusting image brightness, contrast, and gamma, and the image quality can be adjusted by sliding left and right.

上述した本発明の実施形態によれば、ＡＯＳＬＯ装置１１１内の光学手段のフォーカスに係る特徴量であるフォーカス特徴量を算出するようにしたので、高分解能な眼底画像であるＡＯＳＬＯ画像を取得する際に多くの時間を要するフォーカス工程を迅速に行うことができる。これにより、被検眼の眼底を撮像した際に、高分解能な眼底画像を迅速に取得することが可能となる。   According to the above-described embodiment of the present invention, the focus feature amount that is the feature amount related to the focus of the optical means in the AOSLO device 111 is calculated, so that when acquiring an AOSLO image that is a high-resolution fundus image. It is possible to quickly perform a focusing process that requires a lot of time. As a result, when the fundus of the subject's eye is imaged, a high-resolution fundus image can be quickly acquired.

（その他の実施形態）
上述した本発明の実施形態では、制御ＰＣ１５０において、複数のフォーカス特徴量を比較し、当該比較の結果に基づいて調整手段（レンズ２３５−１０を含む電動ステージ２１７−１）を制御する形態を示したが、本発明はこの形態に限定されるものではない。
例えば、眼科装置１００にフォーカス位置を入力するための入力手段を設け、制御ＰＣ１５０において、複数のフォーカス特徴量の比較の結果に基づいて上述した調整手段を制御する第１の制御モードと、上述した入力手段から入力されたフォーカス位置に基づいて上述した調整手段を制御する第２の制御モードとを、切り替えて制御する形態も、本発明に含まれる。 (Other embodiments)
In the above-described embodiment of the present invention, the control PC 150 compares a plurality of focus feature amounts and controls the adjustment means (the electric stage 217-1 including the lens 235-10) based on the comparison result. However, the present invention is not limited to this form.
For example, the ophthalmologic apparatus 100 is provided with an input unit for inputting a focus position, and the control PC 150 controls the adjustment unit described above based on the result of comparison of a plurality of focus feature amounts, and the above-described control mode. A mode in which the second control mode for controlling the adjustment unit described above based on the focus position input from the input unit is switched and controlled is also included in the present invention.

また、上述した本発明の実施形態では、ディテクター２３８−１に入射する戻り光２０８の波面を補正することで被検眼Ｅにおいて発生する収差を補正する形態を示したが、本発明はこの形態に限定されるものではない。例えば、戻り光２０８の波面の形状から、被検眼Ｅに入射する測定光２０６−１の眼底上でのスポット形状を演算し、当該演算の結果に基づいて被検眼Ｅにおいて発生する収差を補正する形態も、本発明に含まれる。   Further, in the above-described embodiment of the present invention, the form in which the aberration generated in the eye E is corrected by correcting the wavefront of the return light 208 incident on the detector 238-1 has been described. It is not limited. For example, the spot shape on the fundus of the measurement light 206-1 incident on the eye E is calculated from the wavefront shape of the return light 208, and the aberration generated in the eye E is corrected based on the result of the calculation. Forms are also included in the present invention.

また、その他の実施形態として以下に示す形態も、本発明に適用可能である。
まず、制御ＰＣ１５０において、算出した複数のフォーカス特徴量を比較し、当該比較の結果に基づいてフォーカスに係る位置を調整する方向である調整方向を決定する。続いて、制御ＰＣ１５０において、上述した第１の位置及び第２の位置のうちの調整方向に位置する位置から、当該調整方向に＋０．３Ｄ（＋０．３ディオプター）から＋１．５Ｄ（＋１．５ディオプター）までの範囲内に位置する第３の位置（第３のフォーカスに係る位置）においてディテクター２３８−１で撮像された第３の眼底画像についてフォーカス特徴量を更に算出する。そして、制御ＰＣ１５０において、当該フォーカス特徴量に基づいて上述した調整手段を制御する。 Moreover, the form shown below as other embodiment is also applicable to this invention.
First, the control PC 150 compares the calculated plurality of focus feature amounts, and determines an adjustment direction, which is a direction for adjusting the position related to the focus, based on the comparison result. Subsequently, in the control PC 150, from the position positioned in the adjustment direction of the first position and the second position described above, + 0.3D (+0.3 diopter) to + 1.5D (+1.5 D) in the adjustment direction. The focus feature amount is further calculated for the third fundus image captured by the detector 238-1 at the third position (position related to the third focus) located within the range up to (diopter). Then, the control PC 150 controls the adjustment means described above based on the focus feature amount.

本発明は、上述の実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。
このプログラム及び当該プログラムを記憶したコンピュータ読み取り可能な記憶媒体は、本発明に含まれる。 The present invention supplies a program that realizes one or more functions of the above-described embodiments to a system or apparatus via a network or a storage medium, and one or more processors in a computer of the system or apparatus read and execute the program This process can be realized. It can also be realized by a circuit (for example, ASIC) that realizes one or more functions.
This program and a computer-readable storage medium storing the program are included in the present invention.

なお、上述した本発明の実施形態は、いずれも本発明を実施するにあたっての具体化の例を示したものに過ぎず、これらによって本発明の技術的範囲が限定的に解釈されてはならないものである。即ち、本発明は、その技術思想またはその主要な特徴から逸脱することなく、様々な形で実施することができる。   Note that the above-described embodiments of the present invention are merely examples of implementation in practicing the present invention, and the technical scope of the present invention should not be construed as being limited thereto. It is. That is, the present invention can be implemented in various forms without departing from the technical idea or the main features thereof.

１１０ ヘッド部、１１１ ＡＯＳＬＯ装置、１１２ ＷＦＳＬＯ装置、１１３ ビーコン装置、１１４ 固視灯表示装置、１１５ 前眼部観察装置、１５０ 制御ＰＣ、Ｅ 被検眼、Ｅｒ 眼底 110 head unit, 111 AOSLO device, 112 WFSLO device, 113 beacon device, 114 fixation lamp display device, 115 anterior ocular segment observation device, 150 control PC, E eye to be examined, Er fundus

Claims (15)

光源からの光を被検眼の眼底に導くとともに、前記光の前記眼底からの戻り光を受光するための光学手段と、
前記光学手段のフォーカスに係る位置を調整する調整手段と、
前記戻り光に基づいて前記被検眼において発生する収差を測定する測定手段と、
前記測定手段で測定された収差を補正する補正手段と、
前記戻り光を受光して前記眼底における眼底画像を撮像する撮像手段と、
前記調整手段で調整可能な位置であって前記測定手段による測定の結果に基づき決定される第１のフォーカスに係る位置において前記撮像手段で撮像された第１の眼底画像と、前記調整手段で調整可能な位置であって前記第１のフォーカスに係る位置に対して所定量ずらした第２のフォーカスに係る位置において前記撮像手段で撮像された少なくとも１つの第２の眼底画像との各眼底画像のそれぞれについて、前記フォーカスに係る特徴量であるフォーカス特徴量を算出する算出手段と
を有することを特徴とする眼科装置。 An optical means for guiding the light from the light source to the fundus of the eye to be examined and receiving the return light of the light from the fundus;
Adjusting means for adjusting a position related to the focus of the optical means;
Measuring means for measuring an aberration generated in the eye based on the return light;
Correction means for correcting the aberration measured by the measurement means;
Imaging means for receiving the return light and capturing a fundus image of the fundus;
A first fundus image captured by the imaging unit at a position that is adjustable by the adjusting unit and is determined based on a result of measurement by the measuring unit, and adjusted by the adjusting unit; Each fundus image with at least one second fundus image captured by the imaging means at a position that is a possible position and that is shifted by a predetermined amount from the position that is related to the first focus. An ophthalmologic apparatus, comprising: a calculation unit that calculates a focus feature amount that is a feature amount related to the focus. 前記算出手段で算出された複数の前記フォーカス特徴量を表示する表示手段を更に有することを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。   The ophthalmologic apparatus according to claim 1, further comprising display means for displaying a plurality of the focus feature amounts calculated by the calculation means. 前記算出手段で算出された複数の前記フォーカス特徴量を比較する比較手段と、
前記比較手段による比較の結果に基づいて前記調整手段を制御する制御手段と
を更に有することを特徴とする請求項１または２に記載の眼科装置。 Comparison means for comparing the plurality of focus feature amounts calculated by the calculation means;
The ophthalmologic apparatus according to claim 1, further comprising: a control unit that controls the adjustment unit based on a result of comparison by the comparison unit. フォーカスに係る位置を入力するための入力手段と、
前記算出手段で算出された複数の前記フォーカス特徴量を比較する比較手段と、
前記比較手段による比較の結果に基づいて前記調整手段を制御する第１の制御モードと、前記入力手段から入力されたフォーカスに係る位置に基づいて前記調整手段を制御する第２の制御モードとを、切り替えて制御する制御手段と
を更に有することを特徴とする請求項１または２に記載の眼科装置。 An input means for inputting a position related to the focus;
Comparison means for comparing the plurality of focus feature amounts calculated by the calculation means;
A first control mode for controlling the adjusting means based on a result of comparison by the comparing means; and a second control mode for controlling the adjusting means based on a focus position input from the input means. 3. The ophthalmologic apparatus according to claim 1, further comprising control means for switching and controlling. 前記補正手段は、前記撮像手段に入射する前記戻り光の波面を補正する波面補正デバイスを含むことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の眼科装置。   The ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the correction unit includes a wavefront correction device that corrects a wavefront of the return light incident on the imaging unit. 前記補正手段は、前記戻り光の波面の形状から、前記被検眼に入射する前記光の前記眼底上でのスポット形状を演算し、当該演算の結果に基づいて前記収差を補正することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の眼科装置。   The correction means calculates a spot shape on the fundus of the light incident on the eye to be examined based on a wavefront shape of the return light, and corrects the aberration based on a result of the calculation. The ophthalmic apparatus according to any one of claims 1 to 4. 前記第１のフォーカスに係る位置は、前記測定手段で測定された収差の成分のうちのデフォーカス成分に対して−１．０ディオプターから＋１．０ディオプターまでの範囲に属することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の眼科装置。   The position relating to the first focus belongs to a range from -1.0 diopter to +1.0 diopter with respect to a defocus component of aberration components measured by the measuring means. Item 7. The ophthalmologic apparatus according to any one of Items 1 to 6. 前記第２のフォーカスに係る位置は、前記第１のフォーカスに係る位置に対して−１．５ディオプターから＋１．５ディオプターまでの範囲に属することを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の眼科装置。   The position related to the second focus belongs to a range from -1.5 diopter to +1.5 diopter with respect to the position related to the first focus. The ophthalmic apparatus according to item. 前記算出手段は、３つ以上の前記フォーカス特徴量を算出することを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の眼科装置。   The ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the calculation unit calculates three or more focus feature amounts. 前記比較手段による比較の結果に基づいて前記フォーカスに係る位置を調整する方向である調整方向を決定する決定手段を更に有し、
前記算出手段は、前記第１のフォーカスに係る位置および前記第２のフォーカスに係る位置のうちの前記調整方向に位置する位置から、当該調整方向に＋０．３ディオプターから＋１．５ディオプターまでの範囲内に位置する第３のフォーカスに係る位置において前記撮像手段で撮像された第３の眼底画像について前記フォーカス特徴量を更に算出し、
前記制御手段は、当該フォーカス特徴量に基づいて前記調整手段を制御することを特徴とする請求項３に記載の眼科装置。 Determining means for determining an adjustment direction, which is a direction for adjusting the position related to the focus, based on a result of comparison by the comparison means;
The calculation means has a range from a position located in the adjustment direction among a position related to the first focus and a position related to the second focus to +0.3 diopter to +1.5 diopter in the adjustment direction. Further calculating the focus feature amount for a third fundus image captured by the imaging means at a position relating to the third focus located within,
The ophthalmologic apparatus according to claim 3, wherein the control unit controls the adjustment unit based on the focus feature amount. 前記算出手段は、前記各眼底画像に対してフーリエ変換を行うことによって、前記各眼底画像のそれぞれについて前記フォーカス特徴量を算出することを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の眼科装置。   The said calculation means calculates the said focus feature-value about each of each said fundus image by performing a Fourier transform with respect to each said fundus image, The any one of Claim 1 thru | or 10 characterized by the above-mentioned. Ophthalmic equipment. 前記算出手段は、前記各眼底画像に対して２次元のフーリエ変換を行うことによってフーリエ画像を生成し、当該フーリエ画像の中心付近を原点として極座標系を定義し、円周方向に当該フーリエ画像の輝度値の和をとった評価関数に基づいて前記フォーカス特徴量を算出することを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の眼科装置。   The calculation means generates a Fourier image by performing a two-dimensional Fourier transform on each fundus image, defines a polar coordinate system with the origin near the center of the Fourier image, and the Fourier image of the Fourier image in the circumferential direction. The ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the focus feature amount is calculated based on an evaluation function that is a sum of luminance values. 前記フォーカス特徴量は、前記評価関数の評価区間における傾きを示すものであることを特徴とする請求項１２に記載の眼科装置。   The ophthalmic apparatus according to claim 12, wherein the focus feature amount indicates an inclination in an evaluation section of the evaluation function. 光源からの光を被検眼の眼底に導くとともに、前記光の前記眼底からの戻り光を受光するための光学手段と、前記光学手段のフォーカスに係る位置を調整する調整手段と、前記戻り光に基づいて前記被検眼において発生する収差を測定する測定手段と、前記測定手段で測定された収差を補正する補正手段と、前記戻り光を受光して前記眼底における眼底画像を撮像する撮像手段とを備える眼科装置の制御方法であって、
前記調整手段で調整可能な位置であって前記測定手段による測定の結果に基づき決定される第１のフォーカスに係る位置において前記撮像手段で撮像された第１の眼底画像を取得する第１の取得工程と、
前記調整手段で調整可能な位置であって前記第１のフォーカスに係る位置に対して所定量ずらした第２のフォーカスに係る位置において前記撮像手段で撮像された少なくとも１つの第２の眼底画像を取得する第２の取得工程と、
前記第１の眼底画像と前記第２の眼底画像との各眼底画像のそれぞれについて、前記フォーカスに係る特徴量であるフォーカス特徴量を算出する算出工程と
を有することを特徴とする眼科装置の制御方法。 An optical means for guiding light from the light source to the fundus of the eye to be examined and receiving the return light of the light from the fundus, an adjustment means for adjusting the position of the optical means in focus, and the return light Measurement means for measuring the aberration generated in the eye to be examined, correction means for correcting the aberration measured by the measurement means, and imaging means for receiving the return light and capturing a fundus image on the fundus A method for controlling an ophthalmic apparatus comprising:
First acquisition for acquiring a first fundus image captured by the imaging unit at a position that can be adjusted by the adjustment unit and is determined based on a result of measurement by the measurement unit. Process,
At least one second fundus image picked up by the image pickup means at a position that can be adjusted by the adjustment means and is shifted by a predetermined amount with respect to the position related to the first focus. A second acquisition step to acquire;
A calculation step of calculating a focus feature amount that is a feature amount related to the focus for each of the fundus images of the first fundus image and the second fundus image. Method. 光源からの光を被検眼の眼底に導くとともに、前記光の前記眼底からの戻り光を受光するための光学手段と、前記光学手段のフォーカスに係る位置を調整する調整手段と、前記戻り光に基づいて前記被検眼において発生する収差を測定する測定手段と、前記測定手段で測定された収差を補正する補正手段と、前記戻り光を受光して前記眼底における眼底画像を撮像する撮像手段とを備える眼科装置の制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラムであって、
前記調整手段で調整可能な位置であって前記測定手段による測定の結果に基づき決定される第１のフォーカスに係る位置において前記撮像手段で撮像された第１の眼底画像を取得する第１の取得工程と、
前記調整手段で調整可能な位置であって前記第１のフォーカスに係る位置に対して所定量ずらした第２のフォーカスに係る位置において前記撮像手段で撮像された少なくとも１つの第２の眼底画像を取得する第２の取得工程と、
前記第１の眼底画像と前記第２の眼底画像との各眼底画像のそれぞれについて、前記フォーカスに係る特徴量であるフォーカス特徴量を算出する算出工程と
をコンピュータに実行させるためのプログラム。 An optical means for guiding light from the light source to the fundus of the eye to be examined and receiving the return light of the light from the fundus, an adjustment means for adjusting the position of the optical means in focus, and the return light Measurement means for measuring the aberration generated in the eye to be examined, correction means for correcting the aberration measured by the measurement means, and imaging means for receiving the return light and capturing a fundus image on the fundus A program for causing a computer to execute a method for controlling an ophthalmologic apparatus,
First acquisition for acquiring a first fundus image captured by the imaging unit at a position that can be adjusted by the adjustment unit and is determined based on a result of measurement by the measurement unit. Process,
At least one second fundus image picked up by the image pickup means at a position that can be adjusted by the adjustment means and is shifted by a predetermined amount with respect to the position related to the first focus. A second acquisition step to acquire;
A program for causing a computer to execute a calculation step of calculating a focus feature amount that is a feature amount related to the focus for each of the fundus images of the first fundus image and the second fundus image.
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