JP2021119910A - Ophthalmologic system, actuation method for ophthalmologic system, and program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、眼科システム、眼科システムの作動方法、及びプログラムに関する。 The present invention relates to an ophthalmic system, a method of operating the ophthalmic system, and a program.
多波長光波干渉を利用した光コヒーレンス・トモグラフィー（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）による光干渉断層撮像装置（以下ＯＣＴ装置）が知られている。このＯＣＴ装置は、現在、例えば内視鏡での内臓情報や、眼科装置での網膜の情報を得るために用いられ、人体に対する適用分野を広げつつある。眼に適用したＯＣＴ装置は、眼科用機器として網膜の専門外来では必要不可欠な装置になりつつある。 An optical coherence tomography device (hereinafter referred to as an OCT device) based on optical coherence tomography (OCT) using multi-wavelength light wave interference is known. This OCT device is currently used to obtain information on internal organs in an endoscope and information on the retina in an ophthalmic device, and its application field to the human body is expanding. The OCT device applied to the eye is becoming an indispensable device in the specialized outpatient department of the retina as an ophthalmic device.
ＯＣＴ装置とは、低コヒーレンス光である測定光をサンプルに照射し、干渉系を用いて該サンプルからの後方散乱光を測定し、これにより該サンプルの断層情報の取得を可能にした装置である。測定光をサンプル上の一点に照射した場合、そのサンプル上の一点における深さ方向の画像情報を得ることができる。さらに測定光でサンプル上を走査しながらこの測定を連続的に行うことで、サンプルの断層画像を得ることもできる。そして、ＯＣＴ装置を眼底に適用した場合には、測定光で眼底上を走査することにより該眼底の断層画像を高解像度で撮像することができる。このため、ＯＣＴ装置は、網膜の眼科診断等において広く利用されている。 The OCT device is a device that irradiates a sample with measurement light that is low coherence light, measures backscattered light from the sample using an interference system, and thereby makes it possible to acquire tomographic information of the sample. .. When the measurement light is applied to one point on the sample, image information in the depth direction at one point on the sample can be obtained. Further, by continuously performing this measurement while scanning the sample with the measurement light, a tomographic image of the sample can be obtained. When the OCT device is applied to the fundus, the tomographic image of the fundus can be captured with high resolution by scanning the fundus with the measurement light. Therefore, the OCT device is widely used in ophthalmic diagnosis of the retina and the like.
このようなＯＣＴ装置では、測定対象である眼底を２次元的に測定光で反復走査することによって複数の断層画像を得る撮影方法が一般的である。例えば、眼底上の同じ場所を複数回測定光で走査することによって同一部位の複数の断層画像を取得し、該断層画像に対して加算平均処理を行うことによって高画質な一枚の断層画像を得ることができる。また、眼底の複数の走査位置で測定光を走査することによって、該眼底の３次元画像を得ることも可能である。しかしながら、複数回の測定光の走査を行う場合、全ての走査を完了するまでの間に眼が動いてしまう可能性がある。複数回の測定光の走査の実行中に眼が動くと、所定位置からの断層画像が得られず、目的とする断層画像は得られなくなる。 In such an OCT apparatus, an imaging method for obtaining a plurality of tomographic images by two-dimensionally repeatedly scanning the fundus to be measured with measurement light is common. For example, a plurality of tomographic images of the same site are acquired by scanning the same place on the fundus of the eye with measurement light multiple times, and a single tomographic image with high image quality is obtained by performing addition averaging processing on the tomographic images. Obtainable. It is also possible to obtain a three-dimensional image of the fundus by scanning the measurement light at a plurality of scanning positions of the fundus. However, when scanning the measurement light a plurality of times, the eyes may move before all the scans are completed. If the eye moves during the execution of scanning the measurement light a plurality of times, the tomographic image from a predetermined position cannot be obtained, and the target tomographic image cannot be obtained.
被検眼の動きによる影響を低減する方法として、特許文献１には眼底のトラッキングを行う眼科撮影装置が開示されている。開示される方法では、眼科撮影装置の光学ヘッド部内の受光素子が受光した被検眼眼底からの反射光の強度情報が、制御部に転送される。制御部は、転送された強度情報を用いて複数の眼底正面画像を生成する。制御部は、さらに、生成された複数の眼底正面画像を用いて、被検眼の移動量を算出し、算出された移動量を光学ヘッド側に転送する。光学ヘッド部内の測定光を走査する走査部は、算出された移動量に応じて、断層画像撮影のための測定光の走査位置の補正を行っている。このように、ＯＣＴ装置では、被検眼の動きによる影響を低減する処理が重要となる。
As a method for reducing the influence of the movement of the eye to be inspected,
ここで、強度情報の制御部への転送、強度情報を用いた該制御部での眼底正面画像の生成とこれを用いた被検眼の移動量の算出、及び算出された移動量に基づく測定光の走査位置の補正まで一連の処理にはある程度の時間を要する。このため、上述したトラッキングにおいて、被検眼の動きによる影響を低減するためには、この一連の処理に要する時間を低減することにより、より速い速度で実行することが望まれる。 Here, the intensity information is transferred to the control unit, the fundus front image is generated by the control unit using the intensity information, the movement amount of the eye to be inspected is calculated using this, and the measurement light based on the calculated movement amount. It takes a certain amount of time for a series of processes to correct the scanning position of. Therefore, in the above-mentioned tracking, in order to reduce the influence of the movement of the eye to be inspected, it is desired to execute at a higher speed by reducing the time required for this series of processing.
そこで、本発明の一実施形態では、より速い速度でトラッキングができる眼科システムの提供を目的の一つとする。 Therefore, one of the objects of the embodiment of the present invention is to provide an ophthalmic system capable of tracking at a higher speed.
上記目的を達成するために、本発明の一実施態様に係る眼科システムは、
被検眼の第１の画像に関する情報を用いて前記被検眼の移動に関する情報を取得する演算回路と、前記取得された移動に関する情報を用いて前記被検眼の第２の画像に関する情報の取得位置を補正する補正手段と、前記第１の画像に関する情報及び前記第２の画像に関する情報を送信する送信手段と、を含む撮影装置と、
前記撮影装置と通信手段によって接続され、前記第１の画像に関する情報及び前記第２の画像に関する情報を受信する受信手段と、前記受信した第１の画像に関する情報を用いて第１の画像を生成し、前記受信した第２の画像に関する情報を用いて第２の画像を生成する生成手段と、前記生成された第１の画像及び前記生成された第２の画像を表示手段に表示させる表示制御手段とを含む処理装置と、を備える。
In order to achieve the above object, the ophthalmic system according to one embodiment of the present invention may be used.
An arithmetic circuit for acquiring information on the movement of the eye to be inspected using the information on the first image of the eye to be inspected, and a position for acquiring information on the second image of the eye to be inspected using the acquired information on the movement of the eye to be inspected. An imaging device including a correction means for correction, a transmission means for transmitting information regarding the first image and information regarding the second image, and a photographing device.
A first image is generated by using the receiving means which is connected to the photographing device by a communication means and receives the information about the first image and the information about the second image and the information about the received first image. Then, a generation means for generating the second image using the information about the received second image, and a display control for displaying the generated first image and the generated second image on the display means. A processing device including means is provided.
本発明の一実施形態によれば、より速い速度でのトラッキングができる。 According to one embodiment of the present invention, tracking can be performed at a higher speed.
本発明の例示的な実施形態として、眼科システムを例示し、図面を参照して以下に詳細に説明する。ただし、以下の実施形態で説明する寸法、材料、形状、及び構成要素の相対的な位置等は任意であり、本発明が適用される装置の構成又は様々な条件に応じて変更可能である。また、図面において、同一であるか又は機能的に類似している要素を示すために図面間で同じ参照符号を用いる。 An ophthalmic system is exemplified as an exemplary embodiment of the present invention, and will be described in detail below with reference to the drawings. However, the dimensions, materials, shapes, relative positions of the components, etc. described in the following embodiments are arbitrary and can be changed according to the configuration of the device to which the present invention is applied or various conditions. Also, in the drawings, the same reference numerals are used between the drawings to indicate elements that are the same or functionally similar.
［第１の実施形態］
本実施形態は、高いリアルタイム性が要求される眼底トラッキングを撮影装置の本体側で行うこととし、表示用の断層画像の生成は例えばパーソナルコンピュータ（ＰＣ）等の処理装置で行うこととしている。このように、眼底トラッキングを撮影装置の本体側で行うことにより、眼底トラッキングのフィードバック制御を高速化することができる。これにより、固視微動によって生じる断層画像のアーチファクトを低減することができる。
[First Embodiment]
In the present embodiment, fundus tracking, which requires high real-time performance, is performed on the main body side of the imaging device, and a tomographic image for display is generated by a processing device such as a personal computer (PC). In this way, by performing the fundus tracking on the main body side of the imaging device, it is possible to speed up the feedback control of the fundus tracking. This makes it possible to reduce tomographic image artifacts caused by fixation tremors.
以下、図１乃至１０を参照して、本発明の第１の実施形態に係る眼科システムとして、特にＯＣＴ装置を含むシステムについて詳細に説明する。以下では、まず図１を用いて本実施形態に係る眼科システムの概略構成について述べ、図２を参照して該眼科システムにおける撮影装置の構成について述べる。 Hereinafter, as an ophthalmic system according to the first embodiment of the present invention, a system including an OCT device will be described in detail with reference to FIGS. 1 to 10. In the following, first, the schematic configuration of the ophthalmic system according to the present embodiment will be described with reference to FIG. 1, and the configuration of the imaging device in the ophthalmic system will be described with reference to FIG.
（装置全体構成の説明）
図１は、本実施形態に係る眼科システムの構成図であって、図１（ａ）は眼科システムの概略構成を示し、図１（ｂ）は該眼科システムの機能構成についてブロック図で示している。本実施形態に係る眼科システムは、撮影装置１１０と、処理装置１２０と、表示部１３０とを備える。撮影装置１１０は、ＯＣＴにおける測定光で被検眼の眼底上を走査し、該眼底の断層に関する画像データを取得する。また、撮影装置１１０は、照明光で眼底上を走査し、該眼底の正面画像に関する画像データを取得する。処理装置１２０は、撮影装置１１０で取得された画像データから被検眼の眼底断層画像と眼底正面画像とを生成する。表示部１３０は、処理装置１２０と接続されており、該処理装置１２０で生成された被検眼の眼底断層画像と眼底正面画像とを表示可能とされている。撮影装置１１０と処理装置１２０とは通信手段１４０によりＵＳＢ接続されており、ＵＳＢ通信により撮影装置１１０から処理装置１２０へと画像データを転送する。なお、ここでは通信手段１４０をＵＳＢとしたが、ギガビットイーサネット（登録商標）などの、別の汎用的通信手段を用いることもできる。また、ここでは有線による通信方式を用いた例について述べているが、例えば無線ＬＡＮ、Ｗｉ−Ｆｉ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）等の無線による通信方式を用いてもよい。
(Explanation of the overall configuration of the device)
1A and 1B are configuration diagrams of an ophthalmic system according to the present embodiment, FIG. 1A shows a schematic configuration of the ophthalmic system, and FIG. 1B shows a block diagram of the functional configuration of the ophthalmic system. There is. The ophthalmology system according to the present embodiment includes an
（撮影装置１１０の説明）
ここで、図２を参照して、撮影装置１１０について説明する。図２は、撮影装置１１０の機能構成を示したブロック図である。撮影装置１１０は、被検眼１００の眼底の２次元画像（眼底正面画像）の撮影、又は眼底の断層画像の撮影を行う。即ち、撮影装置１１０は、被検眼の眼底正面画像又は断層画像を撮像する撮像手段の一例として機能する。撮影装置１１０は、眼底正面画像撮影部１１１、断層画像撮影部１１２、前眼部撮影部１１３、制御部１１４、演算回路１１５、記憶部１１６、駆動系１１７、及び送信部１１８を備える。なお、撮影装置１１０は、被検眼に測定光を照射し且つ被検眼からの戻り光を検出するための光学系の少なくとも一部を含む光学ヘッド部と基台部とを有する。光学ヘッド部は、例えば眼底正面画像撮影部１１１、断層画像撮影部１１２、及び前眼部撮影部１１３を内蔵する。このとき、光学ヘッド部は、これらの撮影部を全て内蔵する必要はなく、例えば、断層画像撮影部１１２における測定光Ｂｍを導光する光ファイバの一部からＯＣＴ光学系側の各光学部材は据え置き型の別の筐体に含まれてもよい。また、光学ヘッド部は、断層画像撮影部１１２における干渉光を導光する光ファイバの一部からＯＣＴ信号検出部２１８までの各光学部材は据え置き型の別の筐体やステージ部（基台部）に含まれてもよい。基台部は、例えば制御部１１４、演算回路１１５、及び記憶部１１６を内蔵する。駆動系１１７は、例えばステッピングモータからなり基台部に配置され、光学ヘッド部を３次元的に駆動して被検眼１００に対するアライメントを行う。本実施形態において、駆動系１１７は、制御部１１４によって駆動することもできるし、処理装置１２０によっても駆動できる。送信部１１８は、上述した通信手段１４０を介して、処理装置１２０の受信部１２５と接続される。送信部１１８は、ＯＣＴ信号検出部２１８及びＳＬＯ信号検出部２４５と接続されており、これら検出部が得た後述する輝度情報や干渉信号を受信部１２５に送信する。なお、撮影装置１１０の基台部には、被検者が額や顎を押し当てるための顔受け部１０８も付随している。ここでは、光学ヘッド部を３次元的に駆動することで上述したアライメントを行うこととしているが、例えば顔受け部１０８を３次元的に駆動してアライメントを行うこともできる。即ち、光学ヘッドに対する被検眼１００のアライメントは、光学ヘッド部と顔受け部１０８とのうち一方に対して他方が相対的に３次元的に駆動可能とされ、この相対駆動によって行われてもよい。また、光学ヘッド部の駆動と顔受け部の駆動との両方であってもよいし、光学ヘッド部の駆動がＸＹＺ方向のうち一部の移動を含み、顔受け部の駆動がＸＹＺのうち残りの移動を含んでもよい。このように、これらの駆動は、光学ヘッド部と被検眼との位置関係を変更する光学部材の駆動であれば、何でもよい。
(Explanation of Imaging Device 110)
Here, the photographing
眼底正面画像撮影部１１１は、図２において、正面画像取得手段の一例として、被検眼１００の眼底正面画像生成のための画像データ（輝度信号）を取得する。断層画像撮影部１１２は、被検眼１００の網膜部分を測定光で走査して断層画像生成のための画像データ（干渉信号）を取得する。前眼部撮影部１１３は、被検眼１００の前眼部の画像を撮影する。被検眼１００に対向して対物レンズ等の対物光学系２１０が配置され、その光軸上には光分割部材２３０と光分割部材２４０が配置されている。これらの光分割部材２３０，２４０によって、被検眼１００からの光路は、波長帯域ごとに断層画像撮影部１１２への光路、眼底正面画像撮影部１１１への光路、及び前眼部撮影部１１３への光路に分岐される。
In FIG. 2, the fundus front
本実施形態において、眼底正面画像撮影部１１１はＳＬＯ（走査型レーザ検眼鏡）としている。なお、ここでは眼底正面画像を取得する構成としてＳＬＯを例示しているが、後述する眼底トラッキングに使用可能な眼底正面画像が取得できれば用いる構成はこれに限られない。また、本実施形態において、断層画像撮影部１１２は、被検眼１００を走査した測定光と後述する参照光とから得た干渉光を分光して検出した信号をフーリエ変換して断層画像を生成するスペクトラルドメイン方式を用いるものとする。しかし、被検眼１００の断層画像が取得可能なＯＣＴ装置であれば、その他の方式に対応した種々の構成を用いることができる。なお、以降の説明では図２における紙面に垂直な方向をＸ軸とし、Ｘ軸方向の測定光の走査を水平スキャン、Ｘ軸方向に対して垂直なＹ軸方向の走査を垂直スキャンと称する。
In the present embodiment, the fundus
断層画像撮影部１１２は、画像データ（干渉信号）取得のための構成として、ＳＬＤ２１１、ファイバカプラ２１２、ＯＣＴ走査光学系２１３、参照光コリメータ２１５、参照ミラー２１６、及びＯＣＴ信号検出部２１８を有する。図２において低コヒーレンス光源であるＳＬＤ２１１から発せられた光は、例えば光ファイバを介してファイバカプラ２１２に入射する。ファイバカプラ２１２は、入射した光を測定光Ｂｍと測定光に対応する参照光Ｂｒとに分離する。分離後、測定光Ｂｍは光ファイバによりＯＣＴ走査光学系２１３に、参照光Ｂｒは参照光コリメータ２１５に各々出射される。不図示のガルバのミラー等を有するＯＣＴ走査光学系２１３において、入射された測定光Ｂｍはガルバノミラーに集光され、該ガルバのミラーによって眼底上での測定光Ｂｍの走査が行われる。ここでは、ガルバノミラーは、水平スキャンをするスキャナと垂直スキャンをする１組のスキャナから構成される。走査された測定光Ｂｍは光分割部材２３０と光分割部材２４０とを介し、対物光学系２１０を介して被測定物である被検眼１００の網膜に到達する。この網膜で反射・散乱した測定光は、戻り光として再び対物光学系２１０、光分割部材２３０、光分割部材２４０、ＯＣＴ走査光学系２１３を通ってファイバカプラ２１２に到達する。
The
一方、ファイバカプラ２１２から出射された参照光Ｂｒは、光ファイバにより参照光コリメータ２１５を介して参照ミラー２１６で反射し、再びファイバカプラ２１２に到達する。ファイバカプラ２１２では、参照光Ｂｒは測定光Ｂｍの戻り光と干渉（合波）して干渉光が生成され、該干渉光はＯＣＴ信号検出部２１８に入射される。ここで例示した眼科システムでは、参照ミラー２１６の位置を変更することで、参照光の光路長を変更し、測定光の光路長との光路長差の調整を行うことができる。測定光の光路長と参照光の光路長とを略一致させることで、断層画像生成のためのこれら光の良好な干渉が得られる。しかし、光路長差の調整は参照光側のみではなく、測定光の側において行ってもよい。ＯＣＴ信号検出部２１８は、干渉光を検出し、電気的な干渉信号を出力する。
On the other hand, the reference light Br emitted from the
例示した眼科システムにおいて、眼底正面画像撮影部１１１と光分割部材２４０により、眼底正面画像が取得される。眼底正面画像撮影部１１１は、ＳＬＯレーザー光源２４１、光分割部材２４２、ＳＬＯ走査光学系２４３、及びＳＬＯ信号検出部２４５を有する。ＳＬＯレーザー光源２４１からの光束（照明光）は、光分割部材２４２を通し、ＳＬＯ走査光学系２４３に入射される。ＳＬＯ走査光学系２４３は入射された照明光を不図示の走査手段の一例であるスキャナに集光し、該スキャナによって被検眼眼底での照明光の走査を行う。ここで例示した眼科システムでは、スキャナは、水平スキャン（主走査方向の走査）をするポリゴンミラーと垂直スキャン（副走査方向の走査）をするガルバノミラーとから構成される。なお、主走査方向の走査を行う主走査手段としては、ポリゴンミラーの他に、共振スキャナであってもよい。即ち、ＳＬＯ走査光学系２４３は、眼底に対して照明光を主走査方向で往復走査する主走査手段と、眼底に対して照明光を略等速で走査する副走査手段とを含むように構成されてもよい。もちろん、主走査手段は、ガルバノミラーであってもよい。
In the illustrated ophthalmic system, the fundus front image is acquired by the fundus front
走査されたＳＬＯレーザー光（照明光）は、光分割部材２４０で反射し、光分割部材２３０と光分割部材２４０を介し、さらに対物光学系２１０を介して被検眼１００の網膜に到達する。照明光は網膜で反射して、再び対物光学系２１０、光分割部材２３０、光分割部材２４０、及びＳＬＯ走査光学系２４３を経て、光分割部材２４２で反射してＳＬＯ信号検出部２４５へ到達する。ＳＬＯ信号検出部２４５は入射した光を検出し、電気的なＳＬＯ信号（輝度情報）
を出力する。
The scanned SLO laser light (illumination light) is reflected by the
Is output.
前眼部撮影部１１３は、前眼部を照明する不図示の赤外ＬＥＤと、ＣＣＤカメラとから構成される。赤外ＬＥＤから出射された赤外光は、光分割部材２３０と対物光学系２１０とを介して前眼部に照射される。前眼部で反射された赤外光は、対物光学系２１０と光分割部材２３０とを経て、ＣＣＤカメラによって撮影され、これにより前眼部画像が得られる。
The anterior
ここでは、ＳＬＯレーザー光源２４１は波長７５０ｎｍの光を出射し、ＳＬＤ２１１は波長８５０ｎｍの光を出射し、前眼部照明用の光源としては波長９７０ｎｍの赤外光を出射している。ただし、本実施形態で用いる光の波長は、これらの波長に限定されることはない。その他の波長の光が、断層画像撮影部１１２、眼底正面画像撮影部１１１、及び前眼部撮影部１１３で用いられてもよい。また、ここでは、光分割部材２３０の反射側に前眼部撮影部１１３を、光分割部材２４０の反射側に眼底正面画像撮影部１１１を、光分割部材２３０，２４０の透過方向に断層画像撮影部１１２を配置している。しかし、これら構成の配置を、各々透過側、反射側で入れ替えた配置として撮影装置１１０を構成することもできる。また、例示した撮影装置１１０において、光分割部材２３０と光分割部材２４０とはダイクロミラーから構成され、光分割部材２４２は孔空きミラーより構成されている。ただし、これらは一例であり、ハーフミラーなどのように光を２つに分割できるその他の公知の部材を利用してもよい。
Here, the SLO
図３は、撮影装置１１０により取得された断層画像と眼底正面画像とを説明する図である。同図において、眼底正面画像２５０は撮影装置１１０により取得された被検眼１００の眼底正面画像であり、断層画像２５１は撮影装置１１０により取得された網膜の断層画像の例を示す。また、図３では、眼底正面画像２５０と断層画像２５１とに付随して、測定光の走査方向（ｘ方向）を示す水平方向２５２と、該水平方向２５２と垂直な方向（ｙ方向）とが示されている。ＯＣＴでは、測定光の一照射位置から該照射位置での深さ方向の例えば輝度等に関する断層情報が取得でき、このような一照射位置からの断層情報を取得する走査はＡスキャンと称される。また、このＡスキャンにより得られる画像をＡスキャン画像と称する。図３では、網膜の深さ方向であって、測定光の一照射位置での照射方向を奥行き（Ｚ）方向２５４として示している。断層画像２５１には、奥行き方向２５４から得られるＡスキャンの取得位置をＡスキャン２５５として例示している。また、眼底正面画像２５０上の点線２５６は、断層画像２５１が取得された位置（測定光の走査線）を示している。
FIG. 3 is a diagram illustrating a tomographic image acquired by the photographing
なお、本実施形態では干渉系としてマイケルソン干渉系を用いたが、マッハツェンダー干渉系を用いてもよい。測定光と参照光との光量差に応じて、光量差が大きい場合にはマッハツェンダー干渉系を、光量差が比較的小さい場合にはマイケルソン干渉系を用いることが望ましい。また、本発明は、本実施形態以外の光学配置や装置構成にも適用可能である。例えば、本実施形態では、フーリエドメイン方式（ＦＤ：Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｄｏｍａｉｎ）のＯＣＴ装置のうち、スペクトラルドメイン方式（ＳＤ：Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ）のＯＣＴ装置を例示している。しかし、本実施形態で述べる構成を他の方式のＯＣＴ装置にも適用してもよい。特に、以降で述べる構成は、波長掃引光源を用いたスウェプトソース方式（ＳＳ：Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ）のＯＣＴ装置にも適用可能である。 Although the Michelson interference system is used as the interference system in this embodiment, a Mach-Zehnder interference system may be used. It is desirable to use the Mach-Zehnder interference system when the light amount difference is large and the Michelson interference system when the light amount difference is relatively small, depending on the light amount difference between the measurement light and the reference light. Further, the present invention can be applied to optical arrangements and device configurations other than the present embodiment. For example, in the present embodiment, among the OCT devices of the Fourier domain method (FD: Fourier Domain), the OCT device of the spectral domain method (SD: Spectral Domain) is exemplified. However, the configuration described in this embodiment may be applied to other types of OCT devices. In particular, the configuration described below is also applicable to a Swept Source (SS: Swept Source) OCT apparatus using a wavelength sweep light source.
制御部１１４は、撮影装置１１０の制御を行い、上述した眼底正面画像や断層画像の取得を実行する。制御部１１４は、ＯＣＴ走査光学系２１３やＳＬＯ走査光学系２４３に走査制御信号を送り、被検眼１００を測定光や照明光でＸ方向及びＹ方向に走査する。さらに、制御部１１４は眼底正面画像撮影部１１１や断層画像撮影部１１２に設けられる不図示のフォーカスレンズ、及び断層画像撮影部１１２に設けられる参照ミラー２１６の位置制御も実行する。演算回路１１５は、ＳＬＯ信号検出部２４５、制御部１１４、及び記憶部１１６と接続されている。演算回路１１５は、後述する複数の眼底正面画像の二次元相関演算をハードウェア回路（例えば、ＦＰＧＡやＡＳＩＣ）で行う。これにより、眼底正面画像間の変位量を求めることができ、求めた変位量分、断層画像の取得位置を補正することで眼底トラッキング動作を行う。また、記憶部１１６は、眼底トラッキングで用いる参照眼底画像と求めた変位量とを記憶する。
The
（処理装置の説明）
次に、処理装置１２０について説明する。図１（ｂ）は処理装置１２０の機能構成を示したブロック図である。処理装置１２０は、画像生成部１２１と、記憶部１２２と、画像評価部１２３と、受信部１２５と、表示制御部１２６とを備えている。画像生成部１２１は、処理装置１２０内の記憶部１２２、受信部１２５、及び表示制御部１２６と接続されている。表示制御部１２６は表示部１３０とも接続されており、例えば画像生成部１２１が生成した眼底正面画像や断層画像、或いは撮影指示の入力画面等を表示部１３０に表示させる。画像生成部１２１は、例えば受信部１２５が受信したＯＣＴ信号検出部２１８から得られる干渉信号をフーリエ変換し、フーリエ変換後のデータを輝度或いは濃度情報に変換することによって、上述した被検眼の深さ方向（Ｚ方向）のＡスキャン画像を取得する。
(Explanation of processing equipment)
Next, the
このようなＡスキャンを、ＯＣＴ走査光学系２１３によって網膜上で所定の横断方向に沿って異なる位置で複数回実行することで、複数のＡスキャン画像を取得することができる。例えばＸ方向に測定光を走査すればＸＺ面に並ぶ複数のＡスキャン画像が得られ、Ｙ方向に走査すればＹＺ面に並ぶ複数のＡスキャン画像が得られる。このように被検眼１００上を測定光で所定の横断方向に走査する方式をＢスキャンと称し、これら複数のＡスキャン画像をまとめることで得られる断層画像をＢスキャン画像と称する。このＢスキャンを、被検眼１００の所定の方向にＯＣＴ走査光学系にて繰り返すことによって、複数のＢスキャン画像を取得することができる。例えば、ＸＺ面のＢスキャン画像を取得する測定光の走査をＹ方向にずらせながら繰り返すことで、ＸＹＺ空間の３次元情報を得ることができる。このような走査をＣスキャンと称し、得られた複数のＢスキャン画像から成るデータを３次元データ（Ｃスキャン画像）と称する。
By performing such an A scan a plurality of times at different positions along a predetermined transverse direction on the retina by the OCT scanning
記憶部１２２は、画像生成部１２１が生成した画像や、被検眼の撮影に使われた撮影パラメータ等を記憶する。画像評価部１２３は、画像生成部１２１が生成した画像、又は記憶部１２２の画像の評価を行う。画像の評価は、画像全体の鮮鋭度、輝度平均値等のパラメータにより行われる。このとき、評価項目が鮮鋭度の場合には値が高いほど評価としては高くなり、輝度平均値の場合は輝度が暗くなりすぎないよう所定値以上であること等が評価の対象となる。また、画像評価部１２３は、画像の不良の判定も行う。ここで判定する画像不良の例には、撮影中に被検眼の瞬きにより画像に残る“瞬き跡”や、固視微動による“インタレース縞”、又はコントラスト不足等があげられる。
The
（インタレース方式を用いた眼底正面画像を生成する方法）
次に、本実施形態において、眼底正面画像を生成する方法について説明する。制御部１１４は、ＳＬＯ走査光学系２４３に走査制御信号を送り、被検眼１００の眼底を、照明光でＸ方向及びＹ方向に走査する。さらに、制御部１１４は、照明光を眼底にフォーカスする不図示のフォーカスレンズの位置制御もする。画像生成部１２１は、ＳＬＯ信号検出部２４５からの信号情報として得られる輝度情報（輝度値）を走査信号に基づいて並べて、ＸＹ平面での眼底正面画像を生成する。ただし、本実施形態で適用できる眼底正面画像の撮像及び生成方法は、ここで説明している方法に限らない。例えば、眼底カメラ等その他の方法でもよい。
(Method of generating a frontal image of the fundus using the interlace method)
Next, in the present embodiment, a method of generating a frontal fundus image will be described. The
なお、本実施形態では、眼底を走査するＳＬＯ走査光学系を制御しながらインタレース方式を用いて眼底正面画像を取得する。インタレース方式を用いることにより、眼底正面画像の取得時間を短くすることができ、眼底トラッキングのフィードバック制御時間を短くすることができるという効果がある。なお、ＳＬＯ走査光学系を用いて、眼底正面画像を取得する場合、該眼底正面画像は、例えば図５に示すように走査線Ｌ０１〜Ｌ２０から得た信号から構成される。インタレース方式とは、ラスタスキャンにおける各主走査（Ｘ方向の走査）を副走査方向（Ｙ方向）に順番に行うプログレッシブ方式とは異なる走査の方式である。より詳細には、副走査方向において奇数番号の各主走査と偶数番号の各主走査とを交互に行いながらそれぞれの信号を得る方式である。このとき、奇数番号の複数の主走査線に対応する画像と偶数番目の複数の主走査線に対応する画像とを含む２種類の画像は、信号取得に合わせて順次表示される。これにより、１枚の画像の解像度は低下するが、画像取得に要する時間を１／２に短縮することができる。さらに、画像評価部１２３は、眼底正面画像を解析し、上述した評価項目に関しての該眼底正面画像の評価を行う。記憶部１２２は画像生成部１２１及び表示部１３０と接続され、画像生成部１２１により生成されたＢスキャン画像（断層画像）、３次元データ、眼底正面画像及び前眼部画像が記憶部１２２に記憶される。表示部１３０は、記憶部１２２に記憶された断層画像、眼底正面画像、及び前眼部画像を、表示部１３０に表示される観察用画面内に表示する。
In the present embodiment, the frontal image of the fundus is acquired by using the interlace method while controlling the SLO scanning optical system that scans the fundus. By using the interlace method, it is possible to shorten the acquisition time of the frontal fundus image, and it is possible to shorten the feedback control time of the fundus tracking. When a fundus frontal image is acquired using the SLO scanning optical system, the fundus frontal image is composed of signals obtained from scanning lines L01 to L20, for example, as shown in FIG. The interlaced method is a scanning method different from the progressive method in which each main scan (scanning in the X direction) in the raster scan is sequentially performed in the sub-scanning direction (Y direction). More specifically, it is a method of obtaining each signal while alternately performing the odd-numbered main scans and the even-numbered main scans in the sub-scanning direction. At this time, two types of images including an image corresponding to the plurality of odd-numbered main scanning lines and an image corresponding to the even-numbered plurality of main scanning lines are sequentially displayed in accordance with signal acquisition. As a result, the resolution of one image is lowered, but the time required for image acquisition can be reduced to 1/2. Further, the
次に、以上に説明した撮影装置１１０、処理装置１２０、及び表示部１３０から構成される眼科システムにおいて、被検眼１００の観察から断層画像等の取得までの流れを説明する。まず、観察用画面について図５を用いて説明する。図５は、被検眼観察時に表示部１３０に表示される観察用画面３００の一例を示したものである。観察用画面３００には、前眼部画像３１０、眼底正面画像３０１、断層画像３０２，３０３，３０４，３０５、フォーカス調整スライダー３０８、参照ミラー位置調整スライダー３０７、及び測定開始ボタン３０６が表示されている。眼底正面画像３０１に重畳表示される点線３０９は、眼底正面画像３０１上での断層画像３０２，３０３，３０４，３０５を取得する際の測定光の走査位置を示す。
Next, in the ophthalmology system including the photographing
実際の撮影では、操作者は、前眼部画像３１０を観察しながら対物光学系２１０の正面に被検眼１００を位置させる。その後、ＳＬＯ走査光学系２４３によるＸＹ方向の照明光での走査により眼底正面画像が取得され、ＯＣＴ走査光学系２１３による測定光のＸＹ方向の走査により断層画像が取得される。操作者は、眼底正面画像３０１、断層画像３０２，３０３，３０４，３０５を観察しながら不図示のマウスやマウスカーソルを用いてフォーカス調整スライダー３０８や参照ミラー位置調整スライダー３０７を操作する。これにより、断層画像のフォーカスや、参照ミラー２１６の位置などが調整される。これら断層画像３０２，３０３，３０４，３０５と眼底正面画像３０１は、ＯＣＴ走査光学系２１３，２４３の走査に応じて適宜更新される。操作者は、マウスやタッチパネル等の図示なき走査位置変更手段を操作することで、眼底正面画像３０１に重畳表示される点線３０９の位置を移動させ、これに対応する所望の走査位置を設定する。
In the actual shooting, the operator positions the eye to be inspected 100 in front of the objective
（眼底断層画像生成動作のフローチャート）
次に、図６に示すフローチャートを用いて、本実施形態の眼科システムによる眼底の断層画像撮影時に行われる処理の詳細について説明する。本実施形態では、眼底正面画像３０１の撮影用の照明光の走査を、フレームレートを上げるためにインタレース方式で行う。インタレース方式では、眼底正面画像の取得時に眼底に描画される照明光の走査線を、画像上の一番上から順に番号を付記した場合の、奇数番目の走査線である奇数ラインと偶数番目の走査線である偶数ラインとに分けて画像を取得する。即ち、１枚の眼底正面画像における画素列を画像の上から番号を付記した場合の、奇数番目の画素列の画像情報と偶数番目の画素列の画像情報とを分けて取得する。図４は、インタレース方式の一例について説明する図である。図４では、照明光の走査線が眼底正面画像の一番上から順にＬ０１、Ｌ０２、Ｌ０３、・・・Ｌ２０と番号が付されている。ここに例示するインタレース方式では、奇数ラインの眼底正面画像は、走査線Ｌ０１、Ｌ０３・・・Ｌ１９で構成される。また、偶数ラインの眼底正面画像は、走査線Ｌ０２，Ｌ０４・・・Ｌ２０で構成される。ここでは、奇数ラインの眼底正面画像と偶数ラインの眼底正面画像をそれぞれ、奇数ラインが取得される奇数フィールドの画像と偶数ラインが取得される偶数フィールドの画像と称する。
(Flowchart of fundus tomographic image generation operation)
Next, the details of the processing performed at the time of taking a tomographic image of the fundus by the ophthalmic system of the present embodiment will be described with reference to the flowchart shown in FIG. In the present embodiment, the illumination light for photographing the
実際の眼底撮影では、測定開始ボタン３０６が押されることにより、図６のフローチャートとして示される撮影処理が開始される。以下、フローチャートに沿って撮影処理の詳細について説明する。撮影処理では、まず、眼底正面画像であって、以降の被検眼の動きを計測する際の基準となる参照眼底画像を生成する。そして、例えば後述する１Ｂスキャンの開始あるいは終了のタイミングと同期させて眼底正面画像を取得し、参照眼底画像との間での画像間のずれを求め、これを被検眼の動きとして取得する。この画像間のずれが閾値より大きい場合には、これから開始するＢスキャンから得られる断層画像が以前に取得した断層画像とは異なる位置から取得される可能性が大きいとして、Ｂスキャンの開始位置を取得したずれ量に応じて補正する。そして補正後の位置からの断層画像の取得を行う。このような、眼底の動きに追随してＢスキャンの開始位置（測定光の照射位置）を変更する処理を眼底トラッキングと称する。断層画像の取得時にこのような眼底トラッキングを実行することによって、所望の位置から大きくずれることなく断層画像を取得することが可能となる。
In actual fundus photography, when the
＜ステップＳ１００＞
ステップＳ１００では、制御部１１４が、眼底正面画像撮影部１１１を制御し、眼底トラッキングを行うための参照眼底画像を取得する。記憶部１１６は眼底トラッキングを行う際に用いるために、取得された参照眼底画像を記憶する。なお、眼底正面画像撮影部１１１では眼底からの輝度情報を取得しており、実際に画像を生成しているわけではない。このため、制御部１１４では、この輝度情報を、ＳＬＯ走査光学系２４３の走査位置情報に基づいて眼底正面画像の表示画面に対応する面内に配置することで画像情報を生成し、これを用いて以降の処理を行っている。しかし、以降で述べるトラッキング処理において、この画像情報は眼底正面画像に準じて画像として用いられている。このことから、以降の説明においては、制御部１１４は眼底正面画像を取得し、これを用いて眼底の固視微動量の検出処理を行うこととして説明する。また、参照眼底画像取得の動作の詳細については後述する。
<Step S100>
In step S100, the
＜ステップＳ１１０＞
ステップＳ１１０では、演算回路１１５が、眼底正面画像の時間経過による位置変化を検出しその量を求めることで被検眼の固視微動量を算出する。眼底固視微動の算出動作の詳細については後述する。
<Step S110>
In step S110, the arithmetic circuit 115 calculates the amount of fixation tremor of the eye to be inspected by detecting the position change of the fundus front image with the passage of time and obtaining the amount thereof. The details of the calculation operation of fundus fixation tremor will be described later.
＜ステップＳ１２０＞
ステップＳ１２０では、演算回路１１５が、ステップＳ１１０で算出された固視微動量が閾値より大きいか否かを判定する。なお、閾値は任意に設定が可能であり、例えば、断層画像にアーチファクトが生じる固視微動量を閾値に設定することができる。断層画像を連続的に取得する際に、通常は断層画像の取得位置の補正は行わない。しかし、固視微動量が大きくなり、この固視微動を考慮せずに断層画像を取得した場合には、所望位置での断層画像が取得できずにアーチファクトが生じる可能性が高くなる。そこで、ステップＳ１２０では、アーチファクト発生の可能性を考慮した閾値を設定し、算出された固視微動量がこの閾値を超えるか否かの判定を行っている。
<Step S120>
In step S120, the arithmetic circuit 115 determines whether or not the amount of fixation tremor calculated in step S110 is larger than the threshold value. The threshold value can be set arbitrarily. For example, the amount of fixation tremor that causes an artifact in the tomographic image can be set as the threshold value. When acquiring tomographic images continuously, the acquisition position of the tomographic image is not usually corrected. However, the amount of fixation tremor becomes large, and when a tomographic image is acquired without considering this fixation tremor, there is a high possibility that a tomographic image at a desired position cannot be acquired and an artifact occurs. Therefore, in step S120, a threshold value is set in consideration of the possibility of occurrence of artifacts, and it is determined whether or not the calculated fixation tremor amount exceeds this threshold value.
＜ステップＳ１３０＞
ステップＳ１３０は、ステップＳ１２０での判定により固視微動量が閾値より大きい場合において実行され、制御部１１４が判定結果を処理装置１２０へと送信する。この判定結果を処理装置１２０へ送信する。処理装置１２０は判定結果に基づいて取得に失敗した断層画像のデータを破棄し、同一走査線からの断層画像の再取得（再スキャン）を行うこと等によって取得した断層画像のデータと置き換えるといった処理が可能となる。なお、本実施形態では再走査によって置き換え用の断層画像を得ているが、例えば隣接する断層画像を用いる、あるいは隣接する断層画像に用いて構成した置き換え用の断層画像として用いることもできる。
<Step S130>
Step S130 is executed when the amount of fixation tremor is larger than the threshold value according to the determination in step S120, and the
＜ステップＳ１４０＞
ステップＳ１４０では、制御部１１４が、ステップＳ１１０で検出された固視微動量分だけ走査線の位置を変更することで断層画像の取得位置の補正を行う。断層画像の取得位置の補正は、具体的には、制御部１１４がＯＣＴ走査光学系２１３に与える走査制御信号を変更することによって行われる。
<Step S140>
In step S140, the
＜ステップＳ１５０＞
ステップＳ１５０では、制御部１１４による断層画像の取得位置の補正終了に応じて、断層画像の取得が開始される。具体的には、補正後の走査位置において、測定光による眼底の走査が開始される。そして、この走査によりＯＣＴ信号検出部２１８が取得した干渉信号に基づいて、断層画像撮影部１１２による被検眼の眼底の断層画像（Ｂスキャン像）の取得（生成）が開始される。生成された断層画像は、例えば図５に例示した表示様式で、処理装置１２０により表示部１３０で表示される。
<Step S150>
In step S150, the acquisition of the tomographic image is started in response to the completion of the correction of the tomographic image acquisition position by the
＜ステップＳ１６０＞
ステップＳ１６０では、制御部１１４が、測定（断層画像の取得）が終了したか否かを判断する。ＯＣＴによる断層画像はノイズが多いので、例えば複数回の断層画像の取得を同一走査線に対して行い、取得結果の加算平均を行い、ノイズを低減することが行われる。また、上述したように、Ｂスキャンの位置をずらしながら複数のＢスキャン画像（断層画像）を取得し、得られた断層画像を合成することで眼底の３次元画像（Ｃスキャン画像）を得ることもできる。測定の終了は、所定の回数の断層画像の取得が終了したか、又は所定のエリアからの断層画像の取得が終了したか否かによって判定される。断層画像の取得が終了した場合、撮影動作が終了する。取得が終了していない場合、制御部１１４はフローをステップＳ１１０に移行させ、所定の回数の取得が終了するまで以降の動作を繰り返す。
<Step S160>
In step S160, the
（参照眼底画像取得動作のフローチャート）
次に、上述した図６のステップＳ１００で実行される参照眼底画像の取得動作について、図７のフローチャートを用いて説明する。参照眼底画像の取得動作が開始されると、制御部１１４により、以下に述べるステップＳ２００以降の処理が実行される。
(Reference Flowchart of fundus image acquisition operation)
Next, the operation of acquiring the reference fundus image executed in step S100 of FIG. 6 described above will be described with reference to the flowchart of FIG. 7. When the operation of acquiring the reference fundus image is started, the
＜ステップＳ２００＞
ステップＳ２００では、制御部１１４が、眼底正面画像撮影部１１１を制御し、眼底における上述した奇数フィールド（図４における奇数の走査線Ｌ０１、Ｌ０３、・・・Ｌ１９からなるフィールド）より、画像を取得する。記憶部１１６は、奇数ラインより取得される奇数フィールドの画像を記憶する。
<Step S200>
In step S200, the
＜ステップＳ２１０＞
ステップＳ２１０では、制御部１１４が、眼底正面画像撮影部１１１を制御し、眼底における上述した偶数フィールド（図４における偶数の走査線Ｌ０２、Ｌ０４、・・・Ｌ２０からなるフィールド）より、画像を取得する。記憶部１１６は、偶数ラインより取得される偶数フィールドの画像を記憶する。なお、本実施形態では、上述した奇数ライン及び偶数ラインは、各々生成された眼底正面画像を表示する際の表示画面のピクセル（画素）が、該ラインの延在方向に複数配置されるように構成されている。具体的には、表示画面の例えばライン方向に並ぶピクセルの各々は、例えば照明光を該ラインに沿って走査する際に得る輝度値の取得位置に対応するように配置される。
<Step S210>
In step S210, the
＜ステップＳ２２０＞
ステップＳ２２０では、演算回路１１５が、奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像とに対して二次元相関演算を行う。二次元相関演算は、以下のように行われる。画像１Ｉ１（Ｘ，Ｙ）と画像２Ｉ２（Ｘ，Ｙ）の相互相関係数は、次の式（１）で定義される相互相関関数から得ることができる。
Ｒ１２（ｕ，ｖ）＝∫∫Ｉ１（Ｘ，Ｙ）Ｉ２（Ｘ＋ｕ，Ｙ＋ｖ）ｄＸｄＹ・・・（１）
この相互相関関数が明瞭なピークを持てば、そのピーク位置（ｕ０，ｖ０）に位置するピクセルにおいて、画像１及び画像２間で高い一致度を示すことを表す。相関の有無については、（１）式のピーク位置でのＲ１２（ｕ，ｖ）を所定の閾値と比較することで判断することができる。画像１と画像２とは、このような一致度の高いピクセルを基準として、位置合わせを行うことができる。なお、このように最良の一致度を求める演算方法は相互相関演算以外の方法、種々の画像処理手法（各種相関関数を用いる方法、フーリエ変換を利用する方法、特徴点のマッチングに基づく方法）を用いることが可能である。即ち、これらの他の方法を本実施形態で用いてもかまわない。
<Step S220>
In step S220, the arithmetic circuit 115 performs a two-dimensional correlation calculation on the image of the odd-numbered field and the image of the even-numbered field. The two-dimensional correlation calculation is performed as follows. The cross-correlation coefficient between image 1I1 (X, Y) and image 2I2 (X, Y) can be obtained from the cross-correlation function defined by the following equation (1).
R12 (u, v) = ∫∫I1 (X, Y) I2 (X + u, Y + v) dXdY ... (1)
If this cross-correlation function has a clear peak, it means that the pixel located at the peak position (u0, v0) shows a high degree of agreement between the
また、相互相関係数において、ピークを段階的に求めることもできる。まず、演算回路が、画像１と画像２を縮小して階層画像を生成する。具体的には、一画像を構成するピクセルを所定の単位数で加算する等によってまとめ、該一画像を構成するピクセルの数を減少させる（画像の縮小）。そして、縮小することで得られた階層画像に対して粗処理を行い、所望のパターン（画像間で類似するパターン）の存在する座標位置を検出する。その後、検出された座標の近辺において、例えば元の画素数からなる画像を用いて詳細処理を行い、さらに所望パターンの正確な位置を検出する。このような粗密探索法は、粗い探索を行って所望のパターンの大体の位置を特定し、この結果に基づいて特定された範囲に詳細な探索を行うといった、段階的なマッチング処理を行う。これによって、画像全体にわたって詳細な探索を行うことなく、必要な部分のみを順次精査していくことによって全体の処理時間を短縮することができる。
In addition, the peak can be obtained stepwise in the mutual correlation coefficient. First, the arithmetic circuit reduces the
また、相関係数のピーク近傍の数点から、補間演算を行うことにより、サブピクセル単位で一致度の高い点を求めることができる。図８は、このようなサブピクセル単位での補間処理について説明する図である。図８（ａ）は、相関係数の本来のピーク４０１とその近傍に配置されるピクセルとの位置関係を示す図である。より詳細には、相関演算でのピークを示すピクセルＰ（ｕ０，ｖ０）４００、実際のピーク４０１の位置、及びその隣接ピクセルの座標を示す図である。
Further, by performing interpolation calculation from several points near the peak of the correlation coefficient, it is possible to obtain points having a high degree of coincidence in sub-pixel units. FIG. 8 is a diagram illustrating such interpolation processing in units of sub-pixels. FIG. 8A is a diagram showing the positional relationship between the
本実施形態では、ピーク４０１の位置を求めるため、図８（ｂ）に示す一次補間をＸ軸方向、Ｙ軸方向についてそれぞれ行う。図８（ｂ）は、ピクセルＰ（ｕ０，ｖ０）とＸ軸方向の隣接ピクセルＰ（ｕ０−１，ｖ０），Ｐ（ｕ０＋１，ｖ０）とその相関係数を縦軸にプロットしたものである。相関演算でのピークを示すピクセルＰ（ｕ０，ｖ０）と隣接ピクセルＰ（ｕ０−１，ｖ０），Ｐ（ｕ０＋１，ｖ０）との間にそれぞれ直線を引き、傾きの大きい方を採用する。図８（ｂ）では、隣接ピクセルＰ（ｕ０−１，ｖ０）とピクセルＰ（ｕ０，ｖ０）とを結ぶ直線を採用している。そして残る点から採用した直線と傾きの絶対値は同じで正負が異なる直線を引く。この２直線の交点（図８（ｂ）では交点４０２）の座標を本来のピーク４０１のＸ座標とする。Ｙ軸についても同様の補間計算を行い、ピーク４０１のサブピクセル単位でのＸ座標、Ｙ座標を求めることができる。なお、ここでは一次補間を行ったが、３点を通る二次関数を作り、その極値を求めるようにしてもよい。また、ピークを囲むさらに多くの点から三次元曲面で補間しそのピークを求める等その他の補間方法を用いてもよい。
In the present embodiment, in order to obtain the position of the
＜ステップＳ２３０＞
ステップＳ２３０では、制御部１１４が、ステップＳ２２０の相関演算結果による相関係数を所定の閾値を比較することで相関の有無を判定する。少なくとも一方のフィールドの画像に対して取得時の瞬きや固視微動による眼振の影響があると、相関値は低くなる。閾値との比較により、奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像とが相関無しとなった場合は、制御部１１４はフローをステップＳ２００に戻し、再び奇数フィールドの画像の取得からの処理が行われる。これら画像に相関有りと判定された場合は、フローはステップＳ２４０に移行される。
<Step S230>
In step S230, the
＜ステップＳ２４０＞
ステップＳ２４０では、制御部１１４が、ステップＳ２２０の相関演算結果によるピーク位置の変位量が（０，０．５）に近いかどうかを判定する。ここでのＸ方向はピクセル単位、Ｙ方向はインタレースのフィールドでの走査線単位となる。より詳細には、Ｙ方向では、１が例えば奇数フレームの画像における２本の走査線の間に相当する。即ち、ここでのＹ方向の０．５は、奇数フィールドの１走査線と該１走査線に最も近い偶数フィールドの走査線と該１走査線との間の変位量に相当する。変位量が（０，０．５）に近い場合、奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像とは、固視微動等の影響が少ない間に連続的に取得された画像と考えられ、フローはステップＳ２５０に移行される。変位量が大きい場合、フローはステップＳ２００に戻され、再び奇数フィールドの画像の取得からの処理が行われる。
<Step S240>
In step S240, the
＜ステップＳ２５０＞
ステップＳ２５０では、演算回路１１５が、ステップＳ２００で取得した奇数フィールドの画像とステップＳ２１０で取得した偶数フィールドの画像とを合成し、眼底正面画像のフレームデータ（新たな正面画像）を作成する。奇数フィールドの画像データは合成するフレームデータの奇数ラインに、偶数フィールドの画像データは同フレームデータの偶数ラインになるように合成される。即ち、奇数ラインは、新たな正面画像における奇数フィールドの画像データに対応する領域であり、偶数ラインは、新たな正面画像における偶数フィールドの画像データに対応する領域である。
<Step S250>
In step S250, the arithmetic circuit 115 synthesizes the odd-numbered field image acquired in step S200 and the even-numbered field image acquired in step S210 to create frame data (new frontal image) of the fundus frontal image. The image data of the odd-numbered fields is combined with the odd-numbered lines of the frame data to be combined, and the image data of the even-numbered fields is combined with the even-numbered lines of the same frame data. That is, the odd line is an area corresponding to the image data of the odd field in the new front image, and the even line is the area corresponding to the image data of the even field in the new front image.
＜ステップＳ２６０＞
ステップＳ２６０では、制御部１１４により、ステップＳ２５０で合成したフレームデータを眼底トラッキング用の参照眼底画像として記憶部１１６に記憶させる。以上の処理を実行することにより、変位量の少ない奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像とを合成したフレーム画像を眼底トラッキングの参照眼底画像とすることができる。従って、次に説明する固視微動量の検知の際にフィールド画像を参照眼底画像にするのに対し縦方向の分解能を高くすることができる。なお、ここで得られた参照眼底画像は、処理装置１２０に送られて該処理装置１２０によって表示部１３０に表示することもできる。また、参照眼底画像の生成に用いた元の輝度データ、及び以降で述べる固視微動検出用に眼底から得た輝度データは、処理装置１２０でも用いられ、画像生成部１２１により眼底正面画像が生成される。生成された眼底正面画像は、例えば図５に例示した表示様式で、処理装置１２０により表示部１３０で表示される。
<Step S260>
In step S260, the
本実施形態では、上述したステップＳ２２０で奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像との相関について求めている。その際、相間値が高いと判定された画像については、相間値が求められるようなアーチファクトのない画像であるともいえる。従って、このステップＳ２６０で得られる参照眼底画像は、アーチファクトがない良好な画質の画像の合成によって得られていると考えられる。このように、相間値を求める過程で参照眼底画像の合成に用いる画像の画質が考慮されることにより、被検眼の動きによる歪みの少ない画像を参照眼底画像用として選択することができる。その結果、後述する固視微動等による眼底の位置ずれを、より精度良く取得することができる。 In the present embodiment, the correlation between the odd-numbered field image and the even-numbered field image is obtained in step S220 described above. At that time, it can be said that the image determined to have a high interphase value is an image without an artifact for which the interphase value is required. Therefore, it is considered that the reference fundus image obtained in step S260 is obtained by synthesizing a good image quality image without artifacts. In this way, by considering the image quality of the image used for synthesizing the reference fundus image in the process of obtaining the interphase value, it is possible to select an image with less distortion due to the movement of the eye to be inspected for the reference fundus image. As a result, the displacement of the fundus due to the fixed vision fine movement described later can be acquired more accurately.
なお、本実施形態の説明では、奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像とをセットで取得する例について説明した。即ち、ステップＳ２３０やステップＳ２４０においてフローがステップＳ２００に戻された場合、新たに奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像とが取得されてこれら画像間での相間値が求められる。しかし、画像の取得様式はこれに限られない。例えば、フィールド単位で順次相関を求め、ステップＳ２４０において奇数フィールドの画像−偶数フィールドの画像の順の相関の場合は、変位量（０、０．５）と比較してもよい。この場合、偶数フィールドの画像−奇数フィールドの画像の順の相関の場合は、変位量（０、−０．５）と比較することとなる。このような画像の取得様式としても、同様の効果が得られる。 In the description of this embodiment, an example of acquiring an odd-numbered field image and an even-numbered field image as a set has been described. That is, when the flow is returned to step S200 in step S230 or step S240, an odd-numbered field image and an even-numbered field image are newly acquired, and the interphase value between these images is obtained. However, the image acquisition format is not limited to this. For example, the sequential correlation may be obtained for each field, and in the case of the sequential correlation between the image of the odd field and the image of the even field in step S240, it may be compared with the displacement amount (0, 0.5). In this case, in the case of the correlation in the order of the image of the even field and the image of the odd field, it is compared with the displacement amount (0, −0.5). The same effect can be obtained as such an image acquisition mode.
（眼底固視微動検出動作のフローチャート）
次に、図６のステップＳ１１０で実行される眼底固視微動の検出動作について、図９のフローチャートを用いて説明する。以下の説明では、眼底正面画像を取得するための照明光の走査が図４で示したようにＬ０１ラインから始まっているため、奇数フィールドを基準とする場合について述べる。以下の例では、参照眼底画像と奇数フィールドの画像との相関を取る場合はオフセットを加えず、偶数フィールドの画像との相関を取る場合は該偶数フィールドの画像にオフセットを加える例を示している。
(Flowchart of fundus fixation microtremor detection operation)
Next, the fundus fixation tremor detection operation executed in step S110 of FIG. 6 will be described with reference to the flowchart of FIG. In the following description, since the scanning of the illumination light for acquiring the frontal fundus image starts from the L01 line as shown in FIG. 4, a case where an odd number field is used as a reference will be described. In the following example, an offset is not added when the reference fundus image and the image of the odd field are correlated, and an offset is added to the image of the even field when the correlation is obtained with the image of the even field. ..
＜ステップＳ３００＞
ステップＳ１１０の眼底固視微動の検出動作が開始されると、制御部１１４によって、図９のフローチャートに沿った動作が開始される。まず、ステップＳ３００では、制御部１１４が、眼底正面画像撮影部１１１を制御して、奇数フィールドの画像を取得するために照明光の走査（眼底正面フィールド画像の取得）を開始する。演算回路１１５は、眼底からの反射光を得たＳＬＯ信号検出部２４５からの出力を用いて、奇数フィールドの画像を生成する。
<Step S300>
When the fundus fixation tremor detection operation in step S110 is started, the
＜ステップＳ３１０＞
ステップＳ３１０では、演算回路１１５が、ステップＳ３００で取得した奇数フィールドの画像から、例えば走査線の数が図４に示す２０本からなるフレーム画像を生成する。この処理を、以降ではフレーム化と称する。フレーム化は以下のように行う。まず、奇数フィールドのデータのライン数の２倍のライン数を持つデータエリアを用意する。次に、奇数フィールドのデータのｎライン（ｎ＝１，２，３，…，Ｎ／２：図４の例ではＮ＝２０）のデータを、データエリアの２ｎー１ラインに各々コピーする。また、データエリアの２ｎ−１ラインのデータを、データエリアの２ｎラインに各々コピーする。これにより、奇数フィールドの走査線データを２重化したことになる。なお、ここでは、奇数フィールドの走査線のデータをフレーム化するためのデータエリアの走査線に２度書きしているので、「コピー」という表現を用いている。以上により、フィールドデータの２倍のライン数（フレームデータ相当）を持ち、奇数ラインと次の偶数ラインが同じデータを持つ画像データが用意できる。
<Step S310>
In step S310, the arithmetic circuit 115 generates, for example, a frame image consisting of 20 scanning lines shown in FIG. 4 from the image of the odd-numbered field acquired in step S300. This process is hereinafter referred to as framing. Frame is done as follows. First, a data area having twice the number of lines of data in an odd field is prepared. Next, the data of n lines (n = 1, 2, 3, ..., N / 2: N = 20 in the example of FIG. 4) of the data of the odd field is copied to the 2n-1 line of the data area. Further, the data of the 2n-1 line of the data area is copied to the 2n line of the data area. As a result, the scan line data of the odd field is duplicated. Here, since the data of the scanning lines of the odd-numbered fields is written twice on the scanning lines of the data area for framing, the expression "copy" is used. From the above, it is possible to prepare image data having twice the number of lines (corresponding to frame data) of the field data and having the same data for the odd-numbered line and the next even-numbered line.
＜ステップＳ３２０＞
ステップＳ３２０では、演算回路１１５が、ステップＳ１００で取得した参照眼底画像に対し、ステップＳ３１０でフレーム化した眼底正面画像との二次元相関演算を行う。ここでの相関演算はフレームデータ同士での相関演算となるので、Ｘ方向はピクセル単位で変異はないと考えられるが、Ｙ方向については１走査線単位での変位量が求められることとなる。また、二次元相関演算は、ステップＳ２２０で説明した方式に従い、サブピクセル単位の変位量を求めることとする。
<Step S320>
In step S320, the calculation circuit 115 performs a two-dimensional correlation calculation on the reference fundus image acquired in step S100 with the fundus frontal image framed in step S310. Since the correlation calculation here is a correlation calculation between frame data, it is considered that there is no variation in the X direction in pixel units, but in the Y direction, the displacement amount in one scanning line unit is obtained. Further, in the two-dimensional correlation calculation, the displacement amount in sub-pixel units is obtained according to the method described in step S220.
＜ステップＳ３３０＞
ステップＳ３３０では、演算回路１１５が、ステップＳ３００で取得したフィールド画像が奇数フィールドの画像であるか否かを判断する。奇数フィールドの画像の場合には、制御部１１４はフローをステップＳ３４０に移行させる。そうでない場合、即ち取得した画像が偶数フィールドの画像の場合には、フローはステップＳ３５０に移行される。
<Step S330>
In step S330, the arithmetic circuit 115 determines whether or not the field image acquired in step S300 is an image of an odd number field. In the case of an odd-numbered field image, the
＜ステップＳ３４０＞
ステップＳ３２０で得られた変位量は、奇数フィールドの画像に基づいて算出されたものであるため、このことを考慮することを要する。奇数フィールドの画像の場合、ステップＳ３４０では、演算回路１１５が、フレーム化された画像データに対してＹ軸方向のオフセットを加えない（即ちオフセット０）。制御部１１４は、画像データをそのまま維持し、フローをステップＳ３６０に移行させる。
<Step S340>
Since the displacement amount obtained in step S320 is calculated based on the image of the odd-numbered field, it is necessary to take this into consideration. In the case of an odd-numbered field image, in step S340, the arithmetic circuit 115 does not add an offset in the Y-axis direction to the framed image data (ie, offset 0). The
＜ステップＳ３５０＞
ステップＳ３２０で得られた変位量が、偶数フィールドの画像に基づいて算出されたものである場合には、このことを考慮することを要する。このため、偶数フィールドの画像の場合、ステップＳ３５０では、演算回路１１５が、フレーム化された画像データに対してＹ軸方向に１のオフセットを加える。そして、ステップＳ３６０に進む。この１のオフセットは、フレーム化されたデータエリアを構成する２ｎラインのデータにおいて、奇数フィールドと偶数フィールドとの位置の差を考慮したものである。
<Step S350>
When the displacement amount obtained in step S320 is calculated based on the image of the even field, it is necessary to take this into consideration. Therefore, in the case of an even-numbered field image, in step S350, the arithmetic circuit 115 adds an offset of 1 in the Y-axis direction to the framed image data. Then, the process proceeds to step S360. This offset of 1 takes into consideration the difference in position between the odd-numbered field and the even-numbered field in the 2n-line data constituting the framed data area.
＜ステップＳ３６０，３７０＞
以上の動作により参照眼底画像とステップＳ３００で取得された眼底正面画像との変位量、即ち被検眼の固視微動量が求められる。ステップＳ３６０では、制御部１１４は、演算回路１１５により求められた固視微動量を記憶部１１６に保存させる。また、ステップＳ３７０では、制御部１１４は固視微動量の算出に用いた眼底正面画像を記憶部１１６に保存させる。以上により固視微動の検出動作を終了する。以上の処理を実行することによって、固視微動量を取得することができる。なお、ここでは、被検眼の動きについて固視微動量として述べたが、該固視微動量には、例えば移動量、移動方向、被検眼の回転等についての情報が含まれており、被検眼の移動に関する情報として把握されることが望ましい。また、上述した例では、移動に関する情報を、所謂パターンマッチングと称される２枚の画像を用いた二元相関演算により得ている。しかし、移動に関する情報を求める方法は画像を用いた二次元相間演算に限られず、例えば位相を用いて位相限定相関によって求めてもよい。
<Steps S360, 370>
By the above operation, the amount of displacement between the reference fundus image and the frontal image of the fundus acquired in step S300, that is, the amount of fixation tremor of the eye to be inspected can be obtained. In step S360, the
以上の説明では、奇数フィールドを基準とする例を示したが、偶数フィールドを基準にするよう構成してもよい。その場合には、参照眼底画像と偶数フィールドの画像のフレーム化により得たフィールド画像との相関を取る場合は、オフセットを加えない。これに対して、奇数フィールドの画像のフレーム化により得たフィールド画像と参照眼底画像との相関を取る場合はオフセット（たとえばＹ軸方向に−１のオフセット）を加えることになる。 In the above description, an example in which an odd number field is used as a reference is shown, but an even number field may be used as a reference. In that case, no offset is added when the reference fundus image and the field image obtained by framing the even-numbered field image are correlated. On the other hand, when the field image obtained by framing the odd-numbered field image and the reference fundus image are correlated, an offset (for example, an offset of -1 in the Y-axis direction) is added.
なお、本実施形態では奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像から参照眼底画像としてのフレーム画像を合成する例を示した。しかし、参照眼底画像は、合成しないフィールド画像から得ることとしてもよい。例えば、奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像とを取得し、画像評価部１２３により、鮮鋭度や平均輝度値を評価し、評価の高い方を参照眼底画像することもできる。奇数フィールドの画像を参照眼底画像とした場合は、奇数フィールドの画像との相関を取る場合はオフセット０となる。また、偶数フィールドの画像との相関を取る場合はＹ方向にオフセット０．５を加えることとなる。また、偶数フィールドの画像を参照眼底画像とした場合は、奇数フィールドの画像との相関を取る場合はＹ方向にオフセット−０．５を加え、偶数フィールドの画像との相関を取る場合はオフセット０とする。なお、このオフセットの単位は、インタレースのフィールドでの走査線単位となる。相関はサブピクセル単位で行う。また、奇数フィールドの画像を参照眼底画像とした場合には眼底正面画像のうち奇数フィールドから得た画像のみと相関を取っていき、偶数フィールドの画像を参照眼底画像とした場合は偶数フィールドから得た画像のみと相関を取るよう構成することもできる。
In this embodiment, an example of synthesizing a frame image as a reference fundus image from an odd-numbered field image and an even-numbered field image is shown. However, the reference fundus image may be obtained from a field image that is not composited. For example, an odd-numbered field image and an even-numbered field image can be acquired, the sharpness and the average luminance value can be evaluated by the
一般に、ＯＣＴ装置では、撮影装置１１０本体で異なる時間に取得される眼底正面画像をＰＣ等からなる処理装置１２０側へと転送する。該処理装置１２０側では、取得された複数の眼底正面画像の比較から被検眼の移動量（ずれ量）、移動方向、被検眼の回転等の被検眼の移動に関する情報を算出する。そして、算出された移動に関する情報を撮影装置１１０本体へと転送し、撮像装置に配された測定光走査用のスキャンの制御をこの移動に関する情報を反映させて行うことで断層画像の取得位置を補正する。このため、被検眼の動きを検出してから走査位置を補正するまでに、タイムラグがある。
Generally, in the OCT apparatus, the frontal fundus images acquired by the main body of the photographing
このようなタイムラグは、早い眼の動きに対応する適切なトラッキングのためには考慮される必要がある。即ち、固視微動等の早い目の動きが生じた場合、この動きに応じて眼底トラッキングを行ったとしても、補正用の固視微動量の算出と指示を行う間にさらに目が動き、断層画像の歪みを低減しきれないことも考えられる。また、このような状態で得られる断層画像間の差分値や脱相関値は本来の値よりも大きな値となり、例えばＯＣＴＡ画像を生成しようとした場合に、画像上に白線などのアーチファクトが生じてしまうことが考えられる。 Such time lags need to be considered for proper tracking in response to fast eye movements. That is, when a fast eye movement such as fixation tremor occurs, even if fundus tracking is performed according to this movement, the eye moves further while calculating and instructing the fixation tremor amount for correction, and a fault occurs. It is possible that the distortion of the image cannot be completely reduced. In addition, the difference value and decorrelation value between tomographic images obtained in such a state are larger than the original values. For example, when an attempt is made to generate an OCTA image, an artifact such as a white line occurs on the image. It is possible that it will end up.
本実施形態では、上述したように、撮影装置１１０本体に設けられた制御部１１４、演算回路１１５、及び記憶部１１６を用いて眼底トラッキングを行うこととしている。以下に、本実施形態に係る眼底トラッキングの制御に関する構成と眼底正面画像及び眼底画像の生成に関する構成との関係について、図１０を参照して説明する。図１０は、撮影装置側で行われる処理と処理装置側で行われる処理とを模式的に示しており、図１０（ａ）は本実施形態を示し、図１０（ｂ）は従来の形態を示している。
In the present embodiment, as described above, the fundus tracking is performed using the
図１０（ｂ）を参照すると、従来の形態において、撮影装置１１１０側では、眼底正面画像のための輝度情報の取得、干渉信号の取得、及び干渉信号取得時のＯＣＴ走査光学系２１３の制御が行われる。また、撮影装置１１１０と接続される処理装置１１２０側では、取得された輝度情報に基づく眼底正面画像の生成と干渉信号に基づく断層画像の生成に合わせ、トラッキングのための位置ずれ量が算出される。より詳細には、処理装置１１２０は、撮影装置１１１０から取得した眼底の輝度情報から、あるいは処理装置１１２０で生成された眼底正面画像から、眼底の位置ずれ量（眼底正面画像のオフセット量）を求める。求められた位置ずれ量は、処理装置１１２０から撮影装置１１１０に送られ、ＯＣＴ装置における走査光学系がこの位置ずれ量に基づいて制御される。このように、眼底トラッキングの制御に関与する構成が、撮影装置１１１０側と処理装置１１２０側とに分かれて存在することにより、データのやり取りによる上述したタイムラグが生じる。このタイムラグは、眼底トラッキングの高速化のためにはできるだけなくすことが好ましい。
Referring to FIG. 10B, in the conventional embodiment, on the
これに対し、本実施形態に係る眼科システムでは、図１０（ａ）に示すように、撮影装置１１０側に眼底トラッキングの制御に関連する構成の大半が配置され、該撮影装置１１０側のみで眼底トラッキングの制御が行われる。即ち、図６に示したフローチャートにおける処理のすべてが、撮影装置１１０に配置される制御部１１４、演算回路１１５、及び記憶部１１６により実行可能とされる。具体的には、眼底の輝度情報の取得、該輝度情報あるいは該輝度情報に基づく画像からの位置ずれ量の算出、及び該位置ずれ量に基づく走査光学系の制御、が全て撮影装置１１０で行われる。このような構成とすることによって上述したタイムラグを発生させる要因をなくし、眼底トラッキングの高速化を図ることが可能となる。
On the other hand, in the ophthalmic system according to the present embodiment, as shown in FIG. 10A, most of the configurations related to the control of fundus tracking are arranged on the
上述したように、本実施形態では、高いリアルタイム性（高速性）が要求される眼底トラッキングは撮影装置１１０側で行うことで、眼底トラッキングのために実行されるフィードバック制御を高速化することができる。その結果、固視微動等によって生じる断層画像のアーチファクトを低減することができる。また、上述したステップＳ１３０において被検眼１００の移動に関する情報である移動量が閾値を超えた場合、例えば対応する断層画像の再取得が行われる。本実施形態では、再取得が開始されるまでに要する時間が短縮されることから、再取得時の被検眼１００の移動量が従来より低減され、撮影時間が短縮されて被検者の負担がより軽減される。
As described above, in the present embodiment, the fundus tracking, which requires high real-time performance (high speed), is performed on the
なお、上述した実施形態では、インタレース方式によって眼底正面画像を取得している。しかし、眼底正面画像の取得はこの方式に限られず、例えばプログレッシブ方式によって取得してもよい。以下、プログレッシブ方式によって眼底正面画像を取得する場合について説明する。なお、プログレッシブ方式とは、ラスタスキャンにおける各主走査（Ｘ方向の走査）を副走査方向（Ｙ方向）に順番に行う走査の方式で、例えば図５に示すように走査線Ｌ０１〜Ｌ２０から得た信号から眼底正面画像を構成する方式である。即ち、プログレッシブ方式では、１枚の眼底正面画像を構成する信号を、該画像に対して配置される全ての走査線から得ている。このように眼底正面画像に関する情報をすべての走査線から得ることにより、インタレース方式で画像を構成する場合に対して、解像度の高い画像が得られる。しかし、その反面、１枚の画像の取得に要する時間はインタレース方式の２倍となる。 In the above-described embodiment, the frontal image of the fundus is acquired by the interlace method. However, the acquisition of the frontal fundus image is not limited to this method, and may be acquired by, for example, a progressive method. Hereinafter, a case where a frontal fundus image is acquired by a progressive method will be described. The progressive method is a scanning method in which each main scan (scanning in the X direction) in the raster scan is performed in order in the sub-scanning direction (Y direction), and is obtained from scanning lines L01 to L20 as shown in FIG. 5, for example. This is a method of constructing an image of the front of the fundus from the signal. That is, in the progressive method, the signals constituting one fundus frontal image are obtained from all the scanning lines arranged for the image. By obtaining the information on the frontal fundus image from all the scanning lines in this way, it is possible to obtain an image having a high resolution as compared with the case where the image is constructed by the interlace method. However, on the other hand, the time required to acquire one image is twice that of the interlaced method.
プログレッシブ方式の場合、制御部１１４により、例えば図４に示す走査線であるＬ０１〜Ｌ２０の順に照明光が走査され、走査の終了とともに参照眼底画像の取得の処理が終了する。従って、図６におけるステップＳ１００において、制御部１１４や演算回路１１５による図７に示すステップＳ２１０〜Ｓ２５０の処理は行われない。制御部１１４は、ステップＳ２００において、奇数フィールド用の眼底正面画像の取得ではなく、全走査線を用いたフィールドから眼底正面画像の取得の処理を実行する。取得された眼底正面画像は、ステップＳ２６０においてトラッキング用の参照眼底画像として記憶部１１６に記憶される。
In the progressive method, the
ステップＳ１１０では、制御部１１４は、再度プログレッシブ方式によって眼底正面画像を取得する。演算回路１１５は、該眼底正面画像と、ステップＳ１１０で得た参照眼底画像とを用いて、図９におけるステップＳ３２０の二次元相関演算を行ってこれら画像間での位置ずれ量を求める。なお、ここで行う二次元相関演算では、上述したステップＳ３２０と同様に、Ｙ方向について１走査線単位での変位量を求めることとなる。また、その際に、図７で説明したステップＳ２２０の場合と同様に、変位量をサブピクセル単位で求めてもよい。プログレッシブ方式の場合、同じフィールドで眼底正面画像を得ていることから、画像をオフセットさせる必要がなく、ステップＳ３３０〜Ｓ３５０の処理は行われない。ステップＳ３２０にてずれ量が求められると、フローはステップＳ３６０に移行され、求められたずれ量が固視微動量として記憶部１１６に記憶される。以降この固視微動量を用いて、図６におけるステップＳ１２０〜Ｓ１６０の処理が行われる。
In step S110, the
上述したインタレース方式の場合、固視微動量を得るために参照眼底画像と比較される画像は、プログレッシブ方式で眼底正面画像の取得に要する時間の約半分の時間で取得できる。このため、プログレッシブ方式の場合と比較して、より短時間で固視微動量の検出が繰り返されることとなり、この点でもトラッキングの高速化を図ることができる。しかし、プログレッシブ方式の場合であっても、眼底トラッキングの制御を撮影装置１１０側のみで行うことにより、上述したデータ転送等に伴うタイムラグを低減でき、眼底トラッキングの高速化を図ることができる。なお、上述した実施形態では、照明光及び測定光を走査する走査パターンとして、所謂ラスタスキャンを例示している。しかし、走査パターンは該ラスタスキャンに限られず、３Ｄスキャン、ラジアルスキャン、クロススキャン、サークルスキャン、及びリサージュスキャン（リサージュ曲線に沿った走査）等が含まれてよい。これら走査パターンにより断層画像を得る場合であっても、本実施形態で述べた眼底トラッキングの制御を行うことにより、上述したデータ転送等に伴うタイムラグを低減でき、眼底トラッキングの高速化を図ることができる。
In the case of the above-mentioned interlace method, the image to be compared with the reference fundus image in order to obtain the fixed vision fine movement amount can be acquired in about half the time required to acquire the fundus anterior image by the progressive method. Therefore, as compared with the case of the progressive method, the detection of the fixed vision fine movement amount is repeated in a shorter time, and the tracking speed can be increased in this respect as well. However, even in the case of the progressive method, by controlling the fundus tracking only on the
なお、本発明は、上述した実施形態において説明した内容に限定されるものではなく、特許請求の範囲内において種々の変形等が可能である。また、撮影装置としてＯＣＴ装置を用いた眼科システムを例示したが、本発明はこれに限定されるものではない。眼底トラッキングが一般的に行われるＯＣＴＡ、補償光学系を用いたＳＬＯ等を含む眼科システムにおいても、眼底トラッキングの高速化はＯＣＴ装置と同様に求められており、従ってこれら眼科システムに対しても上述した構成は適用可能である。なお、例えばＯＣＴＡの場合には、装置構成は第１の実施形態で述べたものと同じである。相違点としては、処理装置１２０において複数の断層画像間における脱相間演算が行われ、画素値の時間的変化の対比を示すモーションコントラストを求める構成が付加される。また、例えば図７のフローチャートにおいて、ステップＳ１６０において同一個所での所定回数のＯＣＴ撮影が行われたか否かが判定され、さらにそのあとにすべての走査予定位置で所定回数のＯＣＴ撮影が行われたか否かが判定されることとなる。しかし、撮影装置１１０と処理装置１２０との基本構成は変わらない。
The present invention is not limited to the contents described in the above-described embodiment, and various modifications and the like can be made within the scope of the claims. Further, an ophthalmic system using an OCT device as an imaging device has been exemplified, but the present invention is not limited thereto. In an ophthalmic system including OCTA, which is generally used for fundus tracking, and SLO using an adaptive optics system, high-speed fundus tracking is required in the same manner as the OCT device. The configuration is applicable. In the case of OCTA, for example, the device configuration is the same as that described in the first embodiment. The difference is that the
ＯＣＴＡ装置では、異なる時間において同一位置から複数の断層画像を取得し、これら断層画像における同一個所での脱相間値をモーションコントラストデータとして取得する。そして、得られたモーションコントラストデータを用いてＯＣＴＡ画像を生成し、移動物体の分布等を観察する。ここで、モーションコントラストデータとは、被検体組織のうち流れのある組織（例えば血液）と流れのない組織の間の対比を数値化したものである。この場合、ＯＣＴ装置における構成は変える必要がなく、ＯＣＴＡ用の撮影モード（ＯＣＴＡ撮影モード）を設け、これを選択できるようにすればよい。なお、ＯＣＴＡ撮影モードでは、ラスタスキャン以外の３Ｄスキャン、ラジアルスキャン、クロススキャン、サークルスキャン、及びリサージュスキャンのいずれかを選択できることが望ましい。ＯＣＴＡ撮影モードでは、測定光を同一位置で所定回数走査し、得られた所定数の断層画像からモーションコントラストデータを得ており、これら所定数の断層画像をクラスタと称する。このようなクラスタに１断層画像であっても走査位置補正が不十分なものが含まれる場合には、該１断層画像と他の断層画像との間ですべての組織に流れがあると判別されてしまう。このため、１クラスタの中に固視微動量が閾値よりも大きいと判定されたものが含まれる場合には、そのクラスタにおける断層画像全てを再取得することが望ましい。 The OCTA apparatus acquires a plurality of tomographic images from the same position at different times, and acquires the dephase-to-phase value at the same location in these tomographic images as motion contrast data. Then, an OCTA image is generated using the obtained motion contrast data, and the distribution of moving objects and the like are observed. Here, the motion contrast data is a numerical value of the contrast between the tissue having a flow (for example, blood) and the tissue without a flow among the tissue of the subject. In this case, it is not necessary to change the configuration of the OCT device, and a shooting mode for OCTA (OCTA shooting mode) may be provided so that it can be selected. In the OCTA shooting mode, it is desirable to be able to select any of 3D scan, radial scan, cross scan, circle scan, and resage scan other than raster scan. In the OCTA imaging mode, the measurement light is scanned a predetermined number of times at the same position, and motion contrast data is obtained from the obtained predetermined number of tomographic images, and these predetermined number of tomographic images are referred to as clusters. If such a cluster includes one tomographic image with insufficient scanning position correction, it is determined that there is a flow in all tissues between the one tomographic image and the other tomographic images. It ends up. Therefore, if one cluster includes a cluster in which the amount of fixation tremor is determined to be larger than the threshold value, it is desirable to reacquire all tomographic images in that cluster.
補償光学系を用いた所謂ＡＯ−ＳＬＯの場合には、眼底正面画像撮影部１１１とは別に、第１の実施形態における断層画像撮影部１１２に変えて補償光学ＳＬＯからなる眼底撮影部が設けられる。なお、ＡＯ−ＳＬＯとは、角膜や水晶体等の眼の光学組織によって生じる収差の影響を低減してより狭い範囲での詳細な眼の観察を可能とする装置であり、被検眼を介した光の収差を補正する補償光学系を備える。ＡＯ−ＳＬＯでは、断層画像撮影部１１２と同様に、該眼底撮影部は断層画像撮影部１１２とは独立して眼底画像を撮影し、眼底正面画像撮影部１１１が取得した画像に関する情報から得た固視微動量に基づいて照明光の走査位置が補正される。即ち、補償光学系を用いたＳＬＯにおいても固視微動量の検出とこれに伴うフィードバック制御は第１の実施形態と同様に行われ、従って第１の実施形態と同様の構成を配することでトラッキングの高速化を図ることができる。
In the case of the so-called AO-SLO using the adaptive optics system, a fundus imaging unit composed of the adaptive optics SLO is provided in place of the tomographic
上述したように、本実施形態に係る眼科システムは、撮影装置１１０と画像を生成する処理装置（処理装置１２０）とを備える。撮影装置１１０は、第１の撮影部（眼底正面画像撮影部１１１）と第２の撮影部（断層画像撮影部１１２）とを含み、該第１の撮影部により被検眼の第１の画像に関する情報を取得し、該第２の撮影部により第２の画像に関する情報を取得する。第１の画像に関する情報には、例えば眼底正面画像の生成に用いられる輝度情報が含まれる。また、第２の画像に関する情報には、断層画像の生成に用いられる干渉信号が含まれる。撮影装置１１０はまた、第１の画像に関する情報を取得し（ＳＬＯ信号検出部２４５）、該情報を用いて演算回路１１５によって被検眼の移動量に関する情報を取得する。この移動に関する情報には、例えば被検眼の移動量、移動方向、被検眼の回転が含まれる。そして、該撮影装置１１０では、補正手段（制御部１１４）が該移動に関する情報を用いて、第２の画像に関する情報の取得位置（ＯＣＴにおける測定光の走査位置又は光学ヘッド部の位置）を補正する。撮影装置１１０は送信部１１８（送信手段）を有し、該送信部１１８は処理装置１２０の受信部１２５（受信手段）と通信手段により接続される。送信部１１８は、例えば上述した輝度情報と干渉信号とを、受信部に送信する。受信部１２５は、これら輝度情報と干渉信号とを受信する。処理装置１２０はまた、受信した輝度情報を用いて眼底正面画像を生成し、受信した干渉信号を用いて断層画像を生成する生成手段（画像生成部１２１）を有する。処理装置１２０はまた、画像生成部１２１が生成した画像を表示手段（表示部１３０）に表示させる表示制御手段（表示制御部１２６）を有する。なお、第２の画像は、ＯＣＴＡ画像や補償光学系を有するＳＬＯにより得られる眼底正面画像であってもよい。
As described above, the ophthalmic system according to the present embodiment includes a photographing
上述した演算回路１１５は、複数の眼底正面画像に関する情報を用いて被検眼の移動量（固視微動量）を算出する。より詳細には、演算回路１１５は、複数の眼底正面画像（複数の第１の画像）に関する情報間において二次元相関演算を行うことにより移動量を算出する。なお、この二次元相関演算では、第１の画像に関する情報から得られる画像（画像生成部１２１で生成される眼底正面画像に対応する画像）のピクセル数を減少させることで得られる画素数に対応する階層画像を生成し、これを用いるとよい。この階層画像において、演算回路１１５は、移動量の算出に用いるパターンを抽出する。そして、第１の画像に関する情報から得られる画像の抽出されたパターンを含む領域における該パターンの座標を用いて複数の第１の画像に関する情報から得られる画像間でのずれ量を求め、移動量を算出する。また、より詳細な眼底トラッキングを行うために、二次元相関演算は、眼底正面画像を構成するピクセルに対して、サブピクセル単位で行われるとよい。 The calculation circuit 115 described above calculates the amount of movement (fixation fine movement amount) of the eye to be inspected using information on a plurality of frontal images of the fundus. More specifically, the calculation circuit 115 calculates the amount of movement by performing a two-dimensional correlation calculation between information on a plurality of frontal fundus images (a plurality of first images). In this two-dimensional correlation calculation, it corresponds to the number of pixels obtained by reducing the number of pixels of the image (the image corresponding to the frontal image of the fundus of the eye generated by the image generation unit 121) obtained from the information related to the first image. It is advisable to generate a hierarchical image to be used. In this hierarchical image, the arithmetic circuit 115 extracts a pattern used for calculating the movement amount. Then, the amount of deviation between the images obtained from the information on the plurality of first images is obtained by using the coordinates of the pattern in the region including the extracted pattern of the image obtained from the information on the first image, and the amount of movement is obtained. Is calculated. Further, in order to perform more detailed fundus tracking, the two-dimensional correlation calculation may be performed on a sub-pixel basis for the pixels constituting the fundus frontal image.
また、本実施形態において、演算回路１１５は、算出された固視微動量が閾値を超えるか否かを判定する。判定結果は、処理装置１２０に送信される。算出された固視微動量が値を超えると判定された場合、該処理装置１２０は生成する断層画像において、閾値を超えた輝度情報に対応して得られている干渉信号から得られる画像を他の画像に置き換えることができる。なお、本実施形態では、眼底正面画像は、インタレース方式で取得される。演算回路１１５は、眼底正面画像における奇数番目のピクセル列に対応する列から得られる情報と、偶数番目のピクセル列に対応する列から得られる情報とを合成しフィールド画像を生成する。そして生成されたフィールド画像を第１の画像に関する情報を参照眼底画像として用い、被検眼の移動量として固視微動量を算出する。なお、参照眼底画像の生成方式はこれに限られず、眼底正面画像における奇数番目のピクセル列に対応する列から得られる情報と、偶数番目のピクセル列に対応する列から得られる情報とのいずれかを用いて生成することもできる。即ち、参照眼底画像と比較する際に用いられる第１の画像に関する情報は、画像生成部１２１で生成される第１の画像を構成する複数の画素（ピクセル）に対応する複数の輝度値の少なくとも一部から構成される。より詳細には、第１の画像に関する情報として取得した少なくとも一部の輝度値を対応する画素に配置して得られた画像情報と参照眼底画像との比較により、被検眼の移動量が求められる。
Further, in the present embodiment, the arithmetic circuit 115 determines whether or not the calculated amount of fixation tremor exceeds the threshold value. The determination result is transmitted to the
ここで、第１の画像に関する情報は、例えば輝度値と２次元座標とが対応づいて複数取得された情報であり、２次元座標に対応する画素に輝度値を配置する（並べる）ことで得られる画像であってもよい。なお、本実施形態では、第１の画像に関する情報は、共焦点レーザー走査検眼鏡を用いて取得される。また、第２の画像に関する情報は、ＯＣＴ装置を用いて取得される。即ち、撮影装置１１０は、測定光で走査した被検眼からの戻り光を用いて干渉信号を取得し、該干渉信号が送られた画像生成部１２１は被検眼の眼底の断層画像を生成する。また、本実施形態において、画像生成部１２１が生成する第１の画像は、眼底正面画像である。また、本実施形態では、通信手段としてＵＳＢを用いたが、ギガビットイーサネット（登録商標）を用いることもできる。また、無線方式の通信手段を用いてもよい。
Here, the information regarding the first image is, for example, information acquired in a plurality of cases in which the luminance value and the two-dimensional coordinates correspond to each other, and is obtained by arranging (arranging) the luminance values in the pixels corresponding to the two-dimensional coordinates. It may be an image to be displayed. In the present embodiment, the information regarding the first image is acquired by using a confocal laser scanning ophthalmoscope. Further, the information regarding the second image is acquired by using the OCT apparatus. That is, the photographing
なお、上述した実施形態で断層画像はラスタスキャンにより取得している。ラスタスキャンとは、例えば図５の走査線Ｌ０１の方向への測定光の走査（主走査）を行い、その後走査線Ｌ０２の位置の走査開始位置に測定光の照射位置を走査（副走査）し、以降これを繰り返す走査をいう。図７に示すように走査位置の補正は、１の主走査と次の主走査との間で行われる。これにより、眼底上において走査線がＬ０１〜Ｌ２０と配置されるように測定光が走査され、眼底上の所望位置からの干渉信号が過不足なく得られる。 In the above-described embodiment, the tomographic image is acquired by raster scan. In the raster scan, for example, the measurement light is scanned in the direction of the scanning line L01 in FIG. 5 (main scanning), and then the irradiation position of the measurement light is scanned (secondary scanning) at the scanning start position at the position of the scanning line L02. , Subsequent scanning that repeats this. As shown in FIG. 7, the correction of the scanning position is performed between one main scan and the next main scan. As a result, the measurement light is scanned so that the scanning lines are arranged as L01 to L20 on the fundus, and an interference signal from a desired position on the fundus can be obtained without excess or deficiency.
また、上述した実施形態では、１枚の眼底正面画像に対して１枚の断層画像が取得されることとしている。しかし、眼底正面画像の取得のタイミングと断層画像の取得のタイミングとが同期可能であれば、一方の画像が１枚取得される間に他方の画像が整数倍となる枚数取得されてもよい。例えば、眼底正面画像を１枚取得するタイミングに対して断層画像が１枚或いは２枚取得する場合が対応し、図７のフローチャートではステップＳ１５０において１或いは２枚の断層画像が取得される。また、例えばＯＣＴＡ撮影の場合のように、同一位置で、複数枚の断層画像が取得される。また、同期できない場合には、断層画像の取得中に固視微動が検出されてもこの取得中には走査位置の補正は行わず、次の断層画像取得のための測定光の走査位置の補正のタイミングで補正を行うとよい。さらに、例えばＯＣＴＡ撮影の場合のように、同一位置で、複数枚の断層画像を取得する場合も考えられる。この場合、同一位置での断層画像の取得中に固視微動が検出されても該同一位置からの断層画像の取得中には走査位置の補正は行わず、次の位置での最初の断層画像の取得の開始まで走査位置の補正のタイミングを遅延させるとよい。また、同期できない場合には、本撮影の開始の際にだけ同期をとることとし、走査位置の補正が求められる場合には再走査により対応してもよい。その場合、再走査の位置については、開始からの経過時間とフレームレートとを用いて算出することができる。 Further, in the above-described embodiment, one tomographic image is acquired for one fundus frontal image. However, if the timing of acquiring the frontal fundus image and the timing of acquiring the tomographic image can be synchronized, the number of images in which the other image is an integral multiple may be acquired while one image is acquired. For example, the case where one or two tomographic images are acquired corresponds to the timing of acquiring one frontal fundus image, and in the flowchart of FIG. 7, one or two tomographic images are acquired in step S150. Further, as in the case of OCTA imaging, for example, a plurality of tomographic images are acquired at the same position. If synchronization is not possible, even if fixation tremor is detected during the acquisition of the tomographic image, the scanning position is not corrected during this acquisition, and the scanning position of the measurement light for the next tomographic image acquisition is corrected. It is advisable to make corrections at the timing of. Further, it is also conceivable to acquire a plurality of tomographic images at the same position as in the case of OCTA imaging, for example. In this case, even if fixation tremor is detected while acquiring the tomographic image at the same position, the scanning position is not corrected during the acquisition of the tomographic image from the same position, and the first tomographic image at the next position is not corrected. It is advisable to delay the timing of correction of the scanning position until the start of acquisition of. If synchronization is not possible, synchronization may be performed only at the start of the main shooting, and if correction of the scanning position is required, rescanning may be performed. In that case, the rescan position can be calculated using the elapsed time from the start and the frame rate.
また、上述した実施形態では、眼底正面画像撮影部として走査型レーザー検眼鏡を用いているが、眼底の正面画像の取得には他の公知の画像取得手段を用いることもできる。例えば、眼底正面画像を２次元センサにて一括取得する構成を眼底正面画像撮影部に用いてもよい。また、この場合、２次元センサは撮影装置本体に内蔵されるように構成されてもよく、２次元センサを含む例えばデジタルカメラと撮影装置本体とが着脱可能に構成されてもよい。また、デジタルカメラと撮影装置本体とが着脱可能とされた場合には、該デジタルカメラと撮影装置本体とは通信可能に接続され、これにより撮影装置本体に配置される演算回路が移動に関する情報を取得可能とすることができる。 Further, in the above-described embodiment, the scanning laser ophthalmoscope is used as the fundus frontal image capturing unit, but other known image acquisition means can also be used to acquire the fundus frontal image. For example, the fundus front image capturing unit may use a configuration in which the fundus front image is collectively acquired by a two-dimensional sensor. Further, in this case, the two-dimensional sensor may be configured to be built in the photographing device main body, or the digital camera including the two-dimensional sensor and the photographing device main body may be detachably configured. When the digital camera and the main body of the photographing device are detachable, the digital camera and the main body of the photographing device are communicably connected, so that the arithmetic circuit arranged in the main body of the photographing device can provide information on movement. It can be acquired.
［第２の実施形態］
上述した第１の実施形態では、眼底トラッキング制御を撮影装置１１０側で行うことによって、眼底トラッキングの高速化を図っている。これに対し、処理装置１２０側では、眼底トラッキングによって取得位置を補正して得た干渉信号から断層画像を生成し、眼底トラッキングに用いた輝度情報から眼底正面画像を生成しているだけとなっている。ここで、例えば固視微動量が想定以上に大きい場合、高速化した眼底トラッキングであっても対処できずにアーチファクト等が残存することも可能性としてはありえる。第２の実施形態では、このような場合において、固視微動量がアーチファクトが残存する恐れがある閾値を超えた場合に、アーチファクトの発生部分への具体的な対処を行っている。以下、図１１乃至図１４を参照して、本発明の第２の実施形態に係る眼科システムについて詳細に説明する。なお、以降の説明において、第１の実施形態で述べた構成要素と同じ若しくは同様の機能を呈する構成については同じ参照符号を用いて図中で示すこととし、ここでの説明は省略する。
[Second Embodiment]
In the first embodiment described above, the fundus tracking is controlled on the
図１１（ａ）に第２の実施形態に係る眼科システムの概略構成を示し、１１（ｂ）に該眼科システムの機能構成についてのブロック図を示す。第２実施形態では、撮影動作において、第１の実施形態で行った眼底トラッキングに加え、処理装置２１２０側でアーチファクト発生の可能性を考慮して、断層画像の再取得を行う点が第１実施形態と異なる。このため、図１１（ｂ）に示すように、第２の実施形態に係る眼科システムは、処理装置２１２０がさらに画像処理部２１２４を有することにおいて、第１の実施形態における処理装置１２０と異なる。また、これらに加え、具体的な撮影処理上の相違点として、本実施形態では、眼底固視微動検出の際、小さい画像データを用いて二次元相関演算を行っている。そして、これによって計算量を削減することで、さらにリアルタイム性の高い眼底トラッキングを行う。また、処理装置２１２０では、大きい画像データを用いて二次元相関演算を行い、大きな固視微動や瞬きなどをトラッキングで検出して、再スキャン判定（断層画像の再取得と行うか否かの判定）を行う。以上の構成により、眼底トラッキングのフィードバック制御を高速にすることができ、かつトラッキングに失敗したかどうかは、平行処理によって処理装置２１２０が判定することで、アーチファクトが低減された断層画像を得ることができるという効果がある。
FIG. 11A shows a schematic configuration of the ophthalmic system according to the second embodiment, and FIG. 11B shows a block diagram of the functional configuration of the ophthalmic system. In the second embodiment, in the photographing operation, in addition to the fundus tracking performed in the first embodiment, the first embodiment is to reacquire the tomographic image in consideration of the possibility of occurrence of an artifact on the
なお、ここで述べる大きな画像データとは、例えば図１４に示すような、Ｍ個の探索領域から構成される断層画像全域に対応する量の画像データがこれにあたる。また、小さな画像データとは、例えば図１４に示す一探索領域に対応する量の画像データがこれにあたる。即ち、大きな画像データと小さな画像データとは、画像として用いる画素数が相対的に多いか少ないかに対応して相対的に決定される用語であって、具体的なデータ量を示してはいない。ここで述べた例では、撮影装置１１０で眼底トラッキングのために画素数が少なく相対的にデータ量が小さくなる狭い範囲の画像を用い、処理装置２１２０で眼底正面画像の生成のために全画素数に対応するデータ量が大きくなる広い範囲の画像を用いている。
The large image data described here corresponds to an amount of image data corresponding to the entire area of the tomographic image composed of M search regions, as shown in FIG. 14, for example. Further, the small image data corresponds to, for example, an amount of image data corresponding to one search area shown in FIG. That is, large image data and small image data are terms that are relatively determined according to whether the number of pixels used as an image is relatively large or small, and do not indicate a specific amount of data. .. In the example described here, the photographing
次に、図１２に示すフローチャートを用いて、本実施形態の眼科システムによる眼底断層画像撮影時に行われる処理の詳細について説明する。なお、本実施形態でも、第１の実施形態と同様に、眼底正面画像の撮影のための照明光の走査は、フレームレートを上げるために図４を参照して説明したインタレース方式で行う。実際の眼底撮影では、測定開始ボタン３０６が押されることにより、図１２のフローチャートとして示される撮影処理が開始される。
Next, the details of the processing performed at the time of fundus tomography imaging by the ophthalmic system of the present embodiment will be described with reference to the flowchart shown in FIG. In this embodiment as well, as in the first embodiment, the scanning of the illumination light for capturing the frontal fundus image is performed by the interlace method described with reference to FIG. 4 in order to increase the frame rate. In actual fundus photography, when the
＜ステップＳ５００＞
ステップＳ５００では、制御部１１４が、眼底正面画像撮影部１１１を制御し、眼底トラッキングを行うための参照眼底画像を取得する。記憶部１１６は眼底トラッキングを行う際に用いるために、取得された参照眼底画像を記憶する。参照眼底画像の取得時に行われる処理については第１の実施形態で行われた処理と同じである。なお、本実施形態では、眼底トラッキングによって得られた断層画像（Ｂスキャンにより取得したデータ）の適否の判断を、眼底正面画像を用いて処理装置２１２０でも行っている。このため、参照眼底画像の生成は、処理装置２１２０における画像生成部１２１においても行われる。なお、処理装置１２０で行われる参照眼底画像の生成処理は、第１の実施形態で述べた処理を同様の処理であるため、ここでの説明は省略する。
<Step S500>
In step S500, the
＜ステップＳ５１０＞
ステップＳ５１０では、演算回路１１５が、眼底正面画像の時間経過による位置変化を検出し、その量を求めることで被検眼の固視微動量を算出する。眼底固視微動の算出動作の詳細については後述する。
<Step S510>
In step S510, the arithmetic circuit 115 detects the position change of the frontal image of the fundus with time, and calculates the amount of fixation tremor of the eye to be inspected by obtaining the amount. The details of the calculation operation of fundus fixation tremor will be described later.
＜ステップＳ５２０＞
ステップＳ５２０では、制御部１１４が、ステップＳ５１０で検出された固視微動量分だけ走査線の位置を変更することで断層画像の取得位置の補正を行う。断層画像の取得位置の補正は、具体的には、制御部１１４がＯＣＴ走査光学系２１３に与える走査制御信号を変更することによって行われる。なお、第１の実施形態では、固視微動の影響が断層画像に現れる場合の固視微動量を勘案して閾値を定め、固視微動量が該閾値を超えた場合に取得位置の補正を行っている。しかし、本実施形態では、固視微動量によらず、算出された固視微動量に応じて常に取得位置の補正を行うこととしている。
<Step S520>
In step S520, the
＜ステップＳ５３０＞
ステップＳ５３０では、制御部１１４による断層画像の取得位置の補正終了に応じて、断層画像の取得が開始される。具体的には、補正後の走査位置において、測定光による眼底の走査が開始される。そして、この走査によりＯＣＴ信号検出部２１８が取得した干渉信号に基づいて、断層画像撮影部１１２による被検眼の眼底の断層画像（Ｂスキャン像）の取得（生成）が開始される。生成された断層画像は、例えば図５に例示した表示様式で、処理装置１２０により表示部１３０で表示される。
<Step S530>
In step S530, the acquisition of the tomographic image is started in response to the completion of the correction of the tomographic image acquisition position by the
＜ステップＳ５４０＞
ステップＳ５４０では、処理装置２１２０側において、画像処理部２１２４が、眼底正面画像の時間経過による位置変化を検出することで被検眼の固視微動量を検出する。なお、眼底固視微動の検出動作として、第１の実施形態において図９を参照して説明した処理と同様の処理が行われるため、ここでの説明は省略する。
<Step S540>
In step S540, on the
＜ステップＳ５５０＞
ステップＳ５５０では、画像処理部２１２４が、ステップＳ５４０で検出された結果から再スキャンによって断層画像の取得を再度行うか否かを判定する。この判定は、例えば、固視微動量と二次元相関演算した際の相関値とから行うことができる。検出された固視微動量が任意の閾値を超えていた際は、その間に取得された断層画像には動きによるアーチファクトが生じている可能性が高いと判断し、この断層画像を得た走査線についての再スキャンを実行する。また、ステップＳ５４０で検出されたピークの相関値が任意の閾値より低かった際は、瞬きが発生したと判断できる。従って、この場合についても、再スキャンが行われる。
<Step S550>
In step S550, the
＜ステップＳ５６０＞
ステップＳ５６０では、画像処理部２１２４は、撮影装置１１０に、断層画像の再撮影情報の送信を行う。例えば、ステップＳ５５０で判定した結果、再スキャン判定となった際に、処理装置２１２０の画像処理部２１２４から撮影装置１１０の制御部１１４に再スキャンに関する情報が送信される。制御部１１４では、その情報に基づいて、後述するステップにおいて撮影装置１１０での再スキャン制御を行う。なお、再スキャンに関する情報には、例えば、再スキャンを行うか否かと、行う場合にはステップＳ５４０で生成される眼底正面画像が取得されていた間において取得された断層画像の走査線のラインの番号とが例示される。
<Step S560>
In step S560, the
本実施形態では、撮影装置１１０側で眼底トラッキングと断層画像の取得とが実行される間に、処理装置２１２０側で固視微動量を求め、且つ該固視微動量が再スキャンを要するレベルであるか否かを判定している。上述したように処理装置２１２０に輝度情報を送信することによりタイムラグが生じる。また、撮影装置１１０側で行われる眼底トラッキングが図１４で示した小さな画像データに対応する探索領域が対象であるのに対して、処理装置２１２０側では眼底正面画像全域を対象として固視微動量を求めている。そのため、処理装置２１２０で固視微動量に基づく再スキャン情報を得る処理には時間がかかる。しかし、本実施形態では、眼底トラッキングを伴う断層画像の撮影を撮影装置１１０側のみで行い、同時にこれと並行して処理装置２１２０側では再スキャン情報をのみを得ようとしている。これにより、再スキャン情報を得るための時間は、眼底トラッキングを伴った断層画像の取得に要する時間に何ら影響せず、その結果撮影装置としてのトラッキング速度の低下を低減することができる。
In the present embodiment, while the fundus tracking and the acquisition of the tomographic image are executed on the
＜ステップＳ５７０＞
ステップＳ５７０では、制御部１１４が、測定（断層画像の取得）が終了したか否かを判断する。ＯＣＴによる断層画像はノイズが多いので、例えば複数回の断層画像の取得を同一走査線に対して行い、取得結果の加算平均を行い、ノイズを低減することが行われる。また、上述したように、走査線の位置をずらしながら複数の断層画像を取得し、得られた断層画像を合成することで眼底の３次元画像（Ｃスキャン画像）を得ることもできる。測定の終了は、所定の回数の断層画像の取得が終了したか、又は所定のエリアからの断層画像の取得が終了したか否かによって判定される。断層画像の取得が終了した場合、制御部１１４によりフローはステップＳ５８０へ移行される。取得が終了していない場合、制御部１１４はフローをステップＳ５１０及びステップＳ５４０に移行させ、所定の回数の取得が終了するまで以降の動作を繰り返す。
<Step S570>
In step S570, the
＜ステップＳ５８０＞
ステップＳ５８０では、ステップＳ５６０で再スキャン情報が制御部１１４に送信された場合、フローがステップＳ５１０及びステップＳ５４０に移行される。そして、これらステップにおいて、再スキャンとなったエリア若しくは走査線についての断層画像の再取得を開始する。再取得を行う旨の再スキャンに関する情報がなかった場合、撮影動作が終了する。
<Step S580>
In step S580, when the rescan information is transmitted to the
（眼底固視微動検出動作のフローチャート）
次に、図１２のステップＳ５１０で実行される眼底固視微動の検出動作について、図１３のフローチャートを用いて説明する。以下の説明では、眼底正面画像を取得するための照明光の走査が図４で示したようにＬ０１ラインから始まっているため、奇数フィールドを基準とする場合について述べる。以下の例では、参照眼底画像と奇数フィールドの画像との相関を取る場合はオフセットを加えず、偶数フィールドの画像との相関を取る場合は該偶数フィールドの画像にオフセットを加える例を示している。
(Flowchart of fundus fixation microtremor detection operation)
Next, the fundus fixation tremor detection operation executed in step S510 of FIG. 12 will be described with reference to the flowchart of FIG. In the following description, since the scanning of the illumination light for acquiring the frontal fundus image starts from the L01 line as shown in FIG. 4, a case where an odd number field is used as a reference will be described. In the following example, an offset is not added when the reference fundus image and the image of the odd field are correlated, and an offset is added to the image of the even field when the correlation is obtained with the image of the even field. ..
＜ステップＳ７００＞
ステップＳ５１０の眼底固視微動の検出動作が開始されると、制御部１１４によって、図１３のフローチャートに沿った動作が開始される。まず、ステップＳ７００では、制御部１１４が、眼底正面画像撮影部１１１を制御して、奇数フィールドの画像を取得するために照明光の走査（眼底正面フィールド画像の取得）を開始する。演算回路１１５は、眼底からの反射光を得たＳＬＯ信号検出部２４５からの出力を用いて、奇数フィールドの画像を生成する。
<Step S700>
When the fundus fixation tremor detection operation in step S510 is started, the
本実施形態において、ステップＳ７００で取得されるフィールド画像は、本来の眼底正面画像の取得領域を分割することで得られた小さい領域のフィールド画像である。この小さい領域のフィールド画像について、図１４を用いて説明する。本実施形態において、演算回路１１５は、図１４に示すように、本来の眼底正面画像の取得領域である照明光のスキャンエリアを例えば縦方向にＭ分割する。そして、例えば照明光の走査方向に関してＸ方向（眼底正面画像の横方向）は本来の眼底正面画像と同じ幅で、Ｙ方向（縦方向）は１／Ｍの幅となる領域の画像とし、１番目からＭ番目の探索領域まで順にこれら画像が取得される。このような探索領域の画像のデータが上述した小さな画像データに対応し、元の眼底正面画像の取得領域から得られる画像データが大きな画像データに対応する。なお、ここで示した分割の様式は一例であって、例えばＸ（横方向）に分割してもよく、ＸＹ方向で分割してもよい。分割数は、例えば同一走査線に対する断層画像の取得回数に応じて決めてもよい。 In the present embodiment, the field image acquired in step S700 is a field image of a small area obtained by dividing the acquisition area of the original fundus front image. A field image of this small area will be described with reference to FIG. In the present embodiment, as shown in FIG. 14, the arithmetic circuit 115 divides the scan area of the illumination light, which is the acquisition region of the original fundus front image, into M in the vertical direction, for example. Then, for example, regarding the scanning direction of the illumination light, the X direction (horizontal direction of the fundus front image) is the same width as the original fundus front image, and the Y direction (vertical direction) is an image of a region having a width of 1 / M. These images are acquired in order from the th to the Mth search area. The image data in such a search region corresponds to the small image data described above, and the image data obtained from the acquisition region of the original fundus frontal image corresponds to the large image data. The division mode shown here is an example, and may be divided in the X (horizontal direction) or the XY direction, for example. The number of divisions may be determined, for example, according to the number of acquisitions of tomographic images for the same scanning line.
＜ステップＳ７１０＞
ステップＳ７１０では、演算回路１１５が、ステップＳ７００で取得した分割フィールド画像、ここでは分割で得た探索領域における奇数フィールドの画像を、第１の実施形態で述べた手法によりフレーム化する。フレーム化は以下のように行う。まず、奇数フィールドデータのライン数の２倍のライン数を持つデータエリアを用意する。次に、奇数フィールドデータのｎライン（ｎ＝１，２，３，…，Ｎ／２Ｍ：Ｎは走査線総数、Ｍは分割数）のデータを、データエリアの２ｎー１ラインに各々コピーする。また、データエリアの２ｎ−１ラインのデータを２ｎラインに各々コピーする。これにより、奇数フィールドの走査線データを２重化したことになる。なお、ここでは、奇数フィールドデータの走査線のデータをフレーム化するためのデータエリアの走査線に２度書きしているので、「コピー」という表現を用いている。以上により、分割フィールド画像に用いるための、フィールドデータの２倍のライン数（フレームデータ相当）を持ち、奇数ラインと次の偶数ラインが同じデータを持つ画像データが用意できる。
<Step S710>
In step S710, the arithmetic circuit 115 frames the divided field image acquired in step S700, here the image of the odd field in the search area obtained by the division, by the method described in the first embodiment. Frame is done as follows. First, a data area having twice the number of lines of odd-numbered field data is prepared. Next, the data of n lines of odd-numbered field data (n = 1, 2, 3, ..., N / 2M: N is the total number of scanning lines, M is the number of divisions) is copied to each of the 2n-1 lines in the data area. .. Further, the data of the 2n-1 line in the data area is copied to the 2n line respectively. As a result, the scan line data of the odd field is duplicated. Here, since the data of the scan line of the odd field data is written twice on the scan line of the data area for framing the data, the expression "copy" is used. From the above, it is possible to prepare image data having twice the number of lines (corresponding to frame data) of the field data and having the same data for the odd-numbered line and the next even-numbered line for use in the divided field image.
＜ステップＳ７２０＞
ステップＳ７２０では、演算回路１１５が、ステップＳ７００で取得した参照眼底画像に対し、ステップＳ７１０でフレーム化した探索領域の眼底正面画像との二次元相関演算を行う。ただし、参照眼底画像はステップＳ７００において、ステップＳ７１０でフレーム化した探索領域と対応する領域である参照眼底画像の一部の画像を用いる。ここでの相関演算はフレームデータ同士での相関演算となるので、Ｘ方向はピクセル単位で変異はないと考えられるが、Ｙ方向については１走査線単位での変位量が求められることとなる。また、二次元相関演算は、第１の実施形態の図７に示したフローチャートのステップＳ２２０で説明した方式に従い、サブピクセル単位の変位量を求めることとする。
<Step S720>
In step S720, the calculation circuit 115 performs a two-dimensional correlation calculation on the reference fundus image acquired in step S700 with the fundus front image of the search region framed in step S710. However, as the reference fundus image, in step S700, a part of the reference fundus image, which is a region corresponding to the search region framed in step S710, is used. Since the correlation calculation here is a correlation calculation between frame data, it is considered that there is no variation in the X direction in pixel units, but in the Y direction, the displacement amount in one scanning line unit is obtained. Further, in the two-dimensional correlation calculation, the displacement amount in sub-pixel units is obtained according to the method described in step S220 of the flowchart shown in FIG. 7 of the first embodiment.
＜ステップＳ７３０＞
ステップＳ７３０では、演算回路１１５が、ステップＳ７００で用いた分割フィールド画像が奇数フィールドの画像か否かを判断する。奇数フィールドの画像の場合には、制御部１１４はフローをステップＳ７４０に移行させる。そうでない場合、即ち取得した画像が偶数フィールドの画像の場合には、フローはステップＳ７５０に移行される。
<Step S730>
In step S730, the arithmetic circuit 115 determines whether or not the divided field image used in step S700 is an odd-numbered field image. In the case of an odd-numbered field image, the
＜ステップＳ７４０＞
ステップＳ７２０で得られた変位量は、奇数フィールドの画像に基づいて算出されたものであるため、このことを考慮することを要する。奇数フィールドの画像の場合、ステップＳ７４０では、演算回路１１５が、フレーム化された画像データに対してＹ軸方向のオフセットを加えない（即ちオフセット０）。制御部１１４は、画像データをそのまま維持し、フローをステップＳ７６０に移行させる。
<Step S740>
Since the displacement amount obtained in step S720 is calculated based on the image of the odd-numbered field, it is necessary to take this into consideration. In the case of an odd-numbered field image, in step S740, the arithmetic circuit 115 does not add an offset in the Y-axis direction to the framed image data (ie, offset 0). The
＜ステップＳ７５０＞
ステップＳ７２０で得られた変位量が、偶数フィールドの画像に基づいて算出されたものである場合には、このことを考慮することを要する。このため、偶数フィールドの画像の場合、ステップＳ７５０では、演算回路１１５が、フレーム化された画像データに対してＹ軸方向に１のオフセットを加える。そして、ステップＳ７６０に進む。この１のオフセットは、フレーム化されたデータエリアを構成する２ｎラインのデータにおいて、奇数フィールドと偶数フィールドとの位置の差を考慮したものである。
<Step S750>
When the displacement amount obtained in step S720 is calculated based on the image of the even field, it is necessary to take this into consideration. Therefore, in the case of an even-numbered field image, in step S750, the arithmetic circuit 115 adds an offset of 1 in the Y-axis direction to the framed image data. Then, the process proceeds to step S760. This offset of 1 takes into consideration the difference in position between the odd-numbered field and the even-numbered field in the 2n-line data constituting the framed data area.
＜ステップＳ７６０＞
以上の動作により参照眼底画像とステップＳ７００で取得された眼底正面画像との変位量、即ち被検眼の固視微動量が求められる。ステップＳ７６０では、制御部１１４は、演算回路１１５により求められた固視微動量を記憶部１１６に保存させる。以上により固視微動の検出動作を終了する。
<Step S760>
By the above operation, the amount of displacement between the reference fundus image and the frontal image of the fundus acquired in step S700, that is, the amount of fixation tremor of the eye to be inspected can be obtained. In step S760, the
以上の説明では、奇数フィールドを基準とする例を示したが、偶数フィールドを基準にするよう構成してもよい。その場合には、参照眼底画像と偶数フィールドの画像のフレーム化により得たフィールド画像との相関を取る場合は、オフセットを加えない。これに対して、奇数フィールドの画像のフレーム化により得たフィールド画像と参照眼底画像との相関を取る場合はオフセット（たとえばＹ軸方向に−１のオフセット）を加えることになる。 In the above description, an example in which an odd number field is used as a reference is shown, but an even number field may be used as a reference. In that case, no offset is added when the reference fundus image and the field image obtained by framing the even-numbered field image are correlated. On the other hand, when the field image obtained by framing the odd-numbered field image and the reference fundus image are correlated, an offset (for example, an offset of -1 in the Y-axis direction) is added.
なお、本実施形態では奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像とから参照眼底画像としてのフレーム画像を合成する例を示した。しかし、参照眼底画像は、合成しないフィールド画像から得ることとしてもよい。例えば、奇数フィールドの画像と偶数フィールドの画像を取得し、画像評価部１２３により、鮮鋭度や平均輝度値を評価し、評価の高い方を参照眼底画像することもできる。奇数フィールドの画像を参照眼底画像とした場合は、奇数フィールドと画像との相関を取る場合はオフセット０となる。また、偶数フィールドの画像との相関を取る場合はＹ方向にオフセット０．５を加えることとなる。また、偶数フィールドの画像を参照眼底画像とした場合は、奇数フィールドの画像との相関を取る場合はＹ方向にオフセット−０．５を加え、偶数フィールドの画像との相関を取る場合はオフセット０とする。なお、このオフセットの単位は、インタレースのフィールドでの走査線単位となる。相関はサブピクセル単位で行う。また、奇数フィールドの画像を参照眼底画像とした場合には眼底正面画像のうち奇数フィールドから得た画像のみと相関を取っていき、偶数フィールドの画像を参照眼底画像とした場合は偶数フィールドから得た画像のみと相関を取るよう構成することもできる。
In this embodiment, an example of synthesizing a frame image as a reference fundus image from an odd-numbered field image and an even-numbered field image is shown. However, the reference fundus image may be obtained from a field image that is not composited. For example, an odd-numbered field image and an even-numbered field image can be acquired, the sharpness and the average luminance value can be evaluated by the
本実施形態においては、撮影装置１１０は、眼底上の所望位置を測定光で走査すべく、上述した眼底トラッキングを行うことで固視微動の影響を少なくしている。さらに、本実施形態では、高速性を要する眼底トラッキングとは別個に、処理装置２１２０において断層画像取得時の固視微動量が所定の閾値よりも大きいか否かを判定している。そして、固視微動などの画像を生成するにあたりアーチファクトとなる眼底の大きな動き検出した場合には、アーチファクトが発生した場所で再スキャンを自動的に行うものとする。なお、第１の実施形態では、固視微動量が予め定めた閾値よりも大きいか否かを撮影装置１１０側で判断し、且つ閾値よりも大きい場合には直ちに再取得を行うことによって、再取得に要する時間を低減している。これに対し、本実施形態では、処理装置２１２０側においても再取得を行うための固視微動量と所定の閾値との比較を行っている。本実施形態のように、処理装置２１２０側で生成した詳細な画像を用いて固視微動量を得ることで、より確度の高い再取得の要否の判定を補助的に行うことができる。
In the present embodiment, the photographing
また、さらに本実施形態では、眼底トラッキングをより高速で行うために、眼底トラッキング用のフィールド画像として、小さなデータとなる部分的な眼底正面画像を用いている。処理装置２１２０では、大きな画像データからなる全域での眼底正面画像を用いて、高精度なトラッキングを行い、再スキャン判定を行うこととしている。これにより、単位時間あたりの動きとして比較的大きい動きが被検眼眼底上で生じた場合であっても、この動きによって生じる歪みは再スキャンによって得た断層画像によって低減することができる。
Further, in the present embodiment, in order to perform fundus tracking at a higher speed, a partial frontal image of the fundus, which is small data, is used as a field image for fundus tracking. The
なお、上述した眼底断層画像の撮影処理では、１回の断層画像の取得に対して１つの再スキャンに関する情報（再スキャンを行うか否かと、行う場合にはどの走査線について行うかの情報）を得ている。しかし、探索領域の数や１つの断層画像の取得に要する速度によっては、１つの再スキャンに関する情報を得る間に、複数の断層画像が得られる場合も想定される。例えば図１４の探索領域の１つに応じて１つの断層画像が得られるように、撮影装置１１０が制御され、探索領域の数に対応する枚数の断層画像が複数の走査線から得られこととしている。このような場合、Ｍ個の断層画像がＭ本の走査線から取得されるが、処理装置２１２０では１つの全域の眼底正面画像を用いて、Ｍ個の断層画像を取得している間に生じた固視微動量を求める。そして、固視微動量からアーチファクトが生じると推定される場合には、このＭ本の走査線を再スキャンの対象としてＭ個の断層画像の再取得を実行するとよい。
In the above-mentioned imaging process of the fundus tomographic image, information on one rescan for each acquisition of the tomographic image (information on whether or not to perform the rescan and, if so, which scanning line to perform). Is getting. However, depending on the number of search areas and the speed required to acquire one tomographic image, it is assumed that a plurality of tomographic images may be obtained while obtaining information on one rescan. For example, the
さらに、このような処理を行う場合、ステップＳ５３０の後に、制御部１１４により所定回数の断層画像の取得が行われたか否かを判定するステップを設けるとよい。例えば、加算平均画像を生成しようとする処理の場合には、加算平均画像を得るための所定数の断層画像の取得が終了していれば、制御部１１４はフローをステップＳ５４０に移行させる。まだ所定数の断層画像が取得てきていない場合には、制御部１１４はフローをステップＳ５１０に戻し、再度取得位置の補正処理と断層画像の取得処理とを繰り返す。また、例えばＯＣＴＡにおいて本実施形態を適用した場合には、血流等を判別可能となるように、同一個所の繰り返し走査を行って断層画像が所定回数取得される。また、同一個所の繰り返し走査を行わずに３次元の断層画像を得る場合には、所定の数の走査線に対応した断層画像が得られる数となるように、所定回数或いは探索領域の数が設定される。このように断層画像が所定回数取得されたタイミングと、ステップＳ５６０において再スキャンに関する情報が送信されるタイミングとを合わせることで、眼底トラッキングの速度を早くすることができる。
Further, when performing such a process, it is preferable to provide a step after step S530 to determine whether or not the tomographic image has been acquired a predetermined number of times by the
以上の構成によって、本実施形態では、眼底トラッキングのフィードバック制御を高速にすることができる。また、さらに眼底トラッキングに失敗したかどうかは、平行処理で処理装置２１２０が判定し、眼底トラッキングに失敗した走査線に関しては断層画像の再取得を行うことで、アーチファクトが低減された断層画像を得ることができる。このため、本実施形態では、被検眼の動きのうち単位時間あたりの動きが比較的大きい動き（固視微動のうちフリック動作等）が生じた場合には、この動きのタイミングで取得した断層画像を適宜再取得することが可能となる。即ち、本実施形態によれば、眼底トラッキングにかかる時間が短縮できるとともに、被検眼の大きな動きにも対応した断層画像の撮影が可能となる。
With the above configuration, in the present embodiment, the feedback control of fundus tracking can be increased in speed. Further, whether or not the fundus tracking has failed is determined by the
なお、本発明は、上述した実施形態において説明した内容に限定されるものではなく、特許請求の範囲内において種々の変形等が可能である。また、眼科システムとしてＯＣＴ装置を用いたが、本発明はこれに限定されるものではない。眼底トラッキングが一般的に行われるＯＣＴＡ、補償光学系を用いたＳＬＯ等の眼科システムにおいても、眼底トラキングの高速化はＯＣＴ装置と同様に求められており、従ってこれら眼科システムに対しても上述した構成は適用可能である。なお、例えばＯＣＴＡの場合には、装置構成は第１の実施形態で述べたものと同じである。相違点としては、処理装置１２０において複数の断層画像間における脱相間演算が行われ、画素値の時間的変化の対比を示すモーションコントラストを求める構成が付加される。しかし、撮影装置１１０と処理装置１２０との基本構成は変わらない。補償光学系を用いた所謂ＡＯ−ＳＬＯの場合には、眼底正面画像撮影部１１１とは別に、第１の実施形態における断層画像撮影部１１２に変えて補償光学ＳＬＯからなる眼底撮影部が設けられる。断層画像撮影部１１２と同様に、該眼底撮影部は断層画像撮影部１１２とは独立して眼底画像を撮影し、眼底正面画像撮影部１１１が取得した画像に関する情報から得た固視微動量に基づいて照明光の走査位置が補正される。即ち、補償光学系を用いたＳＬＯにおいても固視微動量の検出とこれに伴うフィードバック制御は第１の実施形態と同様に行われ、従って第１の実施形態と同様の構成を配することでトラッキングの高速化を図ることができる。
The present invention is not limited to the contents described in the above-described embodiment, and various modifications and the like can be made within the scope of the claims. Moreover, although the OCT apparatus was used as an ophthalmic system, the present invention is not limited to this. In ophthalmic systems such as OCTA where fundus tracking is generally performed and SLO using adaptive optics, speeding up of fundus tracking is required in the same manner as in OCT devices. Therefore, these ophthalmologic systems are also described above. The configuration is applicable. In the case of OCTA, for example, the device configuration is the same as that described in the first embodiment. The difference is that the
上述したように、本実施形態では、処理装置（処理装置２１２０）は、眼底正面画像を用いて被検眼の眼底正面画像に基づく移動量（固視微動量）を算出する手段（画像処理部２１２４）を有する。本実施形態における撮影装置１１０は、算出された眼底正面画像に基づく移動量が処理装置２１２０で定められた閾値を超える場合に、閾値を超えたと判定された眼底正面画像に対応する干渉信号又は所得エリア内の干渉信号を再度取得する。なお、本実施形態では、干渉信号の再度の取得は、当初取得予定の断層画像を生成するための干渉信号をすべて取得した後に行われる。また、撮影装置１１０は、眼底正面画像の取得範囲を複数の範囲に分割し、分割された範囲から得られる輝度情報に基づいて干渉信号の取得位置を補正する。
As described above, in the present embodiment, the processing device (processing device 2120) is a means (image processing unit 2124) for calculating the movement amount (fixation fine movement amount) based on the fundus front image of the eye to be inspected using the fundus front image. ). When the movement amount based on the calculated frontal image of the fundus exceeds the threshold value set by the
［第３の実施形態］
上述した第２の実施形態では、撮影装置１１０側で実行される眼底トラッキングに関連する処理と並行して、処理装置２１２０側で詳細な且つ比較的時間のかかる固視微動の検出処理を行っている。そして、処理装置２１２０にて取得した断層画像においてアーチファクトが生じる可能性が大きな固視微動量が算出された場合に、全ての断層画像の取得後に該アーチファクトを有するかもしれない断層画像の再取得を行うこととしている。このような再スキャンを行った場合、一連の断層画像の取得は連続的に行われることから撮影装置１１０側での眼底トラッキングが容易に行い得る反面、再取得される断層画像の取得開始までの時間がかかってしまう。
[Third Embodiment]
In the second embodiment described above, in parallel with the processing related to fundus tracking performed on the
これに対し、第３の実施形態では、再スキャンの制御方法のみを第２実施形態とは異ならせている。具体的には、ある走査線からの断層画像の取得が終了するタイミングと略同じタイミングにて当該断層画像に関する再スキャン情報を得ることとしている。即ち、第２の実施形態とは、図１２に示したステップＳ５７０及びＳ５８０において異なる。以下では、第２の実施形態とは異なる処理の部分についてのみ説明する。なお、以降の説明において、第３の実施形態における各構成要素は、第２の実施形態で述べた構成要素と同じであり、撮影動作においてのみ異なる。よって、本実施形態に係る断層画像撮影時に行われる処理の詳細について、図１５のフローチャートを用いて説明する。なお、図１５に示すフローチャートの各処理において、図１２のフローチャートで述べた各処理と同じ処理については同じ参照符号を用いて図中で示すこととし、ここでの説明は省略する。 On the other hand, in the third embodiment, only the rescan control method is different from that of the second embodiment. Specifically, the rescan information regarding the tomographic image is obtained at substantially the same timing as the timing at which the acquisition of the tomographic image from a certain scanning line is completed. That is, it differs from the second embodiment in steps S570 and S580 shown in FIG. In the following, only the part of the processing different from the second embodiment will be described. In the following description, each component in the third embodiment is the same as the component described in the second embodiment, and is different only in the shooting operation. Therefore, the details of the processing performed at the time of taking the tomographic image according to the present embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG. In each process of the flowchart shown in FIG. 15, the same process as each process described in the flowchart of FIG. 12 will be shown in the figure using the same reference numerals, and the description thereof will be omitted here.
＜ステップＳ８００＞
ステップＳ５３０において断層画像が取得され、ステップＳ５６０において再スキャン情報に関する情報が送信されると、フローは制御部１１４によりステップＳ８００に移行される。ステップＳ８００では、ステップＳ５６０で再スキャンに関する情報として、上述したＢスキャンのライン番号が送られている場合、制御部１１４によりフローはステップＳ５１０及びステップＳ５４０に移行される。そして、これらステップにおいて、再スキャンとなったエリア（走査線）での断層画像の取得と固視微動量の検出との処理が開始される。つまり、再スキャン情報が有る場合、即時に、再スキャンする範囲からの断層画像の取得が開始される。再スキャン情報がなかった場合、制御部１１４によりフローはステップＳ８１０に移行される。
<Step S800>
When the tomographic image is acquired in step S530 and the information regarding the rescan information is transmitted in step S560, the flow is shifted to step S800 by the
＜ステップＳ８１０＞
ステップＳ８１０では、制御部１１４が、測定（断層画像の取得）が終了したか否かを判断する。ＯＣＴによる断層画像はノイズが多いので、例えば複数回の断層画像の取得を同一走査線に対して行い、取得結果の加算平均を行い、ノイズを低減することが行われる。また、上述したように、走査線の位置をずらしながら複数の断層画像を取得し、得られたデータを合成することで眼底の３次元画像（Ｃスキャン画像）を得ることもできる。測定の終了は、所定の回数の断層画像の取得が終了したか、又は所定のエリアからの断層画像の取得が終了したか否かによって判定される。断層画像の取得が終了した場合、撮影動作が終了する。ステップＳ８１０で取得が終了していない場合、制御部１１４はフローをステップＳ５１０及びステップＳ５４０に移行させ、所定の回数の取得が終了するまで以上の動作を繰り返す。即ち、本実施形態では、干渉信号の再度の取得は、眼底正面画像に基づく移動量が処理装置で定められた閾値を超えたと判断されることに応じて行われる。
<Step S810>
In step S810, the
以上の構成によって、本実施形態では、眼底トラッキングのフィードバック制御を高速にすることができる。また、さらに眼底トラッキングに失敗したかどうかは、平行処理で、処理装置２１２０が判定することで、アーチファクトが低減された断層画像を得ることができる。また、再スキャンを要する場合には、即時に再スキャンする範囲の断層画像の取得を開始することができる。
With the above configuration, in the present embodiment, the feedback control of fundus tracking can be increased in speed. Further, whether or not the fundus tracking has failed is determined by the
［その他の実施形態］
上述した実施形態では、ＯＣＴ装置を例として、被検眼の眼底の断層画像を取得する場合において、眼底正面画像を得るための輝度情報を用いて撮影装置でトラッキングを行う場合について述べた。しかし、ＯＣＴ装置は、眼底だけでなく、例えば前眼部や硝子体を撮影対象とすることもできる。この場合、例えば前眼部の断層画像を得る際にトラッキングで用いる移動量の算出には、上述した走査型レーザー検眼鏡だけでなく、前眼部カメラ等を用いて得た前眼部の正面画像に関する情報を用いてもよい。よって、第１の画像に関する情報は、トラッキングのための被検眼の移動量が得られるものであれば例示した走査型レーザー検眼鏡によるもの限られず、眼底画像に関する情報にも限られない。また、第２の画像に関する情報には、ＯＣＴ装置やＡＯ−ＯＣＴ装置による眼底からの干渉信号だけでなく、前眼部や硝子体から得られる干渉信号も用いることができる。さらに、第２の画像に関する情報には、前眼部等、被検眼の眼底以外の部位からＡＯ−ＳＬＯによって得られる輝度情報も用いることができる。また、上述した各実施形態では、本発明を撮影装置と画像を生成する装置とからなる眼科システムとして実現したが、本発明の実施形態は該眼科システムのみに限定されるものではない。例えば、本発明は該眼科システムに含まれる装置、該装置の作動方法、プログラムもしくは記憶媒体等としての実施態様をとることができる。また、本発明は、上述した実施形態で述べた眼科システムにおいて用いられる撮影装置としての実施態様をとることもできる。該撮影装置は、処理装置（処理装置１２０）と通信手段によって接続され、該処理装置は、輝度情報から眼底正面画像を、干渉信号から断層画像を生成する。該撮影装置は、輝度情報を取得し（ＳＬＯ信号検出部２４５）、該情報を用いて演算回路１１５によって被検眼の移動量を算出し、算出された移動量を用いて干渉信号の取得位置（ＯＣＴにおける測定光の走査位置）を補正する。
[Other Embodiments]
In the above-described embodiment, an OCT device is used as an example to describe a case where a tomographic image of the fundus of the eye to be inspected is acquired and tracking is performed by the photographing device using the luminance information for obtaining a frontal image of the fundus. However, the OCT apparatus can target not only the fundus but also the anterior segment of the eye and the vitreous body, for example. In this case, for example, in calculating the amount of movement used in tracking when obtaining a tomographic image of the anterior segment, the front surface of the anterior segment obtained by using not only the scanning laser ophthalmoscope described above but also an anterior segment camera or the like. Information about the image may be used. Therefore, the information regarding the first image is not limited to the scanning laser ophthalmoscope illustrated as long as the amount of movement of the eye to be inspected for tracking can be obtained, and is not limited to the information regarding the fundus image. Further, as the information regarding the second image, not only the interference signal from the fundus of the eye by the OCT device or the AO-OCT device but also the interference signal obtained from the anterior segment of the eye or the vitreous body can be used. Further, as the information regarding the second image, the luminance information obtained by AO-SLO from a portion other than the fundus of the eye to be inspected, such as the anterior segment of the eye, can also be used. Further, in each of the above-described embodiments, the present invention has been realized as an ophthalmic system including a photographing device and an image generating device, but the embodiment of the present invention is not limited to the ophthalmic system. For example, the present invention can take an embodiment as a device included in the ophthalmic system, an operating method of the device, a program, a storage medium, or the like. In addition, the present invention can also take an embodiment as an imaging device used in the ophthalmic system described in the above-described embodiment. The imaging device is connected to a processing device (processing device 120) by a communication means, and the processing device generates an image of the front of the fundus from the luminance information and a tomographic image from the interference signal. The imaging device acquires brightness information (SLO signal detection unit 245), calculates the amount of movement of the eye to be inspected by the arithmetic circuit 115 using the information, and uses the calculated movement amount to acquire the interference signal acquisition position (SLO signal detection unit 245). The scanning position of the measurement light in OCT) is corrected.
なお、ＯＣＴ装置としては、タイムドメインＯＣＴ（ＴＤ−ＯＣＴ）装置やフーリエドメインＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ）装置を含んでよい。また、フーリエドメインＯＣＴ装置はスペクトラルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）装置や波長掃引型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）装置を含んでよい。また、ＯＣＴ装置は、ライン光を用いたＬｉｎｅ−ＯＣＴ装置（あるいはＳＳ−Ｌｉｎｅ−ＯＣＴ装置）を含んでよい。また、ＯＣＴ装置は、エリア光を用いたＦｕｌｌ Ｆｉｅｌｄ−ＯＣＴ装置（あるいはＳＳ−Ｆｕｌｌ Ｆｉｅｌｄ−ＯＣＴ装置）を含んでよい。また、ＯＣＴ装置は、Ｄｏｐｐｌｅｒ−ＯＣＴ装置を含んでよい。また、ＳＬＯ装置やＯＣＴ装置として、波面補償光学系を用いた波面補償ＳＬＯ（ＡＯ−ＳＬＯ）装置や波面補償ＯＣＴ（ＡＯ−ＯＣＴ）装置等を含んでよい。また、ＳＬＯ装置やＯＣＴ装置として、偏光位相差や偏光解消に関する情報を可視化するための偏光ＳＬＯ（ＰＳ−ＳＬＯ）装置や偏光ＯＣＴ（ＰＳ−ＯＣＴ）装置等を含んでよい。また、ＳＬＯ装置やＯＣＴ装置として、病理顕微鏡ＳＬＯ装置や病理顕微鏡ＯＣＴ装置等を含んでよい。また、ＳＬＯ装置やＯＣＴ装置として、ハンドヘルド型のＳＬＯ装置やハンドヘルド型のＯＣＴ装置等を含んでよい。また、ＳＬＯ装置やＯＣＴ装置として、カテーテルＳＬＯ装置やカテーテルＯＣＴ装置等を含んでよい。また、ＳＬＯ装置やＯＣＴ装置として、ヘッドマウント型のＳＬＯ装置やヘッドマウント型のＯＣＴ装置等を含んでよい。また、ＳＬＯ装置やＯＣＴ装置は、光学変倍可能な構成によって、撮影画角を変更可能なものであってもよい。また、ＳＬＯ装置は、ＲＧＢの各光源を用いて、１つの受光素子で時分割に受光する構成又は複数の受光素子で同時に受光する構成によって、カラー画像や蛍光画像を取得可能なものであってもよい。 The OCT apparatus may include a time domain OCT (TD-OCT) apparatus and a Fourier domain OCT (FD-OCT) apparatus. Further, the Fourier domain OCT apparatus may include a spectral domain OCT (SD-OCT) apparatus and a wavelength sweep type OCT (SS-OCT) apparatus. Further, the OCT apparatus may include a Line-OCT apparatus (or SS-Line-OCT apparatus) using line light. Further, the OCT apparatus may include a Full Field-OCT apparatus (or SS-Full Field-OCT apparatus) using area light. In addition, the OCT device may include a Doppler-OCT device. Further, the SLO device and the OCT device may include a wave surface compensation SLO (AO-SLO) device using a wave surface compensation optical system, a wave surface compensation OCT (AO-OCT) device, and the like. Further, the SLO device and the OCT device may include a polarized SLO (PS-SLO) device, a polarized OCT (PS-OCT) device, and the like for visualizing information on polarization phase difference and polarization elimination. Further, the SLO device and the OCT device may include a pathological microscope SLO device, a pathological microscope OCT device, and the like. Further, the SLO device and the OCT device may include a handheld type SLO device, a handheld type OCT device, and the like. Further, the SLO device and the OCT device may include a catheter SLO device, a catheter OCT device and the like. Further, the SLO device and the OCT device may include a head-mounted SLO device, a head-mounted OCT device, and the like. Further, the SLO device and the OCT device may have a structure in which the shooting angle of view can be changed by a configuration capable of optical scaling. Further, the SLO device can acquire a color image or a fluorescence image by using each of the RGB light sources and having a configuration in which one light receiving element receives time-divisionally or a plurality of light receiving elements simultaneously receive light. May be good.
なお、上述した実施形態では、干渉信号の取得位置の補正は、ＯＣＴ走査光学系を制御して測定光の照射位置を補正することで行っている。しかし、照射位置の補正は、ＯＣＴ走査光学系の制御だけではなく、駆動系１１７を制御部１１４によって制御し、光学ヘッド部を被検眼１００に対して相対的に３次元的に移動させることで行ってもよい。また、照射位置の補正は、顔受け部１０８を光学ヘッド部に対して相対的に３次元的に移動させることで行ってもよい。また、光学ヘッド部の駆動と顔受け部の駆動との両方であってもよいし、光学ヘッド部の駆動がＸＹＺ方向のうち一部の移動を含み、顔受け部の駆動がＸＹＺのうち残りの移動を含んでもよい。このように、これらの駆動は、光学ヘッド部と被検眼との位置関係を変更する光学部材の駆動であれば、何でもよい。すなわち、照射位置の補正は、光学ヘッド部と被検眼との位置関係を変更することで第２の画像に関する情報の取得位置を補正する構成であれば、何でもよい。
In the above-described embodiment, the correction of the acquisition position of the interference signal is performed by controlling the OCT scanning optical system to correct the irradiation position of the measurement light. However, the correction of the irradiation position is performed not only by controlling the OCT scanning optical system, but also by controlling the
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。 The present invention supplies a program that realizes one or more functions of the above-described embodiment to a system or device via a network or storage medium, and one or more processors in the computer of the system or device reads and executes the program. It can also be realized by the processing to be performed. It can also be realized by a circuit (for example, ASIC) that realizes one or more functions.
１１０、１１１０：撮影装置、 １１４：制御部、 １１５：演算回路、 １１６：記憶部、 １２０、１１２０、２１２０：処理装置、 １２１：画像生成部、 １２２：記憶部、 １２３：画像評価部、 ２１２４：画像処理部 110: 1110: Imaging device, 114: Control unit, 115: Arithmetic circuit, 116: Storage unit, 120, 1120, 2120: Processing device, 121: Image generation unit, 122: Storage unit, 123: Image evaluation unit, 2124: Image processing unit
Claims (21)
前記撮影装置と通信手段によって接続され、前記第１の画像に関する情報及び前記第２の画像に関する情報を受信する受信手段と、前記受信した第１の画像に関する情報を用いて第１の画像を生成し、前記受信した第２の画像に関する情報を用いて第２の画像を生成する生成手段と、前記生成された第１の画像及び前記生成された第２の画像を表示手段に表示させる表示制御手段とを含む処理装置と、
を備える眼科システム。 An arithmetic circuit for acquiring information on the movement of the eye to be inspected using the information on the first image of the eye to be inspected, and a position for acquiring information on the second image of the eye to be inspected using the acquired information on the movement of the eye to be inspected. An imaging device including a correction means for correction, a transmission means for transmitting information regarding the first image and information regarding the second image, and a photographing device.
A first image is generated by using the receiving means which is connected to the photographing device by a communication means and receives the information about the first image and the information about the second image and the information about the received first image. Then, a generation means for generating the second image using the information about the received second image, and a display control for displaying the generated first image and the generated second image on the display means. Processing equipment including means and
Ophthalmic system with.
前記撮影装置は、前記移動量が閾値を超えると判定された場合に、前記移動量が閾値を超えた第１の画像に関する情報に対応する第２の画像に関する情報を再度取得する請求項１乃至４のいずれか１項に記載の眼科システム。 The arithmetic circuit determines whether or not the movement amount, which is information about the movement, exceeds the threshold value, and determines whether or not the movement amount exceeds the threshold value.
When it is determined that the movement amount exceeds the threshold value, the photographing apparatus reacquires the information regarding the second image corresponding to the information regarding the first image in which the movement amount exceeds the threshold value. The ophthalmic system according to any one of 4.
前記撮影装置は、前記取得された第１の画像に基づく移動量が閾値を超える場合に、前記移動量が閾値を超えた第１の画像に対応する第２の画像に関する情報を再度取得する請求項１乃至５のいずれか１項に記載の眼科システム。 The processing device acquires a movement amount based on the first image of the eye to be inspected using the first image, and determines whether or not the movement amount based on the acquired first image exceeds a threshold value. death,
When the movement amount based on the acquired first image exceeds the threshold value, the photographing device claims to reacquire the information regarding the second image corresponding to the first image in which the movement amount exceeds the threshold value. Item 3. The ophthalmic system according to any one of Items 1 to 5.
前記演算回路は、前記第１の画像における奇数番目のピクセル列に対応する列から得られる情報と、偶数番目のピクセル列に対応する列から得られる情報とを合成して得たフィールド画像を第１の画像に関する情報として用いて前記移動に関する情報を取得する請求項１乃至８のいずれか１項に記載の眼科システム。 The information about the first image is obtained by an interlaced method.
The arithmetic circuit has a field image obtained by synthesizing information obtained from a column corresponding to an odd-numbered pixel string in the first image and information obtained from a column corresponding to an even-numbered pixel string. The ophthalmic system according to any one of claims 1 to 8, wherein the information related to the movement is acquired by using it as the information related to the image of 1.
前記演算回路は、前記第１の画像の奇数番目のピクセル列に対応する列から得られる情報、又は偶数番目のピクセル列に対応する列から得られる情報から生成したフィールド画像を第１の画像に関する情報として用いて前記移動に関する情報を取得する請求項１乃至８のいずれか１項に記載の眼科システム。 The information about the first image is obtained by an interlaced method.
The arithmetic circuit relates to a field image generated from information obtained from a column corresponding to an odd-numbered pixel string of the first image or information obtained from a column corresponding to an even-numbered pixel string with respect to the first image. The ophthalmic system according to any one of claims 1 to 8, wherein the information regarding the movement is acquired by using it as information.
前記演算回路は、前記第１の画像に関する情報として取得した前記複数の輝度値の少なくとも一部を対応する画素に配置して得られる画像を用いて前記移動に関する情報を取得する請求項１乃至１５のいずれか１項に記載の眼科システム。 The information regarding the first image is at least a part of a plurality of luminance values corresponding to the plurality of pixels constituting the first image.
Claims 1 to 15 for the arithmetic circuit to acquire information on the movement by using an image obtained by arranging at least a part of the plurality of luminance values acquired as information on the first image on corresponding pixels. The ophthalmic system according to any one of the above.
前記被検眼の第１の画像に関する情報を用いて前記被検眼の移動に関する情報を取得する演算回路と、前記取得された移動に関する情報を用いて前記被検眼の第２の画像に関する情報の取得位置を補正する補正手段と、前記第１の画像に関する情報及び前記第２の画像に関する情報を送信する送信手段と、
を備える撮影装置。 A first image is generated using the receiving means for receiving the information regarding the first image of the eye to be inspected and the information regarding the second image of the eye to be inspected and the information regarding the received first image, and the first image is received. It includes a generation means for generating a second image using information about the second image, and a display control means for causing the display means to display the generated first image and the generated second image. An imaging device that is connected to a processing device by a communication means and constitutes an ophthalmic system together with the processing device.
An arithmetic circuit for acquiring information on the movement of the eye to be inspected using the information on the first image of the eye to be inspected, and a position for acquiring information on the second image of the eye to be inspected using the acquired information on the movement of the eye to be inspected. The correction means for correcting the above, the transmission means for transmitting the information regarding the first image and the information regarding the second image, and the transmission means.
A shooting device equipped with.
前記撮影装置と通信手段によって接続された処理装置において、前記第１の画像に関する情報及び前記第２の画像に関する情報を受信し、前記受信した第１の画像に関する情報を用いて第１の画像を生成し、前記受信した第２の画像に関する情報を用いて第２の画像を生成し、前記生成された第１の画像及び前記生成された第２の画像を表示手段に表示させることと、
を含む眼科システムの作動方法。 In the photographing apparatus, the information regarding the movement of the eye to be inspected is acquired using the information regarding the first image of the eye to be inspected, and the acquisition position of the information regarding the second image of the eye to be inspected using the acquired information regarding the movement of the eye to be inspected. Is corrected, and the information regarding the first image and the information regarding the second image are transmitted.
In a processing device connected to the photographing device by a communication means, information on the first image and information on the second image are received, and the first image is displayed using the information on the received first image. A second image is generated by using the information about the generated second image and the received second image, and the generated first image and the generated second image are displayed on the display means.
How to operate an ophthalmic system, including.
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