JP5587014B2 - Ophthalmic equipment - Google Patents

Description

本発明は、走査光により被検眼眼底の撮影・治療を行う光走査型眼科装置に関する。   The present invention relates to an optical scanning ophthalmologic apparatus for photographing and treating a fundus of a subject's eye with scanning light.

被検眼眼底に光束を照射し、照射された光束を光スキャナで走査することにより眼底の撮影・治療等を行うために光走査型眼科装置が知られている。   2. Description of the Related Art An optical scanning ophthalmologic apparatus is known for performing imaging, treatment, and the like of a fundus by irradiating a light beam to a subject's eye fundus and scanning the irradiated light beam with an optical scanner.

例えば、眼底断層像を得る眼底用光干渉断層計（ＯＣＴ）が知られており、さらに、刺激前後の断層画像から網膜の内因性信号を抽出し、網膜機能を計測する装置が開示されている（特許文献１）。   For example, a fundus optical coherence tomography (OCT) for obtaining a fundus tomographic image is known, and an apparatus for extracting an intrinsic signal of the retina from tomographic images before and after stimulation and measuring a retinal function is disclosed. (Patent Document 1).

また、眼底を治療するための治療用光源から発せられたレーザ光を眼底上で走査させて、眼底の治療を行うスキャニングレーザ装置が知られている。   There is also known a scanning laser device that performs treatment of the fundus by scanning the fundus with laser light emitted from a treatment light source for treating the fundus.

特開２００７−２０２９５２号公報JP 2007-202952 A

上記のような装置において、正確な計測・治療を行うためには、厳密な位置決めの元に光束を照射する必要がある。しかしながら、眼底に照射される光束は被検眼の眼球運動によって照射位置がずれてしまうため、眼底上における所定の位置に正確に光束を照射することは難しい。   In the apparatus as described above, in order to perform accurate measurement / treatment, it is necessary to irradiate a light beam with strict positioning. However, since the irradiation position of the light beam applied to the fundus is shifted by the eye movement of the eye to be examined, it is difficult to accurately apply the light beam to a predetermined position on the fundus.

請求項１に係る本発明は、上記問題点を鑑み、被検眼の眼球運動があっても、眼底上の所定位置に正確に光束を照射できる光走査型眼科装置を提供することを技術課題とする。 In view of the above problems, the present invention according to claim 1 is to provide an optical scanning ophthalmologic apparatus capable of accurately irradiating a light beam at a predetermined position on the fundus even when there is eye movement of the eye to be examined. To do.

上記課題を解決するために、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。   In order to solve the above problems, the present invention is characterized by having the following configuration.

（１）
光源と、該光源から出射された光束の進行方向を変えるための少なくとも一つの光スキャナとを有し、眼底に向けて走査光を照射するための光走査光学系と、
前記眼底を照明する照明光を照射する照明光学系、前記照明光により照明された眼底の正面像を二次元撮像素子により撮像する撮像光学系、を有する眼底観察光学系と、
前記光スキャナの駆動を制御して前記二次元撮像素子に走査光を撮像させると共に、前記二次元撮像素子からの撮像画像における前記走査光を検出することにより前記走査光の始点と終点までの距離をピクセル単位で求め、求められた距離に基づいて単位ピクセル当たりの前記走査光の画角情報を求める走査光検出手段と、
所定のフレームレートにて前記二次元撮像素子から出力される撮像画像に基づいて眼底の位置ずれ情報をピクセル単位で検出する位置ずれ検出手段と、
前記位置ずれ検出手段の検出結果に基づいて前記光スキャナの駆動を制御し、前記光走査光学系による走査位置のずれが補正されるように眼底上における走査光の走査位置を補正する走査位置補正手段であり、前記走査光検出手段の検出結果に基づいてピクセル単位で検出される前記位置ずれ情報に対する前記光スキャナの駆動量を設定する走査位置補正手段と、を備え、前記走査光により被検眼眼底の撮影又は治療を行う。
（２） （１）の前記光走査光学系は、該光源から出射された光束を測定光束と参照光束に分けるビームスプリッタを有し、眼底で反射した測定光束と参照光束との合成により得られる干渉光を第１の受光素子により検出する干渉光学系であって、
前記干渉光学系及び前記光スキャナを制御し、被検眼眼底のある走査範囲を連続的に走査し、前記受光素子からの信号に基づいて眼底断層像を取得する撮影制御手段を備えることを特徴とする。
（３）
光源と、該光源から出射された光束の進行方向を変えるための少なくとも一つの光スキャナとを有し、眼底に向けて走査光を照射するための光走査光学系と、
前記眼底を照明する照明光を照射する照明光学系、前記照明光により照明された眼底の正面像を二次元撮像素子により撮像する撮像光学系、を有する眼底観察光学系と、
前記光スキャナの駆動を制御して前記二次元撮像素子に走査光を撮像させると共に、前記二次元撮像素子からの撮像画像における前記走査光を検出することにより前記走査光の始点と終点までの距離をピクセル単位で求める走査光検出手段と、
を備え、前記走査光により被検眼眼底の撮影又は治療を行う。
(1)
An optical scanning optical system having a light source and at least one optical scanner for changing a traveling direction of a light beam emitted from the light source, and irradiating scanning light toward the fundus;
A fundus observation optical system comprising: an illumination optical system that illuminates illumination light that illuminates the fundus; and an imaging optical system that captures a front image of the fundus illuminated by the illumination light with a two-dimensional imaging device;
The distance between the start point and the end point of the scanning light by controlling the driving of the optical scanner to cause the two-dimensional imaging device to pick up the scanning light and detecting the scanning light in the captured image from the two-dimensional imaging device Scanning light detection means for obtaining the angle-of-view information of the scanning light per unit pixel based on the obtained distance,
Displacement detection means for detecting fundus displacement information in units of pixels based on a captured image output from the two-dimensional image sensor at a predetermined frame rate;
Scanning position correction for controlling the driving of the optical scanner based on the detection result of the positional deviation detection means and correcting the scanning position of the scanning light on the fundus so that the deviation of the scanning position by the optical scanning optical system is corrected. Scanning position correction means for setting a driving amount of the optical scanner with respect to the positional deviation information detected in units of pixels based on a detection result of the scanning light detection means, and the eye to be inspected by the scanning light The fundus is photographed or treated .
(2) The optical scanning optical system of (1) includes a beam splitter that divides the light beam emitted from the light source into a measurement light beam and a reference light beam, and is obtained by combining the measurement light beam reflected from the fundus and the reference light beam. An interference optical system for detecting interference light by a first light receiving element,
It comprises an imaging control means for controlling the interference optical system and the optical scanner , continuously scanning a scanning range with a fundus of the eye to be examined, and acquiring a fundus tomographic image based on a signal from the light receiving element. To do .
(3)
An optical scanning optical system having a light source and at least one optical scanner for changing a traveling direction of a light beam emitted from the light source, and irradiating scanning light toward the fundus;
A fundus observation optical system comprising: an illumination optical system that illuminates illumination light that illuminates the fundus; and an imaging optical system that captures a front image of the fundus illuminated by the illumination light with a two-dimensional imaging device;
The distance between the start point and the end point of the scanning light by controlling the driving of the optical scanner to cause the two-dimensional imaging device to pick up the scanning light and detecting the scanning light in the captured image from the two-dimensional imaging device Scanning light detection means for obtaining a pixel unit,
And taking or treating the fundus of the eye to be examined with the scanning light.

請求項１に係る本発明によれば、被検眼の眼球運動があっても、眼底上の所定位置に正確に光束を照射できる。
According to the first aspect of the present invention, it is possible to accurately irradiate a predetermined position on the fundus even when there is eye movement of the eye to be examined.

本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。図１は本実施形態に係る光走査型眼科装置の光学系を示す概略構成図である。なお、以下の説明では、光走査型眼科装置の一つである網膜機能計測装置を例にとって説明する。   Embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic configuration diagram showing an optical system of the optical scanning ophthalmic apparatus according to the present embodiment. In the following description, a retinal function measuring device, which is one of optical scanning ophthalmic devices, will be described as an example.

図１において、本装置の光学系は、被検者眼Ｅの網膜領域を照明する観察照明光学系１０と、観察照明光学系１０によって照明された網膜領域からの反射光を受光して眼底画像を得るための受光光学系（眼底観察光学系）２０と、被検者眼の網膜領域に可視刺激光を照射して網膜を刺激するための刺激光照射光学系３０と、被検者眼を固視させるための固視光学系４０と、眼Ｅの網膜領域における断層画像を撮影するための干渉光学系（ＯＣＴ光学系）２００と、に大別される。   In FIG. 1, the optical system of the present apparatus receives an observation illumination optical system 10 that illuminates a retinal region of a subject's eye E, and reflected light from the retinal region illuminated by the observation illumination optical system 10 to receive a fundus image. A light receiving optical system (fundus observation optical system) 20 for obtaining the eye, a stimulating light irradiation optical system 30 for stimulating the retina by irradiating the retina region of the subject's eye, and the subject's eye It is roughly divided into a fixation optical system 40 for making a fixation and an interference optical system (OCT optical system) 200 for taking a tomographic image in the retinal region of the eye E.

観察照明光学系１０は、ハロゲンランプ等の観察光源１１、例えば波長８００ｎｍ〜９００ｎｍの赤外光を透過する赤外フィルタ１２、集光レンズ１３、赤外光を反射し可視光を透過する特性を持つダイクロイックミラー１４、リング状の開口を有するリングスリット１５、投光レンズ１６、孔あきミラー１７、対物レンズ１８を含む。なお、リングスリット１５及び孔あきミラー１７は、被検者眼Ｅの瞳孔と略共役な位置に配置されている。観察光源１１から発せられた観察用照明光は、赤外フィルタ１２により赤外光束とされ、集光レンズ１３にて集光されたのち、ダイクロイックミラー１４により反射されてリングスリット１５を照明する。リングスリット１５を透過した光は、投光レンズ１６を介して孔あきミラー１７に達する。孔あきミラー１７のミラー部分で反射された光の大部分は、ダイクロイックミラー６０及び対物レンズ１８を介して、被検者眼Ｅの瞳孔付近で一旦収束された後、拡散されて被検者眼Ｅの網膜の所定領域を連続的に照明する。   The observation illumination optical system 10 has an observation light source 11 such as a halogen lamp, for example, an infrared filter 12 that transmits infrared light having a wavelength of 800 nm to 900 nm, a condenser lens 13, and a characteristic that reflects infrared light and transmits visible light. It includes a dichroic mirror 14 having a ring, a ring slit 15 having a ring-shaped opening, a light projecting lens 16, a perforated mirror 17, and an objective lens 18. The ring slit 15 and the perforated mirror 17 are disposed at a position substantially conjugate with the pupil of the subject's eye E. The observation illumination light emitted from the observation light source 11 is converted into an infrared beam by the infrared filter 12, collected by the condenser lens 13, and then reflected by the dichroic mirror 14 to illuminate the ring slit 15. The light transmitted through the ring slit 15 reaches the perforated mirror 17 through the light projecting lens 16. Most of the light reflected by the mirror portion of the perforated mirror 17 is once converged in the vicinity of the pupil of the subject eye E via the dichroic mirror 60 and the objective lens 18, and then diffused to the subject eye. A predetermined area of E's retina is illuminated continuously.

刺激光照射光学系３０は、網膜領域に刺激を与えるための可視フラッシュ光を発光する刺激用光源３１（例えば、フラッシュランプ、可視ＬＥＤ、等）、集光レンズ３３、観察照明光学系１０と光路を共用するリングスリット１５〜対物レンズ１８までの光学系を含む。刺激用光源は、可視フラッシュ光を単発またはフリッカー状に照射可能である。ここで、刺激用光源で発光した可視フラッシュ光は、集光レンズ３３、ダイクロイックミラー１４を介して、観察用照明光と同様の光路を経て被検者眼Ｅの網膜領域に照射される。   The stimulation light irradiation optical system 30 is a stimulation light source 31 (for example, a flash lamp, a visible LED, etc.) that emits visible flash light for stimulating the retinal region, a condensing lens 33, the observation illumination optical system 10, and an optical path. Including an optical system from the ring slit 15 to the objective lens 18 sharing the same. The light source for stimulation can irradiate visible flash light in a single shot or in a flicker form. Here, the visible flash light emitted from the stimulation light source is irradiated to the retinal region of the eye E through the condenser lens 33 and the dichroic mirror 14 through the same optical path as the observation illumination light.

受光光学系２０は、対物レンズ１８、光軸方向に移動可能なフォーカシングレンズ２１、結像レンズ２２、二次元受光素子２３（例えば、二次元ＣＣＤセンサ）を含む。フォーカシングレンズ２１は、駆動機構５０の駆動により光軸方向に移動する。観察光源１１によって照明された網膜領域からの反射光は、対物レンズ１８、ダイクロイックミラー６０を介して孔あきミラー１７の前で一旦集光されたのち、孔あきミラー１７の開口を通過する。そして、孔あきミラー１７の開口（ホール部）を通過した反射光は、フォーカシングレンズ２１を介して、結像レンズ２２によって集光された後、二次元受光素子２３上に結像される。受光光学系２０は、被検眼眼底で反射した光束を二次元撮像素子により受光して被検眼の眼底正面画像を撮影する眼底カメラ光学系を形成する。   The light receiving optical system 20 includes an objective lens 18, a focusing lens 21 movable in the optical axis direction, an imaging lens 22, and a two-dimensional light receiving element 23 (for example, a two-dimensional CCD sensor). The focusing lens 21 moves in the optical axis direction by driving the drive mechanism 50. Reflected light from the retinal region illuminated by the observation light source 11 is once condensed in front of the perforated mirror 17 via the objective lens 18 and the dichroic mirror 60, and then passes through the opening of the perforated mirror 17. Then, the reflected light that has passed through the aperture (hole portion) of the perforated mirror 17 is condensed by the imaging lens 22 via the focusing lens 21 and then imaged on the two-dimensional light receiving element 23. The light receiving optical system 20 forms a fundus camera optical system that receives a light beam reflected from the fundus of the subject's eye by a two-dimensional imaging device and photographs a fundus front image of the subject's eye.

固視光学系４０は、可視光を発光する固視光源４１、ピンホール（または固視用チャート）４２、可視光を反射し赤外光を透過する特性を有するダイクロイックミラー２９を持ち、ダイクロイックミラー２９〜対物レンズ１８までの光路を受光光学系２０と共用する。ピンホール４２は、被検者眼Ｅの網膜の観察点（撮影点）と略共役な位置に配置される。固視光源４１を発した光は、ピンホール４２を通り、ダイクロイックミラー２９にて反射された後、網膜からの反射光とは逆方向の光路を経て（結像レンズ２２〜対物レンズ１８）被検者眼の網膜上で結像する。   The fixation optical system 40 includes a fixation light source 41 that emits visible light, a pinhole (or a fixation chart) 42, and a dichroic mirror 29 that reflects visible light and transmits infrared light. The optical path from 29 to the objective lens 18 is shared with the light receiving optical system 20. The pinhole 42 is arranged at a position substantially conjugate with the observation point (imaging point) of the retina of the subject's eye E. The light emitted from the fixation light source 41 passes through the pinhole 42, is reflected by the dichroic mirror 29, and then passes through the optical path in the direction opposite to the reflected light from the retina (imaging lens 22 to objective lens 18). An image is formed on the retina of the examiner's eye.

ダイクロイックミラー６０は、受光光学系２０の光路とＯＣＴ光学系２００の光路を分割する光分割部材として用いられる。ダイクロイックミラー６０は、光源２７から出射された光（測定光）の大部分を反射する一方、光源２７から出射された光の一部、光源３１及び光源１１から出射された光を透過する波長特性を有する。また、撮像素子２３の撮像面は、眼底と共役な位置に配置されている。   The dichroic mirror 60 is used as a light splitting member that splits the optical path of the light receiving optical system 20 and the optical path of the OCT optical system 200. The dichroic mirror 60 reflects most of the light (measurement light) emitted from the light source 27, while transmitting part of the light emitted from the light source 27, the light emitted from the light source 31 and the light source 11. Have Further, the imaging surface of the imaging element 23 is arranged at a position conjugate with the fundus.

干渉光学系２００と受光光学系２０は、例えば、断層画像の取得に用いる測定光（第１の光束）と、眼底正面画像の取得に用いる照明光（第２の光束）と、が互いに異なる波長帯域となるように形成される。また、干渉光学系２００と受光光学系２０とが同じ波長帯域を用いる場合もありうる。この場合、ダイクロイックミラー６０の代わりにハーフミラーを用いればよい。   For example, the interference optical system 200 and the light receiving optical system 20 have different wavelengths for measurement light (first light beam) used for acquiring a tomographic image and illumination light (second light beam) used for acquiring a fundus front image. It is formed to be a band. In addition, the interference optical system 200 and the light receiving optical system 20 may use the same wavelength band. In this case, a half mirror may be used instead of the dichroic mirror 60.

次に、ダイクロイックミラー６０の反射側に設けられたＯＣＴ光学系２００の構成について説明する。干渉光学系２００は、光源から出射された光束を測定光束と参照光束に分け、測定光束を被検眼眼底に導き，参照光束を参照光学系に導いた後、眼底で反射した測定光束と参照光束との合成により得られる干渉光を受光素子に受光させる。   Next, the configuration of the OCT optical system 200 provided on the reflection side of the dichroic mirror 60 will be described. The interference optical system 200 divides the light beam emitted from the light source into a measurement light beam and a reference light beam, guides the measurement light beam to the fundus of the eye to be examined, guides the reference light beam to the reference optical system, and then reflects the measurement light beam and the reference light beam reflected by the fundus. Interference light obtained by the combination with is received by the light receiving element.

２７はＯＣＴ光学系２００の測定光及び参照光として用いられる低コヒーレントな光を発するＯＣＴ光源であり、例えばＳＬＤ光源等が用いられる。ＯＣＴ光源２７には、例えば、中心波長１０５０ｎｍで５０ｎｍの帯域を持つ光源が用いられる。２６は光分割部材と光結合部材としての役割を兼用するファイバーカップラー（ビームスプリッタ）である。ＯＣＴ光源２７から発せられた光は、導光路としての光ファイバ６７を介して、ファイバーカップラー２６によって参照光と測定光とに分割される。測定光は光ファイバ６４を介して被検眼Ｅへと向かい、参照光は光ファイバ６５を介して参照ミラー２８へと向かう。   Reference numeral 27 denotes an OCT light source that emits low-coherent light used as measurement light and reference light of the OCT optical system 200. For example, an SLD light source is used. For the OCT light source 27, for example, a light source having a center wavelength of 1050 nm and a bandwidth of 50 nm is used. Reference numeral 26 denotes a fiber coupler (beam splitter) that doubles as a light splitting member and a light coupling member. Light emitted from the OCT light source 27 is split into reference light and measurement light by the fiber coupler 26 via an optical fiber 67 as a light guide. The measurement light goes to the eye E through the optical fiber 64, and the reference light goes to the reference mirror 28 through the optical fiber 65.

測定光を被検眼Ｅへ向けて出射する光路には、測定光を出射する光ファイバ６４、コリメートレンズ６９、被検眼の屈折誤差に合わせて光軸方向に移動可能なフォーカシングレンズ６３、走査駆動機構５１の駆動により眼底上でＸＹ方向に測定光を走査させることが可能な２つのガルバノミラーの組み合せからなる走査部６２、が配置されている。ダイクロイックミラー６０及び対物レンズ１８は、ＯＣＴ光学系２００からのＯＣＴ測定光を被検眼眼底へと導光する導光光学系としての役割を有する。なお、本実施形態の走査部６２では、２つのガルバノミラーによって測定光の反射角度を任意に調整することにより、眼底上に走査させる測定光の走査方向を任意に設定できるような構成となっている。よって、被検眼眼底の任意の領域の断層画像を得ることが可能となる。なお、光ファイバ６４の端部は、被検眼眼底と共役となるように配置される。また、走査部６２の２つのガルバノミラーは、被検眼瞳孔と略共役な位置に配置される。   In the optical path for emitting the measurement light toward the eye E, an optical fiber 64 for emitting the measurement light, a collimating lens 69, a focusing lens 63 movable in the optical axis direction according to the refractive error of the eye to be examined, and a scanning drive mechanism A scanning unit 62 composed of a combination of two galvanometer mirrors capable of scanning the measurement light in the XY directions on the fundus by driving 51 is disposed. The dichroic mirror 60 and the objective lens 18 serve as a light guide optical system that guides the OCT measurement light from the OCT optical system 200 to the fundus of the eye to be examined. Note that the scanning unit 62 of the present embodiment has a configuration in which the scanning direction of the measurement light to be scanned on the fundus can be arbitrarily set by arbitrarily adjusting the reflection angle of the measurement light by the two galvanometer mirrors. Yes. Therefore, it is possible to obtain a tomographic image of an arbitrary region of the fundus of the eye to be examined. Note that the end of the optical fiber 64 is disposed so as to be conjugate with the fundus of the eye to be examined. Further, the two galvanometer mirrors of the scanning unit 62 are arranged at a position substantially conjugate with the eye pupil to be examined.

上記ガルバノミラー及び走査駆動機構５１は、干渉光学系２００の光路中に配置され，被検眼眼底上で横断方向（ＸＹ方向）に測定光束を走査させるために測定光束の進行方向を変える光スキャナ（光走査部）として用いられる。光スキャナには、ミラーの他、光の進行（偏向）方向を変化させる音響光学素子（ＡＯＭ）等が用いられる。   The galvanometer mirror and scanning drive mechanism 51 is disposed in the optical path of the interference optical system 200, and is an optical scanner that changes the traveling direction of the measurement light beam in order to scan the measurement light beam in the transverse direction (XY direction) on the eye fundus. Used as an optical scanning unit). The optical scanner uses an acousto-optic device (AOM) that changes the traveling (deflection) direction of light in addition to a mirror.

光ファイバ６４から出射した測定光は、コリメートレンズ６９によってコリメートされた後、フォーカシングレンズ６３を介して、走査部６２に達し、２つのガルバノミラーの駆動により反射方向が変えられる。そして、走査部６２で反射された測定光は、ダイクロイックミラー６０で反射された後、対物レンズ１８を介して、被検眼眼底に集光される。   The measurement light emitted from the optical fiber 64 is collimated by the collimating lens 69, then reaches the scanning unit 62 via the focusing lens 63, and the reflection direction is changed by driving the two galvanometer mirrors. Then, the measurement light reflected by the scanning unit 62 is reflected by the dichroic mirror 60 and then condensed on the fundus of the eye to be examined via the objective lens 18.

そして、眼底で反射した測定光は、対物レンズ１８を介して、ダイクロイックミラー６０で反射し、ＯＣＴ光学系２００に向かい、走査部６２の２つのガルバノミラー、フォーカシングレンズ６３及びコリメートレンズ６９を介して、光ファイバ６４の端部に入射する。光ファイバ６３に入射した測定光は、ファイバーカップラー２６、光ファイバ６６を介して、光ファイバ６６の端部に達する。   Then, the measurement light reflected from the fundus is reflected by the dichroic mirror 60 via the objective lens 18, travels to the OCT optical system 200, and passes through the two galvanometer mirrors of the scanning unit 62, the focusing lens 63 and the collimating lens 69. , Enters the end of the optical fiber 64. The measurement light incident on the optical fiber 63 reaches the end of the optical fiber 66 via the fiber coupler 26 and the optical fiber 66.

一方、参照光を参照ミラー２８に向けて出射する光路には、参照光を出射する光ファイバ６５、コリメータレンズ２５、参照ミラー２８が配置されている。参照ミラー２８は、参照光の光路長を変化させるべく、参照ミラー駆動機構５２により光軸方向に移動可能な構成となっている。なお、上記参照光学系は、上記反射型に限るものではなく、透過型の光学系であってもよい。   On the other hand, an optical fiber 65 that emits reference light, a collimator lens 25, and a reference mirror 28 are arranged in an optical path that emits the reference light toward the reference mirror 28. The reference mirror 28 is configured to be movable in the optical axis direction by the reference mirror driving mechanism 52 in order to change the optical path length of the reference light. The reference optical system is not limited to the reflection type, but may be a transmission type optical system.

光ファイバー６５の端部から出射した参照光は、コリメータレンズ２５で平行光束とされ、参照ミラー２８で反射された後、コリメータレンズ２５により集光されて光ファイバ６５の端部に入射する。光ファイバー６５に入射した参照光は、ファイバーカップラー２６に達する。   The reference light emitted from the end of the optical fiber 65 is converted into a parallel light beam by the collimator lens 25, reflected by the reference mirror 28, condensed by the collimator lens 25, and incident on the end of the optical fiber 65. The reference light incident on the optical fiber 65 reaches the fiber coupler 26.

そして、光源２７から発せられた光によって前述のように生成される参照光と被検眼眼底に照射された測定光による眼底反射光は、ファイバーカップラー２６にて合成され干渉光とされた後、光ファイバ６６の端部から出射される。８００は周波数毎の干渉信号を得るために干渉光を周波数成分に分光する分光光学系８００（スペクトロメータ部）であり、コリメータレンズ８０、グレーティングミラー（回折格子）８１、集光レンズ８２、受光素子８３にて構成されている。受光素子８３は、ＯＣＴ光源の波長帯域に感度を有する一次元素子（ラインセンサ）を用いている。   Then, the reference light generated as described above by the light emitted from the light source 27 and the fundus reflection light by the measurement light irradiated on the eye fundus to be examined are combined by the fiber coupler 26 to be interference light, The light is emitted from the end of the fiber 66. A spectroscopic optical system 800 (spectrometer unit) 800 separates interference light into frequency components in order to obtain an interference signal for each frequency, and includes a collimator lens 80, a grating mirror (diffraction grating) 81, a condensing lens 82, and a light receiving element. 83. The light receiving element 83 uses a one-dimensional element (line sensor) having sensitivity in the wavelength band of the OCT light source.

ここで、光ファイバ６６の端部から出射された干渉光は、コリメータレンズ８０にて平行光とされた後、グレーティング８１にて周波数成分に分光される。そして、周波数成分に分光された干渉光は、集光レンズ８２を介して、受光素子８３の受光面に集光する。これにより、受光素子８３上で干渉縞のスペクトル情報が記録される。そして、そのスペクトル情報が制御部７０へと入力され、フーリエ変換を用いて解析することで、被験者眼の深さ方向における情報（Ａスキャン信号）が計測可能となる。ここで、制御部７０は、走査部６２により測定光を眼底上で所定の横断方向に走査することにより断層画像を取得できる。すなわち、ＸＹ方向に走査することにより、ＸＹ平面におけるＺ方向の断層画像を取得できる（なお、本実施形態においては、このように測定光を眼底に対して１次元走査し、断層画像を得る方式をＢスキャンとする）。なお、取得された断層画像は、制御部７０に接続されたメモリ７２に記憶される。さらに、測定光をＸＹ方向に２次元的に走査することにより、被検眼眼底の３次元画像を取得することも可能である。なお、本実施形態におけるＯＣＴ画像の取得は、走査部６２に設けられた２つのガルバノミラーによって行われる。なお、上記説明においては、ＳＤ−ＯＣＴを例に挙げたが、これに限るものではなく、もちろん、ＳＳ―ＯＣＴ（swept source OCT）、ＴＤ−ＯＣＴ（Time domain OCT）でも良い。   Here, the interference light emitted from the end of the optical fiber 66 is converted into parallel light by the collimator lens 80, and then is split into frequency components by the grating 81. Then, the interference light split into frequency components is condensed on the light receiving surface of the light receiving element 83 via the condenser lens 82. Thereby, spectrum information of interference fringes is recorded on the light receiving element 83. Then, the spectrum information is input to the control unit 70 and analyzed using Fourier transform, whereby information (A scan signal) in the depth direction of the subject's eye can be measured. Here, the control unit 70 can acquire a tomographic image by causing the scanning unit 62 to scan the measurement light on the fundus in a predetermined transverse direction. That is, a tomographic image in the Z direction on the XY plane can be acquired by scanning in the XY direction (in the present embodiment, a method for obtaining a tomographic image by scanning the measurement light one-dimensionally with respect to the fundus in this way. Is B scan). The acquired tomographic image is stored in a memory 72 connected to the control unit 70. Furthermore, it is also possible to acquire a three-dimensional image of the fundus of the eye to be examined by two-dimensionally scanning the measurement light in the XY direction. Note that acquisition of an OCT image in the present embodiment is performed by two galvanometer mirrors provided in the scanning unit 62. In the above description, SD-OCT is taken as an example. However, the present invention is not limited to this, and SS-OCT (swept source OCT) and TD-OCT (Time domain OCT) may be used.

制御部７０は装置全体の制御を行う。制御部７０には、観察光源１１、刺激用光源３１、固視光源４１、フォーカス駆動機構５０、撮像素子２３、走査駆動機構５１、参照ミラー駆動機構５２、フォーカシングレンズ６３を光軸方向に移動させるための第１駆動機構６３ａ、受光素子８３、メモリ（記憶部）７２、コントロール部７４が接続されている。なお、制御部７０は、被検者眼眼底の画像形成や網膜機能を画像化するための画像処理部としての機能も有する。７５はモニタであり、制御部７０により表示制御される。メモリ７２は種々の情報を記憶しておくためのものである。コントロール部７４は各種入力操作を行うためのものである。例えば、コントロール部７４には、マウスが接続される。   The control unit 70 controls the entire apparatus. In the control unit 70, the observation light source 11, the stimulus light source 31, the fixation light source 41, the focus drive mechanism 50, the image pickup device 23, the scan drive mechanism 51, the reference mirror drive mechanism 52, and the focusing lens 63 are moved in the optical axis direction. For this purpose, a first drive mechanism 63a, a light receiving element 83, a memory (storage unit) 72, and a control unit 74 are connected. The control unit 70 also has a function as an image processing unit for imaging the eye fundus of the subject and imaging the retinal function. Reference numeral 75 denotes a monitor which is display-controlled by the control unit 70. The memory 72 is for storing various information. The control unit 74 is for performing various input operations. For example, a mouse is connected to the control unit 74.

ここで、制御部７０は、受光素子８３から出力される受光信号に基づいて画像処理により眼底断層像を形成させると共に、撮像素子２３から出力される撮像信号に基づいて画像処理により眼底正面像を形成させる（図２参照）。図２（ａ）は眼底正面像であり、眼底像Ｆ，マスクＭが含まれる。図２（ｂ）は眼底断層像である。   Here, the control unit 70 forms a fundus tomographic image by image processing based on the light reception signal output from the light receiving element 83, and forms a fundus front image by image processing based on the image pickup signal output from the imaging element 23. Form (see FIG. 2). FIG. 2A is a fundus front image, and includes a fundus image F and a mask M. FIG. 2B is a fundus tomographic image.

また、断層画像の取得と眼底正面像の取得は、同時並行で行われる。なお、撮像素子２３のフレームレートは、断層画像を取得する際のフレームレートに合わせて設定される。例えば、３０ｆｐｓ〜５０ｆｐｓに設定される。   In addition, acquisition of a tomographic image and acquisition of a fundus front image are performed in parallel. The frame rate of the image sensor 23 is set in accordance with the frame rate at the time of acquiring a tomographic image. For example, it is set to 30 fps to 50 fps.

ここで、制御部７０は、干渉光学系２００、ガルバノミラー及び走査駆動機構５１、刺激光照射光学系３０を制御し、被検眼眼底のある走査範囲を連続的に走査し、受光素子８３からの信号に基づいて網膜刺激前後の眼底断層像を所定時間連続的に取得する（図３参照）。   Here, the control unit 70 controls the interference optical system 200, the galvano mirror and the scanning drive mechanism 51, and the stimulation light irradiation optical system 30, and continuously scans the scanning range where the eye fundus is inspected. Based on the signal, tomographic images of the fundus before and after retinal stimulation are continuously acquired for a predetermined time (see FIG. 3).

図３、図４は眼底に対するアクティブトラッキングの具体例について説明する図である。図３は、断層画像の計測、眼球追尾の流れの具体例を示す図である。図４は、テンプレートマッチングについて説明する図である。   3 and 4 are diagrams for explaining a specific example of active tracking for the fundus. FIG. 3 is a diagram illustrating a specific example of the flow of tomographic image measurement and eye tracking. FIG. 4 is a diagram for explaining template matching.

制御部７０は、所定のフレームレートにて撮像素子２３からの出力信号に基づいて眼底正面画像を随時取得し、随時取得される計測画像と基準画像とを比較して眼球移動情報ΔＰ（走査位置のずれ情報）を検出する。そして、検出された眼球移動情報ΔＰに基づいて測定光の走査位置を随時補正し、補正された走査位置に基づいて断層画像を得る（アクティブトラッキング）。   The control unit 70 acquires a fundus front image at any time based on an output signal from the image sensor 23 at a predetermined frame rate, compares the measurement image acquired at any time with a reference image, and moves the eyeball movement information ΔP (scanning position). Deviation information) is detected. Then, the scanning position of the measurement light is corrected as needed based on the detected eye movement information ΔP, and a tomographic image is obtained based on the corrected scanning position (active tracking).

＜単位ピクセル当たりの走査光の画角の検出＞
上記トラッキングを行う場合、眼球移動情報ΔＰと走査位置の補正量との間にずれがある場合、眼底上の走査位置がずれてしまい、正確なトラッキングを行うことができない。そこで、単位ピクセル当たりの走査光の画角（振れ角）を予め求めておくことにより、眼球運動に対応するトラッキング信号を補正する手法について説明する。 <Detection of angle of view of scanning light per unit pixel>
When performing the tracking, if there is a deviation between the eye movement information ΔP and the correction amount of the scanning position, the scanning position on the fundus is displaced, and accurate tracking cannot be performed. Therefore, a method for correcting the tracking signal corresponding to the eye movement by obtaining the angle of view (deflection angle) of the scanning light per unit pixel in advance will be described.

ここで、制御部７０は、駆動機構５１の駆動を制御して撮像素子２３に走査光を撮像させると共に、撮像素子２３からの撮像画像における走査光を検出し単位ピクセル当たりの走査光の画角情報（αｐ）を検出する（図５参照）。そして、制御部７０は、画角情報の検出結果に基づいてピクセル単位で検出される眼球移動情報ΔＰに対する駆動機構５１の駆動量を設定する。   Here, the control unit 70 controls the drive of the drive mechanism 51 to cause the image pickup device 23 to pick up the scanning light, and also detects the scanning light in the picked-up image from the image pickup device 23 and the angle of view of the scanning light per unit pixel. Information (αp) is detected (see FIG. 5). And the control part 70 sets the drive amount of the drive mechanism 51 with respect to the eye movement information (DELTA) P detected per pixel based on the detection result of angle-of-view information.

具体例を以下に説明する。図５は受光光学系２０の撮像素子２３によって撮像された画像である。制御部７０は、駆動機構５１を駆動させ、予め設定された撮影画角αの断層画像が得られるように走査部６２のガルバノミラーを所定の角度範囲にて動作させる。光源２７からの光が眼底上を走査されると、その反射光の一部は、ダイクロイックミラー６０を透過し、撮像素子２３に結像（受光）される。   A specific example will be described below. FIG. 5 is an image captured by the image sensor 23 of the light receiving optical system 20. The control unit 70 drives the drive mechanism 51 to operate the galvanometer mirror of the scanning unit 62 in a predetermined angle range so that a tomographic image having a preset shooting angle of view α is obtained. When the light from the light source 27 is scanned on the fundus, a part of the reflected light is transmitted through the dichroic mirror 60 and imaged (received) on the image sensor 23.

そして、制御部７０は、測定光が走査された状態での眼底正面像を取得し、メモリ７２に記憶する。図５に示すように、撮像画像には、走査光（測定光）の走査位置を示すラインＳＬが形成される。ラインＳＬに関し、始点Ａは光走査の始点、終点Ｂは光走査の終点である。ラインＳＬは、走査光の走査位置、走査方向、走査範囲についての情報を含んでいる。撮影画角αは、瞳孔を中心に旋回される測定光の振れ角であり、眼底上での走査光の走査範囲を表す。   Then, the control unit 70 acquires a fundus front image when the measurement light is scanned, and stores the acquired fundus front image in the memory 72. As shown in FIG. 5, a line SL indicating the scanning position of the scanning light (measurement light) is formed in the captured image. Regarding the line SL, the start point A is the start point of optical scanning, and the end point B is the end point of optical scanning. The line SL includes information on the scanning position, scanning direction, and scanning range of the scanning light. The imaging angle of view α is the deflection angle of the measurement light swiveled around the pupil and represents the scanning range of the scanning light on the fundus.

次に、制御部７０は、ラインＳＬの始点Ａと終点Ｂの座標位置を画像処理（例えば、パターンマッチング）により検出し、始点Ａから終点Ｂまでの距離γを検出する。距離γは撮像素子２３のピクセル単位で検出される。   Next, the control unit 70 detects the coordinate positions of the start point A and the end point B of the line SL by image processing (for example, pattern matching), and detects the distance γ from the start point A to the end point B. The distance γ is detected in units of pixels of the image sensor 23.

撮影画角αは既知であるから、制御部７０は、距離γを撮影画角αで割ることにより、１ピクセル当たりの走査光の画角（αｐ＝γ／α）を求める。なお、上記画角αｐの検出は、実際に断層画像を取得する前、又は断層画像の取得中に行われる。   Since the shooting angle of view α is known, the control unit 70 obtains the angle of view of scanning light per pixel (αp = γ / α) by dividing the distance γ by the shooting angle of view α. Note that the detection of the angle of view αp is performed before the tomographic image is actually acquired or during the acquisition of the tomographic image.

＜画角αｐを用いたトラッキング＞
眼底に対する測定光のトラッキングの際、トラッキング制御のベースとなる眼球移動情報ΔＰは、画像処理によりピクセル単位で検出される。眼球移動情報ΔＰは、例えば、計測画像に対して基準画像をテンプレートマッチングしたときの画像の移動量から算出される。 <Tracking using angle of view αp>
When tracking the measurement light with respect to the fundus, eye movement information ΔP, which is a base for tracking control, is detected in pixel units by image processing. The eye movement information ΔP is calculated from, for example, the amount of image movement when the reference image is template-matched to the measurement image.

一方、画角αｐは１ピクセル当たりの画角であるから、眼球移動情報ΔＰを画角αｐで掛け合わせる（ΔＰ×αｐ）ことにより、眼球の移動量は画角情報に変換される。これにより、ピクセル単位で検出される眼球移動量と走査部６２のガルバノミラーの振り角とが実際に対応付けされる。   On the other hand, since the angle of view αp is an angle of view per pixel, the amount of movement of the eyeball is converted into angle of view information by multiplying the eyeball movement information ΔP by the angle of view αp (ΔP × αp). Thereby, the eyeball movement amount detected in units of pixels and the swing angle of the galvanometer mirror of the scanning unit 62 are actually associated with each other.

そして、制御部７０は、検出された眼球の移動方向と移動量（ΔＰ×αｐ）に基づいて走査位置を補正し、断層画像を取得する。具体的には、移動方向と量に基づき、基準画像に対し設定された走査の始点と終点のそれぞれに移動量（ΔＰ×αｐ）を加え、次の断層画像を得る。この場合、駆動機構５１に印加される電圧によって走査位置が制御される。   The control unit 70 corrects the scanning position based on the detected movement direction and movement amount (ΔP × αp) of the eyeball, and acquires a tomographic image. Specifically, based on the moving direction and amount, the moving amount (ΔP × αp) is added to each of the start point and end point of the scan set for the reference image, and the next tomographic image is obtained. In this case, the scanning position is controlled by the voltage applied to the drive mechanism 51.

以上のようにすれば、眼底画像の位置ずれ量がＯＣＴ光学系のガルバノスキャナの回転角に正確に変換されるので、同じ眼底位置に対してリアルタイムで正確に測定光を照射できる。したがって、眼球移動が生じても、同じ眼底位置での断層像を正確に取得できる。   In this way, the amount of positional deviation of the fundus image is accurately converted into the rotation angle of the galvano scanner of the OCT optical system, so that the same fundus position can be accurately irradiated with measurement light in real time. Therefore, even when eyeball movement occurs, a tomographic image at the same fundus position can be accurately acquired.

上記手法は、走査位置を厳密に設定する必要がある場合に、特に有用である。例えば、ある眼底位置での輝度変化を検出して網膜の内因性信号を得る場合に、特に有用である（後述する）。   The above method is particularly useful when the scanning position needs to be set strictly. For example, it is particularly useful when a luminance change at a certain fundus position is detected to obtain an intrinsic signal of the retina (described later).

なお、走査部６２のガルバノミラーの振り角（付与する印加電圧）に対する眼球に入射する走査光の画角を予め求めておき、予めメモリ７２に記憶しておくことが好ましい。この場合、実測又はシミュレーションにより走査部６２の振り角に対する画角の関係が求められる。   It is preferable that the angle of view of the scanning light incident on the eyeball with respect to the swing angle (applied voltage to be applied) of the galvanometer mirror of the scanning unit 62 is obtained in advance and stored in the memory 72 in advance. In this case, the relationship between the angle of view and the swing angle of the scanning unit 62 is obtained by actual measurement or simulation.

実測する場合、眼Ｅに代わりに、対物レンズ１８から走査光が射出される位置において、角度を検出するジグを設け、所定の電圧をガルバノスキャナに掛けていく。ジグとしては、スケール付き散乱面を持つ模型眼が用いられ、散乱面を透過した走査光を赤外線ビュアーで検出することにより角度が実測される。また、スケール付き散乱面に赤外線感応シート（赤外光に反応して着色されるシート）を用いるようにしてもよい。また、シミュレーションする場合、ガルバノスキャナへの印加電圧（ミラー角度）毎の対物レンズからの射出角が計算される。   When actually measuring, instead of the eye E, a jig for detecting an angle is provided at a position where the scanning light is emitted from the objective lens 18, and a predetermined voltage is applied to the galvano scanner. As the jig, a model eye having a scattering surface with a scale is used, and an angle is measured by detecting scanning light transmitted through the scattering surface with an infrared viewer. Further, an infrared sensitive sheet (a sheet colored in response to infrared light) may be used on the scattering surface with scale. In the simulation, the exit angle from the objective lens for each voltage (mirror angle) applied to the galvano scanner is calculated.

＜視度補正による撮像倍率の変化＞
また、１ピクセル当たりの走査光の画角αｐは、被検眼が変わる度に検出されるのが好ましい。それは、被検眼の視度に応じてレンズ２１の位置が調整され、撮像素子２３上での撮像倍率が変化し、画像上での走査光の距離γが変化するからである。なお、ＯＣＴ光学系２００の走査光は瞳孔を中心に旋回されるので、フォーカシングレンズ６３の位置が調整されても、眼底上の実際の走査範囲（撮影画角）は変化しない。 <Change in imaging magnification due to diopter correction>
Further, it is preferable that the angle of view αp of the scanning light per pixel is detected every time the eye to be examined changes. This is because the position of the lens 21 is adjusted according to the diopter of the eye to be examined, the imaging magnification on the image sensor 23 changes, and the distance γ of the scanning light on the image changes. Since the scanning light of the OCT optical system 200 is swiveled around the pupil, even if the position of the focusing lens 63 is adjusted, the actual scanning range (shooting angle of view) on the fundus does not change.

そこで、制御部７０は、レンズ２１の移動による視度補正後、所定のトリガ信号に基づいて画角αｐを検出する。所定のトリガ信号としては、例えば、オートフォーカス完了信号、コントロール部７４からの操作信号、などが考えられる。   Therefore, the control unit 70 detects the angle of view αp based on a predetermined trigger signal after diopter correction by the movement of the lens 21. As the predetermined trigger signal, for example, an autofocus completion signal, an operation signal from the control unit 74, and the like can be considered.

なお、上記構成において、ＯＣＴ光学系２００の光源とは別の第２の光源を用いて画角αｐが検出されてもよい。第２の光源は、その出射光が走査部６２によって偏向されるように、走査部６２より後方の光路に配置される。このとき、ダイクロイックミラー６０は、第２の光源の光、眼底観察光、を透過する波長特性を持つ。この場合、第２の光源を用いて画角αｐが検出された後、第１の光源（光源２７）を用いて断層像が取得される。このようにすれば、ダイクロイックミラー６０が光源２７の光を透過できない波長特性であっても、画角αｐが検出される。   In the above configuration, the angle of view αp may be detected using a second light source different from the light source of the OCT optical system 200. The second light source is disposed in the optical path behind the scanning unit 62 so that the emitted light is deflected by the scanning unit 62. At this time, the dichroic mirror 60 has a wavelength characteristic that transmits the light from the second light source and the fundus observation light. In this case, after the angle of view αp is detected using the second light source, a tomographic image is acquired using the first light source (light source 27). In this way, the angle of view αp is detected even if the dichroic mirror 60 has a wavelength characteristic that prevents the light from the light source 27 from passing therethrough.

また、走査光の光路と眼底観察光の光路を分岐するビームスプリッタは、ダイクロイックミラー６０に限るものではない。例えば、ハーフミラーが用いられるようにしてもよい。   Further, the beam splitter that branches the optical path of the scanning light and the optical path of the fundus observation light is not limited to the dichroic mirror 60. For example, a half mirror may be used.

なお、画角αｐの検出に用いる走査光の走査パターンは、ラインスキャンの他、サークルスキャンであってもよい。例えば、制御部７０は、サークルスキャンによって形成された円の直径Ｄをピクセル量にて検出し、その円の直径における撮影画角αｃで直径Ｄを割った値（αｃ／Ｄ）から画角αｐが検出される。   Note that the scanning pattern of the scanning light used for detecting the angle of view αp may be a circle scan in addition to a line scan. For example, the control unit 70 detects the diameter D of the circle formed by the circle scan by the pixel amount, and calculates the angle of view αp from a value (αc / D) obtained by dividing the diameter D by the shooting angle of view αc at the diameter of the circle. Is detected.

＜変容例＞
なお、上記構成において、受光光学系２０の光路における眼底と略共役な位置に散乱部材９０が挿脱可能に配置された構成により、散乱部材９０から散乱された走査光によって画角αｐが検出されてもよい（図１参照）。散乱部材９０には、表面が粗面化されたスリガラスなどが用いられる。 <Transformation example>
In the above configuration, the angle of view αp is detected by the scanning light scattered from the scattering member 90 by the configuration in which the scattering member 90 is detachably disposed at a position substantially conjugate with the fundus in the optical path of the light receiving optical system 20. (See FIG. 1). The scattering member 90 is made of ground glass whose surface is roughened.

具体的には、被検眼の視度が補正された後、制御部７０は、駆動部９１を駆動させ、散乱部材９０を光路に挿入する。この場合、ＯＣＴ光学系２００の走査光は、散乱部材９０にて散乱され、その散乱光は、ダイクロイックミラー６０、孔あきミラー１７、レンズ２１、レンズ２２、ダイクロイックミラー２９を介して、撮像素子２３によって検出される。そして、制御部７０は、撮像素子２３からの撮像画像における走査光を検出し、画角αｐを検出する。そして、制御部７０は、画角αｐを検出した後、駆動部９１を駆動させ、反射部材９０を光路から離脱する。そして、制御部７０は、断層画像の取得を開始すると共に、画角αｐを用いて眼底に対するトラッキングを行う。   Specifically, after the diopter of the eye to be examined is corrected, the control unit 70 drives the drive unit 91 to insert the scattering member 90 into the optical path. In this case, the scanning light of the OCT optical system 200 is scattered by the scattering member 90, and the scattered light passes through the dichroic mirror 60, the perforated mirror 17, the lens 21, the lens 22, and the dichroic mirror 29. Detected by. And the control part 70 detects the scanning light in the picked-up image from the image pick-up element 23, and detects the view angle (alpha) p. Then, after detecting the angle of view αp, the control unit 70 drives the drive unit 91 to detach the reflecting member 90 from the optical path. Then, the control unit 70 starts tomographic image acquisition and performs tracking on the fundus using the angle of view αp.

なお、上記変容例において、眼底観察用の照明光は散乱部材９０で微弱に散乱されるが、走査光の方が指向性は強いのでほぼ走査光の散乱のみが検出される。   In the above modification, illumination light for fundus observation is scattered weakly by the scattering member 90. However, since the scanning light has higher directivity, only the scattering of the scanning light is detected.

また、散乱部材９０の配置位置について、眼底共役位置が好ましい。ただし、走査光の焦点深度及び撮像素子２３の画素サイズを考慮して許容できる範囲であれば、若干のずれは許容される。   Further, the fundus conjugate position is preferable for the arrangement position of the scattering member 90. However, a slight deviation is allowed as long as it is in an allowable range in consideration of the depth of focus of the scanning light and the pixel size of the image sensor 23.

＜第２の光スキャナ＞
また、上記説明においては、出力される検出信号に基づいて走査部６２の２つのガルバノミラーの駆動を制御し、走査位置のずれが補正されるように眼底上における測定光の走査位置を随時補正するものとしたが、これに限るものではない。すなわち、走査部６２の２つのガルバノミラーとは別に、干渉光学系２００の光路中に新たな瞳孔共役位置を形成させ、その位置に走査位置補正用の第２の光スキャナを設置するようにしてもよい。この場合、第２の光スキャナによる走査光を検出することにより、画角αｐが検出される構成であってもよい。また、第１の光スキャナと第２の光スキャナとの倍率関係が既知であれば、第１の光スキャナによる走査光から画角αｐが検出される構成であってもよい。 <Second optical scanner>
In the above description, the driving of the two galvanometer mirrors of the scanning unit 62 is controlled based on the output detection signal, and the scanning position of the measurement light on the fundus is corrected as needed so that the shift of the scanning position is corrected. However, it is not limited to this. That is, apart from the two galvanometer mirrors of the scanning unit 62, a new pupil conjugate position is formed in the optical path of the interference optical system 200, and a second optical scanner for correcting the scanning position is installed at that position. Also good. In this case, the configuration may be such that the angle of view αp is detected by detecting the scanning light from the second optical scanner. Further, if the magnification relationship between the first optical scanner and the second optical scanner is known, the angle of view αp may be detected from the scanning light from the first optical scanner.

＜位置ずれ検出＞
なお、上記手法においては、予め取得された基準画像を固定し、その基準画像に対する計測画像の位置ずれが検出される手法としてが、基準画像に対する計測画像の位置ずれが検出されるものであればよい。例えば、時間的に隣接する第１の画像（基準画像）と第２の画像（計測画像）間の位置ずれが検出される手法であってもよい。なお、２つの画像間の位置ずれを検出する手法としては、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、）を用いることが可能である。 <Position detection>
Note that, in the above method, as a method for fixing the reference image acquired in advance and detecting the displacement of the measurement image with respect to the reference image, any method can be used as long as the displacement of the measurement image with respect to the reference image is detected. Good. For example, a method of detecting a positional shift between a first image (reference image) and a second image (measurement image) that are temporally adjacent may be used. Note that various image processing methods (a method using various correlation functions, a method using Fourier transform) can be used as a method for detecting a positional shift between two images.

＜走査位置の補正＞
なお、位置ずれ補正時における１ピクセル当たりの光スキャナの駆動量（補正量）が受光光学系２０の撮像倍率に応じて予め求められ、これらの関係をベースに眼底トラッキングを行う装置においても、本発明の適用が可能である。この場合、例えば、制御部７０は、フォーカシングレンズ２１の移動位置を検出して受光光学系２０の撮像倍率を算出し、その算出結果に基づいて１ピクセル当たりの光スキャナの駆動量（位置ずれ補正量）を得る。そして、制御部７０は、上記のように求められる画角αｐを用いて、予め設定された撮像倍率と光スキャナの駆動量との関係を補正される。 <Scanning position correction>
Note that the driving amount (correction amount) of the optical scanner per pixel at the time of positional deviation correction is obtained in advance according to the imaging magnification of the light receiving optical system 20, and even in an apparatus that performs fundus tracking based on these relationships, The invention can be applied. In this case, for example, the control unit 70 detects the moving position of the focusing lens 21 to calculate the imaging magnification of the light receiving optical system 20, and based on the calculation result, the driving amount of the optical scanner per pixel (position shift correction). Amount). Then, the control unit 70 corrects the relationship between the preset imaging magnification and the driving amount of the optical scanner using the angle of view αp obtained as described above.

＜網膜機能計測への適用例＞
＜走査位置の設定＞
まず、検者は、図示無きジョイスティックを用いて、モニタ７５上に正面像Ｆが表示されるようにアライメントを行う。次に、検者は、正面像Ｆ上に電子的に表示されたスキャンラインＳＬを移動させ、測定光の走査位置を設定する（図４（ａ）参照）。なお、測定光の走査位置とガルバノミラーの駆動位置は、予め対応付けがなされている。 <Application example for retinal function measurement>
<Scanning position setting>
First, the examiner performs alignment so that the front image F is displayed on the monitor 75 using a joystick (not shown). Next, the examiner moves the scan line SL electronically displayed on the front image F, and sets the scanning position of the measurement light (see FIG. 4A). The scanning position of the measurement light and the driving position of the galvano mirror are associated in advance.

＜テンプレートマッチングのための準備＞
検者は、モニタ７５上の正面像Ｆを見て、矩形のグラフィックを移動させ、パターンマッチングが可能な特徴的領域（例えば、乳頭、血管）を少なくとも１つ以上選択する（図４（ａ）参照）。なお、初期設定として、制御部７０は、正面像に含まれる乳頭部を画像処理により自動検出し、乳頭部近傍の画像領域が自動的に特徴的部位として設定されるようにしてもよい。 <Preparation for template matching>
The examiner looks at the front image F on the monitor 75, moves the rectangular graphic, and selects at least one or more characteristic regions (for example, nipples and blood vessels) that can be pattern-matched (FIG. 4A). reference). As an initial setting, the control unit 70 may automatically detect a nipple included in the front image by image processing, and an image region near the nipple may be automatically set as a characteristic part.

＜画像取得開始とテンプレート画像の登録＞
そして、撮影開始のトリガ信号が発せられると、制御部７０は、設定された走査位置情報（ラインＳＬ参照）に基づいてガルバノミラーを駆動させ、受光素子８３からの受光信号に基づいて断層画像を取得し、メモリ７２に記憶する。 <Image acquisition start and template image registration>
When the trigger signal for starting imaging is issued, the control unit 70 drives the galvano mirror based on the set scanning position information (see the line SL), and generates a tomographic image based on the light reception signal from the light receiving element 83. Acquired and stored in the memory 72.

また、制御部７０は、撮像素子２３から出力された計測開始時の１画像（第１の正面像）を基準画像として登録すると共に、特徴的領域として選択された少なくとも１つ以上の画像領域をテンプレート画像（Ｂ１〜Ｂ４）として登録する（図４（ａ）参照）。この場合、画像Ｂ１〜Ｂ４の中心座標（図中の小円参照）が算出され、各中心座標を中心とする所定の画像領域がテンプレートとなる。そして、撮像素子２３からの出力画像に対するテンプレートマッチングに用いられる。   The control unit 70 registers one image (first front image) at the start of measurement output from the image sensor 23 as a reference image, and at least one image region selected as a characteristic region. It registers as a template image (B1-B4) (refer Fig.4 (a)). In this case, the center coordinates (see small circles in the figure) of the images B1 to B4 are calculated, and a predetermined image area centered on each center coordinate becomes a template. And it is used for the template matching with respect to the output image from the image pick-up element 23. FIG.

このとき、制御部７０は、テンプレートマッチングを行う際の検索範囲として、画像Ｂ１〜Ｂ４の中心座標を中心に検索領域Ｓ１〜Ｓ４を設定する。なお、検索領域Ｓ１〜Ｓ４は、画像Ｂ１〜Ｂ４より広い範囲を持ち１フレーム分の画像取得中における固視微動による眼の平均的な移動範囲と同程度（又はこれ以上）の大きさに設定される。   At this time, the control unit 70 sets the search areas S1 to S4 around the center coordinates of the images B1 to B4 as the search range when performing template matching. Note that the search areas S1 to S4 have a wider range than the images B1 to B4, and are set to have the same size (or more) as the average movement range of the eyes due to microscopic fixation during acquisition of an image for one frame. Is done.

＜テンプレートマッチング＞
その後、制御部７０は、前述の各テンプレート画像（Ｂ１〜Ｂ４）を用いて随時取得される計測画像に対してテンプレートマッチングを行い、計測画像におけるテンプレート画像の座標位置に基づいて走査位置のずれを検出する。 <Template matching>
Thereafter, the control unit 70 performs template matching on the measurement image acquired as needed using each of the template images (B1 to B4) described above, and shifts the scanning position based on the coordinate position of the template image in the measurement image. To detect.

より具体的には、制御部７０は、最初のフレームの断層画像が取得されると、さらに、ガルバノミラーを駆動させ次のフレームの断層画像（第２の断層画像）の取得を開始する。また、次のフレームの計測画像（第２の眼底正面像）が取得されると、決定されたテンプレート画像と計測画像においてテンプレートマッチング（基準画像、計測画像間の相互相関解析による評価）を行う（図４（ｂ）参照）。なお、テンプレートマッチングにおける評価関数は、類似度を示すＳＳＤ（Sum of Squared Difference）や相違度を示すＳＡＤ（Sum of Absolute Difference）などを評価関数として用いてもよい。   More specifically, when the tomographic image of the first frame is acquired, the control unit 70 further drives the galvano mirror to start acquiring the tomographic image (second tomographic image) of the next frame. Further, when the measurement image (second fundus front image) of the next frame is acquired, template matching (evaluation by cross-correlation analysis between the reference image and the measurement image) is performed on the determined template image and the measurement image ( (Refer FIG.4 (b)). As an evaluation function in template matching, SSD (Sum of Squared Difference) indicating similarity or SAD (Sum of Absolute Difference) indicating difference may be used as the evaluation function.

制御部７０は、その計測画像データにおいて前述の検索領域Ｓ１〜Ｓ４（図４（ａ）参照）内で画像Ｂ１〜Ｂ４を水平／垂直／回転移動させ、相関値が最大となる箇所を検出する。そして、制御部７０は、各テンプレート画像Ｂ１〜Ｂ４に関して、相関値が最大となる箇所を中心座標位置として得る（図４（ｂ）参照）。そして、制御部７０は、基準画像と計測画像において、画像Ｂ１〜Ｂ４の中心座標位置の移動情報（例えば、移動方向、移動量）をそれぞれ算出し、この平均を眼球移動情報ΔＰとして得る。この場合、眼球移動情報ΔＰを画角αｐで掛け合わせる（ΔＰ×αｐ）ことにより、眼球の移動量は画角情報として検出される。   The control unit 70 moves the images B1 to B4 horizontally / vertically / rotates within the above-described search areas S1 to S4 (see FIG. 4A) in the measurement image data, and detects a location where the correlation value is maximized. . And the control part 70 obtains the location where a correlation value becomes the maximum regarding each template image B1-B4 as a center coordinate position (refer FIG.4 (b)). Then, the control unit 70 calculates movement information (for example, movement direction and movement amount) of the center coordinate positions of the images B1 to B4 in the reference image and the measurement image, and obtains the average as the eyeball movement information ΔP. In this case, by multiplying the eyeball movement information ΔP by the angle of view αp (ΔP × αp), the amount of movement of the eyeball is detected as the angle of view information.

＜次の走査位置の設定＞
次に、制御部７０は、上記のようにして検出された位置ずれ検出信号（眼球移動情報ΔＰ）に基づいて次のフレームの断層画像（第３の断層画像）を取得する際の測定光の走査位置を予め設定しておく。より具体的には、制御部７０は、算出された眼球移動情報ΔＰに基づき、基準画像に対し設定された走査の始点と終点（スキャンラインＳＬ参照）を補正する。この場合、基準画像における走査の始点と終点のそれぞれに移動情報ΔＰを加えた走査位置が補正位置として設定される。なお、制御部７０は、検出された眼球の移動方向と移動量（ΔＰ×αｐ）に基づいて次の断層像を取得する際の走査位置を予め設定する。 <Setting the next scanning position>
Next, the control unit 70 obtains the tomographic image (third tomographic image) of the next frame based on the positional deviation detection signal (eye movement information ΔP) detected as described above. A scanning position is set in advance. More specifically, the control unit 70 corrects the scan start point and end point (see the scan line SL) set for the reference image based on the calculated eye movement information ΔP. In this case, a scanning position obtained by adding movement information ΔP to each of the scanning start point and end point in the reference image is set as the correction position. Note that the control unit 70 presets a scanning position for acquiring the next tomographic image based on the detected movement direction and movement amount (ΔP × αp) of the eyeball.

また、基準画像での検索領域Ｓ１〜Ｓ４に移動情報ΔＰを加えた領域が次のフレームの検索領域として再設定される。この場合、計測画像における各画像Ｂ１〜Ｂ４の中心座標位置に基づいて検索領域Ｓ１〜Ｓ４を補正し、次のフレームの検索領域として再設定してもよい。   Further, the area obtained by adding the movement information ΔP to the search areas S1 to S4 in the reference image is reset as the search area of the next frame. In this case, the search areas S1 to S4 may be corrected based on the center coordinate positions of the images B1 to B4 in the measurement image and reset as the search area of the next frame.

＜補正された走査位置情報を用いた断層画像の取得＞
そして、次のフレームの断層画像（第３の断層画像）を取得する場合、上記のように補正された走査位置情報に基づいてガルバノミラーを駆動して断層画像を得る。この場合、上記のように補正された始点位置に基づいてガルバノミラー駆動信号が出力され、網膜に対する測定光の走査が開始する。そして、眼底上に設定されたある走査範囲を測定光が走査し、補正された終点位置にて測定光の走査が終了する。そして、断層画像をメモリ７２に記憶する。これにより、被検眼の微動による眼底上における走査位置のずれが補正される。 <Acquisition of tomographic image using corrected scanning position information>
When acquiring a tomographic image (third tomographic image) of the next frame, the tomographic image is obtained by driving the galvanometer mirror based on the scanning position information corrected as described above. In this case, a galvanometer mirror drive signal is output based on the start point position corrected as described above, and scanning of the measurement light with respect to the retina is started. Then, the measurement light scans a certain scanning range set on the fundus, and the measurement light scan ends at the corrected end point position. The tomographic image is stored in the memory 72. Thereby, the shift of the scanning position on the fundus due to the fine movement of the eye to be examined is corrected.

＜リアルタイム追跡＞
また、制御部７０は、さらに、次のフレームの計測画像（第３の眼底正面像）が取得されると、再設定された各検索領域Ｓ１〜Ｓ４内で第３の眼底正面像に対するテンプレートマッチングを行い、前述と同様に、眼球移動情報ΔＰを得る。そして、その眼球移動情報ΔＰに基づき、さらに次のフレームの断層画像（第４の断層画像）を取得する際の走査の始点と終点を補正する。その後、制御部７０は、補正された走査位置に基づいてガルバノミラーを駆動して第４の断層画像を得る。そして、メモリ７２に断層画像を記憶する。 <Real time tracking>
Further, when the measurement image (third fundus front image) of the next frame is acquired, the control unit 70 further performs template matching for the third fundus front image in each of the reset search areas S1 to S4. To obtain eye movement information ΔP in the same manner as described above. Then, based on the eye movement information ΔP, the starting point and the ending point of scanning when further acquiring a tomographic image (fourth tomographic image) of the next frame are corrected. Thereafter, the control unit 70 drives the galvanometer mirror based on the corrected scanning position to obtain a fourth tomographic image. Then, the tomographic image is stored in the memory 72.

上記のように、制御部７０は、画像処理によるテンプレートマッチング、スキャンラインの決定を逐次行うことにより、測定光の眼球追尾（トラッキング）を行う。そして、上記アクティブトラッキングのとき、制御部７０は、光源３１を制御し、予め設定された条件（例えば、単発のフラッシュ光、フリッカ状の光、等）にて被検眼に刺激光を照射し、眼Ｅの網膜を刺激する。これにより、網膜を構成する細胞が刺激され、これに基づく神経細胞の活動が起こる。   As described above, the control unit 70 performs eye tracking (tracking) of measurement light by sequentially performing template matching and scan line determination by image processing. During the active tracking, the control unit 70 controls the light source 31 to irradiate the eye to be examined with preset conditions (for example, single flash light, flicker light, etc.), Stimulates the retina of eye E. As a result, the cells constituting the retina are stimulated, and the activity of nerve cells based on this is caused.

＜内因性信号の抽出＞
上記のようにして所定時間内における断層画像の連続取得が完了したら、そして、制御部７０は、メモリ７２に記憶された断層画像の明るさ（輝度）の変化を各画素に求める。明るさの変化は、差分や比などを求めることによって得られる。このように断層画像の輝度値の変化を算出することで、内因性信号が抽出される。そして、制御部７０は、明るさの変化情報を各画素に対応させてモニタ７５に表示する。 <External signal extraction>
When the continuous acquisition of tomographic images within a predetermined time is completed as described above, the control unit 70 obtains a change in the brightness (luminance) of the tomographic image stored in the memory 72 for each pixel. The change in brightness can be obtained by obtaining a difference or a ratio. By calculating the change in the luminance value of the tomographic image in this way, an intrinsic signal is extracted. The control unit 70 displays brightness change information on the monitor 75 in association with each pixel.

例えば、制御部７０は、網膜刺激前の所定時間内（例えば、２秒）に取得された複数枚の断層画像を加算平均させた加算平均画像と、網膜刺激後の所定時間内（例えば、刺激後８秒間）に取得された複数枚の断層画像を加算平均させた加算平均画像と、の明るさの変化情報を求めるようにしてもよい。   For example, the control unit 70 adds and averages a plurality of tomographic images acquired within a predetermined time (for example, 2 seconds) before retinal stimulation, and within a predetermined time (for example, stimulation) after retinal stimulation. You may make it obtain | require the change information of the brightness | luminance of the addition average image which carried out the average of the several tomographic image acquired in after 8 second).

また、制御部７０は、経時的に取得される断層画像におけるある部位での輝度値の時間変化を算出し、算出結果を表示するようにしてもよい（例えば、グラフ、表、等）。時間変化を求める輝度値としては、例えば、視細胞層などある網膜層に対応する各輝度値の平均値、網膜上の微小領域における輝度値、などが挙げられる。   In addition, the control unit 70 may calculate a temporal change of the luminance value at a certain part in the tomographic image acquired over time, and display the calculation result (for example, a graph, a table, etc.). Examples of the luminance value for obtaining a temporal change include an average value of luminance values corresponding to a certain retinal layer such as a photoreceptor layer, a luminance value in a minute region on the retina, and the like.

以上示したように、高速で運動する眼球を動画像処理によりリアルタイムで捉え、瞬時にガルバノミラーにフィードバックさせることにより、眼球運動が生じた場合でも、常に同一部位の断層画像を計測できる。   As described above, the tomographic image of the same part can always be measured even when eye movement occurs by capturing an eye ball moving at high speed in real time by moving image processing and instantaneously feeding it back to the galvanometer mirror.

これにより、眼底の同一部位における網膜刺激前後の眼底像を所定時間連続的に計測できるため、深さ方向における網膜の内因性信号を好適に検出できる。   Thereby, since the fundus image before and after the retinal stimulation in the same part of the fundus can be continuously measured for a predetermined time, the intrinsic signal of the retina in the depth direction can be suitably detected.

＜他の装置への適用＞
なお、以上の説明では、ＯＣＴ光学系に眼底観察光学系を設けた構成を例にとって説明したが、光源からの光束の進行方向を変える少なくとも一つの光スキャナを有し眼底に向けて走査光を照射するための光走査光学系と、眼底に照明光を照射し眼底正面像を二次元撮像素子により撮像する眼底観察光学系と、を備える装置であれば、本発明の適用可能である。例えば、光凝固用のレーザ光源、レーザ光源からの光を偏向させる光走査系、を備える光凝固レーザ装置への適用が考えられる。なお、眼底の微小領域にレーザ照射を行うためのファイバーレーザにおいて、特に有用である。 <Application to other devices>
In the above description, the configuration in which the fundus observation optical system is provided in the OCT optical system has been described as an example. However, the OCT optical system has at least one optical scanner that changes the traveling direction of the light beam from the light source and emits scanning light toward the fundus. The present invention can be applied to any apparatus that includes an optical scanning optical system for irradiating and a fundus observation optical system that irradiates the fundus with illumination light and images a fundus front image with a two-dimensional imaging device. For example, application to a photocoagulation laser device including a laser light source for photocoagulation and an optical scanning system that deflects light from the laser light source is conceivable. It is particularly useful in a fiber laser for performing laser irradiation on a minute region of the fundus.

＜サイズ検出への適用＞
なお、撮像素子２３の単位ピクセル当たりの画角αｐは、撮像素子２３によって撮像された画像全体又はその一部分の画角算出に用いることができる。例えば、撮像素子２３によって撮像された眼底画像のサイズβ（マスクＭの内周のサイズ）をピクセル量で検出し、サイズβと画角αｐを掛け合わせることにより画角サイズ（β×αｐ）を算出する。これにより、眼底画像の正確な画角サイズが検出される。また、この手法は、例えば、被検眼眼底にスポット光を照射する構成を持つ装置において、そのスポット光の画角サイズを正確に算出するために利用される。 <Application to size detection>
Note that the angle of view αp per unit pixel of the image sensor 23 can be used to calculate the angle of view of the entire image captured by the image sensor 23 or a part thereof. For example, the size β of the fundus image captured by the image sensor 23 (the size of the inner periphery of the mask M) is detected by the amount of pixels, and the field angle size (β × αp) is obtained by multiplying the size β and the field angle αp. calculate. Thereby, an accurate field angle size of the fundus image is detected. In addition, this method is used, for example, in an apparatus having a configuration that irradiates the fundus of the eye to be examined with accurate spot angle size.

本実施形態に係る光走査型眼科装置の光学系を示す概略構成図である。It is a schematic block diagram which shows the optical system of the optical scanning ophthalmic apparatus which concerns on this embodiment. 本光学系によって取得された正面画像と断層画像の具体例を示す図である。It is a figure which shows the specific example of the front image and tomographic image which were acquired by this optical system. 断層画像の計測、眼球追尾の流れの具体例を示す図である。It is a figure which shows the specific example of the measurement of a tomographic image, and the flow of eye tracking. テンプレートマッチングについて説明する図である。It is a figure explaining template matching. 単位ピクセル当たりの走査光の画角情報を検出する手法について説明する図である。It is a figure explaining the method of detecting the angle-of-view information of the scanning light per unit pixel.

２０ 受光光学系
６２ 走査部
７０ 制御部
２００ 干渉光学系 20 light receiving optical system 62 scanning unit 70 control unit 200 interference optical system

Claims (3)

光源と、該光源から出射された光束の進行方向を変えるための少なくとも一つの光スキャナとを有し、眼底に向けて走査光を照射するための光走査光学系と、
前記眼底を照明する照明光を照射する照明光学系、前記照明光により照明された眼底の正面像を二次元撮像素子により撮像する撮像光学系、を有する眼底観察光学系と、
前記光スキャナの駆動を制御して前記二次元撮像素子に走査光を撮像させると共に、前記二次元撮像素子からの撮像画像における前記走査光を検出することにより前記走査光の始点と終点までの距離をピクセル単位で求め、求められた距離に基づいて単位ピクセル当たりの前記走査光の画角情報を求める走査光検出手段と、
所定のフレームレートにて前記二次元撮像素子から出力される撮像画像に基づいて眼底の位置ずれ情報をピクセル単位で検出する位置ずれ検出手段と、
前記位置ずれ検出手段の検出結果に基づいて前記光スキャナの駆動を制御し、前記光走査光学系による走査位置のずれが補正されるように眼底上における走査光の走査位置を補正する走査位置補正手段であり、前記走査光検出手段の検出結果に基づいてピクセル単位で検出される前記位置ずれ情報に対する前記光スキャナの駆動量を設定する走査位置補正手段と、を備え、前記走査光により被検眼眼底の撮影又は治療を行う光走査型眼科装置。 An optical scanning optical system having a light source and at least one optical scanner for changing a traveling direction of a light beam emitted from the light source, and irradiating scanning light toward the fundus;
A fundus observation optical system comprising: an illumination optical system that illuminates illumination light that illuminates the fundus; and an imaging optical system that captures a front image of the fundus illuminated by the illumination light with a two-dimensional imaging device;
The distance between the start point and the end point of the scanning light by controlling the driving of the optical scanner to cause the two-dimensional imaging device to pick up the scanning light and detecting the scanning light in the captured image from the two-dimensional imaging device Scanning light detection means for obtaining the angle-of-view information of the scanning light per unit pixel based on the obtained distance,
Displacement detection means for detecting fundus displacement information in units of pixels based on a captured image output from the two-dimensional image sensor at a predetermined frame rate;
Scanning position correction for controlling the driving of the optical scanner based on the detection result of the positional deviation detection means and correcting the scanning position of the scanning light on the fundus so that the deviation of the scanning position by the optical scanning optical system is corrected. Scanning position correction means for setting a driving amount of the optical scanner with respect to the positional deviation information detected in units of pixels based on a detection result of the scanning light detection means, and the eye to be inspected by the scanning light An optical scanning ophthalmologic apparatus for photographing or treating the fundus. 請求項１の前記光走査光学系は、該光源から出射された光束を測定光束と参照光束に分けるビームスプリッタを有し、眼底で反射した測定光束と参照光束との合成により得られる干渉光を第１の受光素子により検出する干渉光学系であって、
前記干渉光学系及び前記光スキャナを制御し、被検眼眼底のある走査範囲を連続的に走査し、前記受光素子からの信号に基づいて眼底断層像を取得する撮影制御手段を備えることを特徴とする光走査型眼科装置。 The optical scanning optical system according to claim 1 includes a beam splitter that divides a light beam emitted from the light source into a measurement light beam and a reference light beam, and provides interference light obtained by combining the measurement light beam reflected from the fundus and the reference light beam. An interference optical system for detecting by a first light receiving element,
It comprises an imaging control means for controlling the interference optical system and the optical scanner , continuously scanning a scanning range with a fundus of the eye to be examined, and acquiring a fundus tomographic image based on a signal from the light receiving element. Optical scanning ophthalmic device. 光源と、該光源から出射された光束の進行方向を変えるための少なくとも一つの光スキャナとを有し、眼底に向けて走査光を照射するための光走査光学系と、
前記眼底を照明する照明光を照射する照明光学系、前記照明光により照明された眼底の正面像を二次元撮像素子により撮像する撮像光学系、を有する眼底観察光学系と、
前記光スキャナの駆動を制御して前記二次元撮像素子に走査光を撮像させると共に、前記二次元撮像素子からの撮像画像における前記走査光を検出することにより前記走査光の始点と終点までの距離をピクセル単位で求める走査光手段と、
を備え、前記走査光により被検眼眼底の撮影又は治療を行う光走査型眼科装置。 An optical scanning optical system having a light source and at least one optical scanner for changing a traveling direction of a light beam emitted from the light source, and irradiating scanning light toward the fundus;
A fundus observation optical system comprising: an illumination optical system that illuminates illumination light that illuminates the fundus; and an imaging optical system that captures a front image of the fundus illuminated by the illumination light with a two-dimensional imaging device;
The distance between the start point and the end point of the scanning light by controlling the driving of the optical scanner to cause the two-dimensional imaging device to pick up the scanning light and detecting the scanning light in the captured image from the two-dimensional imaging device Scanning light means for obtaining a pixel unit,
An optical scanning ophthalmologic apparatus for photographing or treating the fundus of the eye to be examined with the scanning light.

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