JP7329308B2 - OCT device and optical attachment - Google Patents
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Description
本開示は、ＯＣＴ装置、および、該ＯＣＴ装置の測定光路に対して挿脱される光学アタッチメントに関する。 The present disclosure relates to an OCT apparatus and an optical attachment that is inserted into and removed from a measurement optical path of the OCT apparatus.
従来より、光スキャナによって被検眼の組織上で測定光を走査し、組織からの測定光の戻り光と、参照光とによるスペクトル干渉信号を処理してＯＣＴデータを取得する、ＯＣＴ装置が知られている。ＯＣＴ装置の一種として、光学アタッチメントを測定光の光路上に挿脱することで、被検眼においてＯＣＴデータの取得範囲を切換えるものが提案されている。 Conventionally, there has been known an OCT apparatus in which an optical scanner scans a tissue of an eye to be inspected with measurement light, and obtains OCT data by processing a spectral interference signal generated by the return light of the measurement light from the tissue and the reference light. ing. As one type of OCT apparatus, an apparatus has been proposed in which an optical attachment is inserted into and removed from the optical path of measurement light, thereby switching the acquisition range of OCT data in the subject's eye.
例えば、特許文献１には、装置本体が眼底におけるＯＣＴデータの取得に適用された光学系を持ち、装置本体と被検眼との間に光学アタッチメントが介在されることで、前眼部撮影に適用された光学系に切換る装置が開示されている。詳細には、装置本体の光学系は、測定光の旋回点が装置本体の対物光学系によって形成され、この旋回点が被検眼の前眼部に位置することで、旋回点を中心として眼底上で測定光が走査される。光学アタッチメントが介在する場合、光学アタッチメントは、装置本体の対物光学系から出射された測定光を屈折させ、光軸に対して略平行な光束として被検眼に向けて出射させる。その結果、前眼部の広い範囲において測定光が走査される。
For example, in
また、例えば、特許文献２には、装置本体が眼底を走査する光学系を持ち、装置本体と被検眼との間に光学アタッチメントが介在されることで、測定光の走査範囲が拡大される装置が開示されている。光学アタッチメントが介在される場合、装置本体の対物光学系による旋回点を経由した光束を、光学アタッチメントが光軸側に大きく折り曲げることで第２の旋回点が形成される。第２の旋回点が被検眼の前眼部に位置することで、第２の旋回点を中心として眼底上で測定光が走査される。 Further, for example, Patent Document 2 discloses an apparatus in which the main body of the apparatus has an optical system for scanning the fundus, and an optical attachment is interposed between the main body of the apparatus and the eye to be examined, thereby expanding the scanning range of the measurement light. is disclosed. When an optical attachment is interposed, the second turning point is formed by the optical attachment greatly bending the light flux that has passed through the turning point of the objective optical system of the device main body toward the optical axis. By positioning the second pivot point in the anterior segment of the eye to be examined, the measurement light scans the fundus centering on the second pivot point.
しかしながら、特許文献１の装置のように、光学アタッチメントを介在させて前眼部におけるＯＣＴデータを取得するという前提下では、装置本体の光学系の設計に種々の制限を受けている。制限の一例として、装置本体による眼底の走査範囲を広くすることが困難になる。
However, under the premise that the OCT data in the anterior segment is obtained through the interposition of an optical attachment like the apparatus of
また、特許文献２の装置では、設計上、装置本体の対物光学系によって形成される旋回点と、光学アタッチメントを通過した測定光が旋回される第２の旋回点と、の間の光路長が、長くなりやすい。結果、光学アタッチメントの挿脱にあわせてＯＰＬ調整を行うことが必要となり、そのための構成が大規模化しやすいことが考えられる。 In addition, in the device of Patent Document 2, due to its design, the optical path length between the turning point formed by the objective optical system of the device main body and the second turning point at which the measurement light passing through the optical attachment is turned is , tend to be long. As a result, it is necessary to adjust the OPL according to the insertion and removal of the optical attachment, and it is conceivable that the configuration for that purpose tends to be large-scaled.
また、光学アタッチメントを用いて測定光の走査範囲を拡大した場合に、ＯＣＴデータに影響を与える各種の収差成分、および、眼の湾曲等を考慮する必要があった。 Moreover, when the scanning range of the measurement light is expanded using the optical attachment, it is necessary to consider various aberration components that affect the OCT data, curvature of the eye, and the like.
本開示は、従来技術の問題点の少なくとも１つを解決できるＯＣＴ装置、および、光学アタッチメントであって、少なくとも光学アタッチメントを介して良好な眼底のＯＣＴデータを取得することを技術課題とする。 A technical object of the present disclosure is to provide an OCT apparatus and an optical attachment that can solve at least one of the problems of the prior art, and to acquire good OCT data of the fundus at least via the optical attachment.
本開示の第１態様に係るＯＣＴ装置は、ＯＣＴ光源からの光を測定光路と参照光路に分割するための光分割器を有し、前記測定光路を介して被検眼に導かれた測定光と前記参照光路からの参照光とのスペクトル干渉信号を検出するＯＣＴ光学系と、前記測定光路上に配置され、前記光分割器からの前記測定光を偏向し前記被検眼の組織上で走査する光スキャナと、前記測定光路上において前記光スキャナと前記被検眼との間に配置され、前記光スキャナを経由した前記測定光を前記測定光路の光軸と交差させることなく第１の集光面まで導き、前記第１の集光面上で前記測定光を集光させる対物光学系と、前記ＯＣＴ光学系の少なくとも一部、前記光スキャナ、および、前記対物光学系を収容する筐体と、前記筐体の被検眼側の側面に設けられており、前記対物光学系を経由した前記測定光が通過する検査窓と、前記検査窓への着脱によって前記測定光路に対する挿脱が行なわれる光学アタッチメントと、を備え、前記光学アタッチメントは、負のパワーを持ち被検眼側に凸なメニスカスレンズであって前記光軸に対して非対称な収差を抑制するためのメニスカスレンズと、前記メニスカスレンズを介して前記光軸に対する光線高さが最も高い位置まで測定光を前記光軸側に折り曲げるレンズと、を含み、前記光学アタッチメントは、前記測定光路へ挿入されることによって、前記対物光学系を経た測定光を前記光軸側へ折り曲げ、前記対物光学系および前記光学アタッチメントに関して前記光スキャナと共役な位置に、前記測定光の旋回点を形成すると共に、前記旋回点を通過した測定光を第２の集光面上に集光させる。 An OCT apparatus according to a first aspect of the present disclosure includes a light splitter for splitting light from an OCT light source into a measurement optical path and a reference optical path, and measuring light guided to an eye through the measurement optical path and OCT optical system for detecting a spectral interference signal with reference light from the reference optical path; and light arranged on the measurement optical path to deflect the measurement light from the light splitter and scan the tissue of the eye to be examined. a scanner, disposed between the optical scanner and the eye on the measurement optical path, so that the measurement light that has passed through the optical scanner reaches a first light condensing surface without intersecting the optical axis of the measurement optical path; an objective optical system that guides and converges the measurement light on the first condensing surface ; a housing that accommodates at least part of the OCT optical system, the optical scanner, and the objective optical system; an inspection window provided on the side surface of the housing on the side of the eye to be inspected, through which the measurement light passes through the objective optical system; wherein the optical attachment includes a meniscus lens that has negative power and is convex toward the eye to be inspected for suppressing aberrations that are asymmetric with respect to the optical axis; a lens that bends the measurement light toward the optical axis to the highest position with respect to the optical axis, and the optical attachment bends the measurement light that has passed through the objective optical system by being inserted into the measurement optical path. bending to the optical axis side to form a turning point of the measurement light at a position conjugate with the optical scanner with respect to the objective optical system and the optical attachment; Concentrate on the surface.
本開示の第２態様に係る光学アタッチメントは、ＯＣＴ光源からの光を測定光路と参照光路に分割するための光分割器を有し、前記測定光路を介して被検眼に導かれた測定光と前記参照光路からの参照光とのスペクトル干渉信号を検出するＯＣＴ光学系と、前記測定光を偏向し前記被検眼の組織上で走査する光スキャナと、前記光スキャナと前記被検眼との間に配置され、前記光スキャナを経由した前記測定光を前記測定光路の光軸と交差させることなく第１の集光面まで導き、前記第１の集光面上で前記測定光を集光させる対物光学系と、を有するＯＣＴ装置の装置本体の検査窓に着脱される光学アタッチメントであって、前記光学アタッチメントは、負のパワーを持ち被検眼側に凸なメニスカスレンズであって前記光軸に対して非対称な収差を抑制するためのメニスカスレンズと、前記メニスカスレンズを介して前記光軸に対する光線高さが最も高い位置まで測定光を前記光軸側に折り曲げるレンズと、を含み、前記検査窓に装着されることによって、前記対物光学系を経た測定光を前記光軸側へ折り曲げ、前記対物光学系および前記光学アタッチメントに関して前記光スキャナと共役な位置に、前記測定光の旋回点を形成すると共に、前記旋回点を通過した測定光を第２の集光面上に集光させる。 The optical attachment according to the second aspect of the present disclosure has a light splitter for splitting the light from the OCT light source into a measurement optical path and a reference optical path, and the measurement light guided to the subject's eye via the measurement optical path and the reference optical path. an OCT optical system for detecting a spectral interference signal with the reference light from the reference optical path; an optical scanner for deflecting the measurement light and scanning the tissue of the eye to be examined; and between the optical scanner and the eye to be examined. an objective arranged to guide the measurement light that has passed through the optical scanner to a first light collection surface without intersecting the optical axis of the measurement optical path, and converge the measurement light on the first light collection surface; and an optical system, wherein the optical attachment is a meniscus lens that has negative power and is convex toward the eye to be inspected, with respect to the optical axis. a meniscus lens for suppressing asymmetrical aberrations, and a lens that bends the measurement light toward the optical axis to a position where the height of the light ray with respect to the optical axis is the highest through the meniscus lens. By being mounted, the measurement light that has passed through the objective optical system is bent toward the optical axis, and a turning point of the measurement light is formed at a position that is conjugate with the optical scanner with respect to the objective optical system and the optical attachment. , to condense the measurement light that has passed through the pivot point onto a second condensing surface.
本開示によれば、従来技術の少なくとも一つの問題点を解決し、少なくとも光学アタッチメントを介して良好な眼底のＯＣＴデータを取得できる。 According to the present disclosure, at least one problem of the prior art can be solved, and at least good ocular fundus OCT data can be obtained via an optical attachment.
本開示の実施形態の一例について図面に基づいて説明する。図１～図２５は本実施形態の実施例に係る図である。なお、以下の＜＞にて分類された項目は、独立又は関連して利用されうる。 An example of an embodiment of the present disclosure will be described based on the drawings. 1 to 25 are diagrams according to examples of the present embodiment. In addition, the items classified by <> below can be used independently or in association with each other.
本実施形態に係るＯＣＴ装置は、ＯＣＴ光学系を備え、被検眼のＯＣＴデータを、ＯＣＴ光学系の検出器から出力されるスペクトル干渉信号を処理して取得する。この場合、ＯＣＴ光学系は、例えば、フーリエドメインＯＣＴ光学系（ＳＳ－ＯＣＴ光学系、ＳＤ－ＯＣＴ光学系）であってもよく、ＯＣＴ光学系は、ＯＣＴ光源からの光を測定光路と参照光路に分割するための光分割器を有し、測定光路を介して被検眼に導かれた測定光と参照光路からの参照光とのスペクトル干渉信号を検出してもよい。 The OCT apparatus according to this embodiment includes an OCT optical system, and acquires OCT data of an eye to be examined by processing spectral interference signals output from a detector of the OCT optical system. In this case, the OCT optical system may be, for example, a Fourier domain OCT optical system (SS-OCT optical system, SD-OCT optical system). A spectral interference signal between the measurement light directed to the eye to be examined via the measurement optical path and the reference light from the reference optical path may be detected.
ＯＣＴ装置は、光スキャナと、対物光学系と、を測定光路上に備える。光スキャナは、光分割器からの測定光を偏向し、被検眼の組織上で走査するためのデバイスである。光スキャナによって測定光が組織上で２次元的に走査可能であることが好ましい。光スキャナは、複数個設けられていてもよい。この場合、１方向に測定光を走査する光スキャナを２つ以上組み合わせて設けてもよい。このような光スキャナの具体例としては、ガルバノミラー、レゾナントミラー、ポリゴンミラー、音響光学素子、ＭＥＭＳスキャナ等が挙げられる。また、２自由度の光スキャナ（単体で２次元的な走査が可能なデバイス）が、本実施形態へ適用されてもよい。 The OCT apparatus includes an optical scanner and an objective optical system on the measurement optical path. A light scanner is a device for deflecting the measuring light from the light splitter and scanning it over the tissue of the eye to be examined. It is preferable that the measurement light can be two-dimensionally scanned on the tissue by the optical scanner. A plurality of optical scanners may be provided. In this case, two or more optical scanners that scan measurement light in one direction may be provided in combination. Specific examples of such optical scanners include galvanomirrors, resonant mirrors, polygon mirrors, acoustooptic devices, and MEMS scanners. Also, a two-degree-of-freedom optical scanner (a single device capable of two-dimensional scanning) may be applied to this embodiment.
対物光学系は、測定光路上において光スキャナと被検眼との間に配置される。対物光学系は、光スキャナを経由した測定光を測定光路の光軸と交差させることなく第１の集光面まで導く。このとき、測定光は第１の集光面上に集光される。例えば、対物光学系は、テレセントリック光学系であってもよい。この場合、対物光学系における焦点が、光スキャナによる測定光の旋回位置と略一致することで、対物光学系を通過した光束は、テレセントリックな光束として被検眼側へ出射される。ここでいう、「テレセントリックな光束」は、主光線が光軸に対して完全に平行な光束に限定されるものではなく、主光線が光軸に対してわずかに傾斜した光束であってもよい。勿論、対物光学系は、上記のようなテレセントリック光学系に限定されるものではない。 The objective optical system is arranged between the optical scanner and the subject's eye on the measurement optical path. The objective optical system guides the measurement light that has passed through the optical scanner to the first condensing surface without intersecting the optical axis of the measurement optical path. At this time, the measurement light is condensed on the first condensing surface. For example, the objective optics may be telecentric optics. In this case, the focal point of the objective optical system substantially coincides with the turning position of the measurement light from the optical scanner, so that the light flux that has passed through the objective optical system is emitted toward the subject's eye as a telecentric light flux. The term "telecentric luminous flux" as used herein is not limited to a luminous flux whose principal ray is completely parallel to the optical axis, and may be a luminous flux whose principal ray is slightly inclined with respect to the optical axis. . Of course, the objective optical system is not limited to the telecentric optical system as described above.
対物光学系は、全体として正のパワー（屈折力）を持ち、これによって、対物光学系を通過した測定光は、光軸と交差する平面または曲面上に集光（収束）される。この平面または曲面が、第１の集光面である。前眼部のＯＣＴデータを得るときの作動距離（装置の端部から角膜までの距離）Ｗｄは、第１の集光面の位置に基づいて設定されることが好ましい。即ち、第１の集光面に重なる範囲または近傍に、被検眼が位置している場合に、前眼部のＯＣＴデータが良好に得られるので、その場合の被検眼と装置との位置関係で、作動距離が設定されればよい。 The objective optical system has a positive power (refractive power) as a whole, so that the measurement light that has passed through the objective optical system is focused (focused) on a plane or curved surface that intersects the optical axis. This plane or curved surface is the first condensing surface. A working distance (distance from the end of the device to the cornea) Wd when obtaining OCT data of the anterior segment is preferably set based on the position of the first light collecting surface. That is, when the eye to be examined is positioned in the range overlapping or in the vicinity of the first light condensing surface, OCT data of the anterior segment of the eye can be obtained satisfactorily. , the working distance is set.
本実施形態において、ＯＣＴ光学系、光スキャナ、および、対物光学系は、ＯＣＴ装置の装置本体に属する。各部は、装置本体の筐体内に収容されていてもよい。この筐体は、被検眼側の側面に検査窓が設けられていてもよい。 In this embodiment, the OCT optical system, the optical scanner, and the objective optical system belong to the main body of the OCT apparatus. Each part may be accommodated in the housing of the apparatus main body. This housing may be provided with an inspection window on the side surface on the side of the subject's eye.
＜光学アタッチメント＞
本実施形態において、ＯＣＴ装置は、光学アタッチメントを備える。光学アタッチメントは、対物光学系と被検眼との間における測定光路上に挿脱可能であってもよい。光学アタッチメントは、ＯＣＴ装置の装置本体とは、別体であってもよい。このとき、光学アタッチメントは、装置本体における筐体の検査窓へ着脱されることで、測定光路に対する挿脱が行なわれる。光学アタッチメントは、ＯＣＴ装置の装置本体と、完全に分離可能であってもよい。また、光学アタッチメントの鏡筒が、ＯＣＴ装置の装置本体にヒンジ等で予め取付られていてもよく、ヒンジによって光学アタッチメントが回動されることで、光学アタッチメントが検査窓に対して着脱可能となっていてもよい。
<Optical attachment>
In this embodiment, the OCT device comprises an optical attachment. The optical attachment may be insertable and removable on the measurement optical path between the objective optical system and the subject's eye. The optical attachment may be separate from the main body of the OCT apparatus. At this time, the optical attachment is inserted into and removed from the measurement optical path by attaching and detaching the optical attachment to and from the inspection window of the housing of the apparatus main body. The optical attachment may be completely separable from the device body of the OCT device. Further, the lens barrel of the optical attachment may be attached in advance to the apparatus main body of the OCT apparatus with a hinge or the like, and the optical attachment can be attached to and detached from the examination window by rotating the optical attachment with the hinge. may be
光学アタッチメントは、測定光路に対して挿入されることによって、対物光学系からの測定光を光軸側へ折り曲げる。これにより、対物光学系および光学アタッチメントに関して光スキャナと共役な位置に、測定光の旋回点が形成される。また、旋回点を通過した測定光は、第２の集光面上に集光される。眼底のＯＣＴデータを得るときの作動距離は、旋回点の位置に基づいて設定されることが好ましい。即ち、前眼部（より好ましくは瞳）の位置が旋回点と一致する場合に、測定光が虹彩でケラレずに眼底まで到達しやすくなる。従って、前眼部（より好ましくは瞳）が、旋回点と一致している場合における被検眼と装置との位置関係で、作動距離が設定されればよい。また、第２の集光面は、眼底の近傍に形成されることが好ましい。 The optical attachment bends the measurement light from the objective optical system toward the optical axis by being inserted into the measurement optical path. As a result, the turning point of the measurement light is formed at a position that is conjugate with the optical scanner with respect to the objective optical system and the optical attachment. Also, the measurement light that has passed through the turning point is condensed on the second condensing surface. The working distance when obtaining OCT data of the fundus is preferably set based on the position of the pivot point. That is, when the position of the anterior segment (more preferably the pupil) coincides with the turning point, the measurement light can easily reach the fundus without being vignetted by the iris. Therefore, the working distance should be set according to the positional relationship between the subject's eye and the apparatus when the anterior segment (more preferably the pupil) coincides with the turning point. Moreover, it is preferable that the second condensing surface is formed in the vicinity of the fundus.
このように、本実施形態におけるＯＣＴ装置は、前眼部におけるＯＣＴデータの取得に適用した光学系に対して光学アタッチメントが挿脱されることで眼底におけるＯＣＴデータの取得へ適用した光学系に切換るという、新規な切換方式で、ＯＣＴデータの取得範囲を切換ることができる。 As described above, the OCT apparatus according to the present embodiment switches to the optical system applied to acquire OCT data of the fundus by inserting and removing the optical attachment with respect to the optical system applied to acquire OCT data of the anterior segment. It is possible to switch the acquisition range of OCT data by a novel switching method.
ここで、特許文献２に示すような従来の光学系では、光学アタッチメントにおいて、瞳像がリレーされていた。詳細には、光学アタッチメントは、瞳のフーリエ変換像を一度生成したうえで、これを更にフーリエ変換することで再度瞳に戻すものであった。その結果として、光学アタッチメントのサイズが大きくなりやすかった。そして、光学系のサイズを抑制するために、光学系に大きなパワーを持たせる設計とすると、ＯＣＴデータに影響する収差が各部で生じやすくなるという問題が生じる。 Here, in the conventional optical system as disclosed in Patent Document 2, the pupil image is relayed in the optical attachment. Specifically, the optical attachment once generated a Fourier-transformed image of the pupil, and then Fourier-transformed the image to return it to the pupil again. As a result, the size of the optical attachment tends to be large. If the optical system is designed to have a large power in order to suppress the size of the optical system, there arises a problem that aberrations that affect OCT data are likely to occur in each part.
本実施形態におけるＯＣＴ装置は、光分割器から対物光学系までの間の光学系によって、既に瞳のフーリエ変換像が生成されている。故に、光学アタッチメントは、フーリエ変換像を瞳像に変換するだけでよく、つまりは、光学アタッチメントによる瞳と像とのフーリエ変換の回数を１回とすることができる。故に、光学アタッチメントをコンパクトに構成することが容易となる。結果、所期するパワーを持たせた際に、収差が抑制されやすくなる。このため、本実施形態におけるＯＣＴ装置によれば、光学アタッチメントの挿入時において、眼底におけるＯＣＴデータの取得範囲が広範囲となるような設計が容易である。例えば、眼底においてφ８０°以上の走査範囲を持つＯＣＴ装置を実現し得る（なお、ここでいう「走査範囲」は、光スキャナよりも被検眼側に配置される光学系に依存する画角の大きさ）。 In the OCT apparatus of this embodiment, a Fourier transform image of the pupil is already generated by the optical system between the light splitter and the objective optical system. Therefore, the optical attachment only needs to transform the Fourier transform image into the pupil image, which means that the number of times of Fourier transformation between the pupil and the image by the optical attachment can be reduced to one. Therefore, it becomes easy to configure the optical attachment compactly. As a result, when the desired power is provided, aberrations are easily suppressed. Therefore, according to the OCT apparatus of the present embodiment, it is easy to design such that the OCT data acquisition range on the fundus becomes wide when the optical attachment is inserted. For example, it is possible to realize an OCT apparatus having a scanning range of φ80° or more on the fundus (the “scanning range” referred to here is the size of the angle of view that depends on the optical system arranged on the side of the subject's eye relative to the optical scanner). difference).
また、例えば、光学アタッチメントは、光スキャナの近傍における測定光の走査範囲を示す第１立体角に対して、旋回点の近傍における測定光の走査範囲を示す第２立体角が大きくなるように、対物光学系と被検眼との間で、光束を光軸側へ折り曲げるものであってもよい。 Further, for example, the optical attachment is arranged such that the second solid angle indicating the scanning range of the measurement light near the turning point is larger than the first solid angle indicating the scanning range of the measurement light near the optical scanner. A light beam may be bent toward the optical axis between the objective optical system and the eye to be examined.
なお、光学アタッチメントは、屈折系（レンズ系）であってもよいし、反射系（ミラー系）であってもよいし、両者を組みあわせたものであってもよい。 The optical attachment may be a refractive system (lens system), a reflective system (mirror system), or a combination of both.
＜レンズ系による光学アタッチメント＞
ここでは、一例として、光学アタッチメントがレンズアタッチメント（つまり、屈折系の光学アタッチメント）である場合の詳細構成を説明する。この場合、光学アタッチメントは、１枚以上のレンズを含む。
<Optical attachment by lens system>
Here, as an example, a detailed configuration when the optical attachment is a lens attachment (that is, a refractive optical attachment) will be described. In this case, the optical attachment includes one or more lenses.
光学アタッチメントは、第１レンズ群と、第２レンズ群という、２種類のレンズ群を有してもよい。このとき、対物光学系から被検眼に向かって、第１レンズ群→第２レンズ群の順に並べられて配置される。第１レンズ群は、負のパワーを持ち、第２レンズ群が、正のパワーを持っていることが好ましい。つまり、光学アタッチメントにおける測定光の光線高さがより被検眼に近い位置で最大となるので、より長い作動距離を確保しやすくなる。これは、例えば米国特許番号第４８６７５５５号に見るような、レトロフォーカスタイプによるバックフォーカス拡大と同様である。 The optical attachment may have two types of lens groups, a first lens group and a second lens group. At this time, from the objective optical system toward the eye to be examined, the first lens group and the second lens group are arranged in this order. Preferably, the first lens group has negative power and the second lens group has positive power. That is, the height of the measuring light in the optical attachment becomes maximum at a position closer to the subject's eye, making it easier to secure a longer working distance. This is similar to retrofocus type back focus enlargement as seen, for example, in US Pat. No. 4,867,555.
光学アタッチメントに含まれる各レンズは、いずれも、球面レンズであってもよい。勿論、一部又は全部が非球面レンズであってもよい。 Each lens included in the optical attachment may be a spherical lens. Of course, part or all of them may be aspherical lenses.
＜光学アタッチメントの収差補正レンズによる収差の軽減＞
光学アタッチメントは、収差補正レンズを有していてもよい。収差補正レンズは、眼底におけるＯＣＴデータに影響の大きな収差が、光学アタッチメントによって発生することを抑制するものであってもよい。眼底におけるＯＣＴデータに影響の大きな収差の例として、コマ、アス、等の非対称性の収差、および、像面湾曲を挙げることができる。また、湾曲している眼底の表面に対して、光学アタッチメントを経由した測定光が形成する集光面（第２の集光面）の形状（主には曲率）を近づけるための像面湾曲の成分を有していてもよい。換言すれば、収差補正レンズは、眼底の表面における湾曲を考慮した像面湾曲の成分を有していてもよい。第２の集光面と眼底表面とは、周辺部ほど乖離が大きくなり、結像を悪化させるので、走査範囲を広角化するうえで問題になりやすい。これに対し、収差補正レンズが光学アタッチメントを経由した測定光が形成する集光面（第２の集光面）の形状（主には曲率）を近づけるための像面湾曲の成分を有することで、上記の乖離を抑制でき、眼底の広範囲で良好なＯＣＴデータを得ることが容易になる。
<Reduction of aberration by the aberration correction lens of the optical attachment>
The optical attachment may have an aberration correction lens. The aberration correction lens may suppress the occurrence of aberrations that greatly affect the OCT data in the fundus due to the optical attachment. Examples of aberrations in the fundus that greatly affect OCT data include asymmetrical aberrations such as coma and astigmatism, and curvature of field. In addition, the curvature of field is adjusted to approximate the shape (mainly the curvature) of the condensing surface (second condensing surface) formed by the measurement light passing through the optical attachment to the curved fundus surface. may have components. In other words, the aberration correction lens may have a field curvature component that takes into account the curvature at the surface of the fundus. The separation between the second light-condensing surface and the fundus surface increases toward the periphery, degrading image formation, which tends to pose a problem in widening the scanning range. On the other hand, the aberration correction lens has a curvature of field component for making the shape (mainly the curvature) of the condensing surface (second condensing surface) formed by the measurement light that has passed through the optical attachment closer. , the divergence can be suppressed, and it becomes easy to obtain good OCT data over a wide range of the fundus.
収差補正レンズは、第１レンズ群に含まれていてもよいし、第２レンズ群に含まれていてもよい。また、第１レンズ群と第２レンズ群とのそれぞれに少なくとも１つずつ配置されていてもよい。 The aberration correction lens may be included in the first lens group or may be included in the second lens group. At least one lens may be arranged in each of the first lens group and the second lens group.
収差補正レンズには、接合レンズを適用することができる。接合レンズは、負のパワーを持つレンズ（凹レンズ）と正のパワーを持つレンズ（凸レンズ）を貼り合せたものである。第１レンズ群と、第２レンズ群とにおける各レンズを球面レンズで構成する場合において、接合レンズは、上記例示したＯＣＴデータに影響の大きな収差を抑制することに適している。 A cemented lens can be applied to the aberration correction lens. A cemented lens is obtained by bonding a lens with negative power (concave lens) and a lens with positive power (convex lens). In the case where each lens in the first lens group and the second lens group is composed of a spherical lens, a cemented lens is suitable for suppressing aberrations that greatly affect the OCT data as exemplified above.
なお、光学アタッチメントの非装着状態における作動距離Ｗｄ（前眼部のＯＣＴデータを得るときの作動距離）は、測定光の集光点が、レンズの表面に一致しないような位置関係で、各レンズが配置される。 The working distance Wd when the optical attachment is not worn (the working distance when obtaining OCT data of the anterior segment) is such that the focal point of the measurement light does not coincide with the surface of each lens. is placed.
第１レンズ群に接合レンズが含まれる場合であれば、対物光学系から第１接合レンズまでの距離の範囲は、次の式によって定められていることが、レンズ面による反射の影響を軽減するうえで好ましい。 If the first lens group includes a cemented lens, the range of distance from the objective optical system to the first cemented lens is determined by the following formula to reduce the influence of reflection from the lens surface. It is preferable.
Ｚ＜Ｗｄ＜Ｚ＋Ｄ
ここで、Ｚは、装置本体の対物光学系における最も被検眼側に位置する光学面（例えばレンズ面）から、第１接合レンズにおける最も対物光学系側に位置するレンズ面までの距離である。Ｄは、第１接合レンズにおける光軸Ｌ上の厚みである。
Z<Wd<Z+D
Here, Z is the distance from the optical surface (for example, lens surface) located closest to the subject's eye in the objective optical system of the apparatus main body to the lens surface located closest to the objective optical system in the first cemented lens. D is the thickness on the optical axis L of the first cemented lens.
なお、第２レンズ群に接合レンズが設けられる場合、第２レンズ群は、更に、光軸に対する光線高さが最も高い位置で測定光を光軸に向けて折り曲げるレンズを、接合レンズとは別に有していてもよい。このレンズが、光学アタッチメントにおいて、主要な正のパワーを有していてもよい。収差を軽減する役割のレンズと、光線を光軸側に折り曲げる役割のレンズが、別体であることで、所期する画角で良好な結像性能を実現しやすくなる。勿論、主要な正のパワーを有しつつも収差を補正する目的で、非球面レンズなどが用いられても良い。また、測定光を光軸に向けて折り曲げるレンズは、接合レンズよりも被検眼側に配置されることが好ましい。つまり、測定光の光線高さが、より被検眼に近い位置で最大となるので、より長い作動距離を確保できる。これは、例えば米国特許番号第４８６７５５５号に見るような、レトロフォーカスタイプによるバックフォーカス拡大と同様である。 When a cemented lens is provided in the second lens group, the second lens group further includes, separately from the cemented lens, a lens that bends the measurement light toward the optical axis at the position where the light beam height with respect to the optical axis is the highest. may have. This lens may have the predominant positive power at the optical attachment. Since the lens that serves to reduce aberration and the lens that serves to bend light rays toward the optical axis are separate units, it becomes easier to achieve good imaging performance at the desired angle of view. Of course, an aspherical lens or the like may be used for the purpose of correcting aberration while having a predominant positive power. Moreover, it is preferable that the lens that bends the measurement light toward the optical axis is arranged closer to the subject's eye than the cemented lens. That is, the height of the measuring light is maximized at a position closer to the subject's eye, so a longer working distance can be secured. This is similar to retrofocus type back focus enlargement as seen, for example, in US Pat. No. 4,867,555.
接合レンズは、レンズ前面およびレンズ後面が被検眼側に凸の形状のメニスカス形状で構成されていてもよい。このようなメニスカス形状とすることで、コンセントリックな構成に近くなり、コマ、アスなどの非対称性の収差の発生が抑制される。 The cemented lens may have a meniscus shape in which the front and rear surfaces of the lens are convex toward the subject's eye. By forming such a meniscus shape, the configuration becomes close to concentric, and the occurrence of asymmetrical aberrations such as coma and astigmatism is suppressed.
第２レンズ群に接合レンズが設けられる場合、その接合レンズにおいて負のパワーを持つレンズは、正のパワーを持つレンズに対して低屈折率の材料によって形成されていてもよい。これにより、第２レンズ群によって測定光が光軸へ向けて大きく屈折されることによる、像面湾曲の発生が軽減される。この場合において、更に、第１レンズ群にも接合レンズが設けられているのであれば、第１レンズ群の接合レンズにおいて、負のパワーを持つレンズは、正のパワーを持つレンズに対して高屈折率の材料によって形成されていてもよい。このように、第１レンズ群および前記第２レンズ群のそれぞれが接合レンズを有する場合に、接合レンズにおいて負のパワーを持つレンズと正のパワーを持つレンズとのうち、より分散の高いレンズが第１レンズ群と第２レンズ群とにおいて互いに異なっていてもよい。これにより、各接合レンズにおいて生じる像面湾曲の少なくとも一部が相殺されるので、光学アタッチメントで生じる像面湾曲を抑制したい場合に有利である。 When a cemented lens is provided in the second lens group, the lens with negative power in the cemented lens may be made of a material with a lower refractive index than the lens with positive power. This reduces the occurrence of curvature of field due to the measurement light being largely refracted toward the optical axis by the second lens group. In this case, if a cemented lens is also provided in the first lens group, then in the cemented lens of the first lens group, the lens with negative power is higher than the lens with positive power. It may be made of a material with a refractive index. Thus, when each of the first lens group and the second lens group has a cemented lens, in the cemented lens, among the lens with negative power and the lens with positive power, the lens with higher dispersion is The first lens group and the second lens group may be different from each other. This cancels out at least part of the curvature of field that occurs in each cemented lens, which is advantageous when it is desired to suppress the curvature of field that occurs in the optical attachment.
なお、第１レンズ群、および、第２レンズ群のそれぞれに、１つずつ、計２つの接合レンズが設けられている場合において、２つの接合レンズにおける収差抑制効果は、色収差よりも像面湾曲の方が大きな重み付けがされていることが好ましい。この場合、２つの接合レンズが満たすべき条件は、次の式によって示される。 In the case where each of the first lens group and the second lens group is provided with a total of two cemented lenses, one cemented lens, the aberration suppressing effect of the two cemented lenses is more effective than chromatic aberration. is preferably given a higher weighting. In this case, the conditions to be satisfied by the two cemented lenses are expressed by the following equations.
式２において、Ｎは、レンズの屈折率であり、ｆは、レンズの焦点距離である。添え字の１ｐは、第１レンズ群の接合レンズにおける正のパワーを持つレンズ、１ｎは、同接合レンズにおける負のパワーを持つレンズ、２ｐは、第２レンズ群の接合レンズにおける正のパワーを持つレンズ、２ｎは、同接合レンズにおける負のパワーを持つレンズ、の値であることをそれぞれ示している。
In Equation 2, N is the refractive index of the lens and f is the focal length of the lens. The subscript 1p indicates a positive power lens in the cemented lens of the first lens group, 1n indicates a negative power lens in the same cemented lens, and 2p indicates a positive power in the cemented lens of the second lens group. 2n is the value of a lens with negative power in the same cemented lens.
なお、眼科分野において、ＯＣＴ装置に、眼底カメラ、ＳＬＯ等の眼底の正面画像を撮影する撮影装置とを一体化させたものが知られている。この種の装置では、正面画像を撮影するための光学系（正面撮影光学系）と、ＯＣＴ装置との間で、対物光学系が共用される。本実施形態では、更に、光学アタッチメントについても共用されることが考えられる。このとき、正面撮影光学系においてカラー撮影が行われる場合、光学アタッチメントの２つの接合レンズにおける収差抑制効果は、像面湾曲よりも色収差の方が大きな重み付けが行われていてもよい。 In the field of ophthalmology, it is known that an OCT apparatus is integrated with a photographing apparatus for photographing a front image of the fundus, such as a fundus camera or SLO. In this type of apparatus, an objective optical system is shared between an optical system for capturing a front image (front imaging optical system) and an OCT apparatus. In this embodiment, it is also conceivable that the optical attachment is also shared. At this time, when color photographing is performed in the front photographing optical system, the effect of suppressing aberration in the two cemented lenses of the optical attachment may be such that chromatic aberration is weighted more heavily than curvature of field.
＜光学アタッチメントの挿脱に伴うＯＰＬ調整＞
ＯＣＴ装置は、測定光路と参照光路との光路長差（ＯＰＬ）を調整する調整部を有してもよい。例えば、ＯＣＴデータを取得する深さ領域に応じて、ＯＰＬの調整が必要となり得る。調整部は、参照光路の光路長と、測定光路のうち分割部から対物光学系までの光路長と、との少なくとも一方を調整する。調整部は、ＯＣＴ装置の制御部によって制御されてもよい。制御部は、調整部を制御して上記の光路長を切換る切換動作を実行することで、光学アタッチメントの挿脱に伴うＯＰＬの変化の少なくとも一部を相殺してもよい。
<OPL adjustment accompanying insertion/removal of optical attachment>
The OCT apparatus may have an adjustment unit that adjusts the optical path length difference (OPL) between the measurement optical path and the reference optical path. For example, OPL may need to be adjusted depending on the depth region from which OCT data is acquired. The adjuster adjusts at least one of the optical path length of the reference optical path and the optical path length from the splitter to the objective optical system in the measurement optical path. The adjuster may be controlled by the controller of the OCT apparatus. The control unit may control the adjustment unit to perform the switching operation of switching the optical path length, thereby canceling at least part of the change in the OPL caused by the insertion/removal of the optical attachment.
また、ＯＣＴ装置は、光学アタッチメントの挿脱状態を検出する検出器を有していてもよく、この場合、制御部は、光学アタッチメントの挿脱に伴うＯＰＬの切換動作を、検出部からの検出信号に基づいて実行してもよい。即ち、制御部は、検出器からの検出信号に基づいて、調整部を駆動し、アタッチメントの挿脱に伴う光路長差の変化を、少なくとも一部相殺してもよい。つまり、測定光路から光学アタッチメントが退避される場合は、調整部は、測定光路の光路長を減じる方向に光路長を調整する。光学アタッチメントが装着される場合は、調整部は、測定光路の光路長を増加させる方向に光路長を調整する。アタッチメント挿脱の前後における光路長差の変化が抑制されることで、着脱後、スムーズに、所望の撮影部位のＯＣＴデータを取得できる。このとき、調整部は、光学アタッチメントに対応する光路長と、眼軸長相当量の光路長と、を加味した補正量分だけ、光路長差が調整されてもよい。 Further, the OCT apparatus may have a detector that detects the insertion/removal state of the optical attachment. It may be performed based on a signal. That is, the control section may drive the adjustment section based on the detection signal from the detector to at least partially offset the change in the optical path length difference due to the insertion/removal of the attachment. That is, when the optical attachment is retracted from the measurement optical path, the adjusting section adjusts the optical path length in the direction of decreasing the optical path length of the measurement optical path. When the optical attachment is attached, the adjuster adjusts the optical path length in the direction of increasing the optical path length of the measurement optical path. By suppressing the change in the optical path length difference before and after the attachment is inserted/removed, OCT data of a desired imaging region can be acquired smoothly after the attachment/detachment. At this time, the adjustment unit may adjust the optical path length difference by a correction amount that takes into account the optical path length corresponding to the optical attachment and the optical path length corresponding to the axial length of the eye.
＜眼底広角撮影＞
ＯＣＴ光学系は、測定光が眼底上を横断する一つの横断方向に関して眼底中心部と眼底周辺部を含む広角領域に測定光を導くことが可能なＯＣＴ光学系であってもよい。この場合、広角領域としては、例えば、特定の横断方向（例えば、水平方向）に関して測定光が眼底上で横断する場合、眼底中心部と眼底周辺部の両方に横断するように広い角度領域であってもよい。また、測定光が横断する横断領域に関して、例えば、眼底中心部での横断領域と眼底周辺部での横断領域は、横断方向に関して連続してもよい。広角領域としては、例えば、眼底上において１８ｍｍ（φ６０°に相当）以上の領域であってもよい。もちろん、広角領域が１８ｍｍよりも狭い領域を得る場合に用いられてもよく、本実施形態の装置は、眼底の湾曲度が大きい被検眼の周辺領域を撮像する場合に特に有用である。
<Wide-angle imaging of fundus>
The OCT optical system may be an OCT optical system capable of guiding the measurement light to a wide-angle region including the fundus center and the fundus periphery in one transverse direction in which the measurement light traverses the fundus. In this case, for example, when the measurement light traverses the fundus in a specific transverse direction (e.g., horizontal direction), the wide-angle region is a wide-angle region that traverses both the central part of the fundus and the peripheral part of the fundus. may In addition, regarding the traversing area traversed by the measurement light, for example, the traversing area at the central part of the fundus and the traversing area at the peripheral part of the fundus may be continuous in the transverse direction. The wide-angle area may be, for example, an area of 18 mm (corresponding to φ60°) or more on the fundus. Of course, it may be used when obtaining a wide-angle area narrower than 18 mm, and the apparatus of this embodiment is particularly useful when imaging the peripheral area of the subject's eye with a large degree of curvature of the fundus.
眼底中心部としては、例えば、少なくとも眼底の黄斑部及び乳頭部を含む領域が設定され、眼底周辺部として、一つの横断方向に関して眼底中心部の両端部よりも外側の領域をそれぞれ含む領域が設定されてもよい。もちろんこれに限定されず、例えば、眼底中心部として、少なくとも眼底の黄斑部を含む領域が設定され、眼底周辺部として、一つの横断方向に関して眼底中心部の両端部よりも外側の領域をそれぞれ含む領域が設定されてもよい。 As the center of the fundus, for example, an area including at least the macula and papilla of the fundus is set, and as the periphery of the fundus, areas each including areas outside both ends of the center of the fundus in one transverse direction are set. may be Of course, the invention is not limited to this, and for example, a region including at least the macula of the fundus is set as the center of the fundus, and regions outside both ends of the center of the fundus in one transverse direction are set as the peripheral region of the fundus. A region may be set.
ＯＣＴ光学系は、複数の参照光路を備えてもよい。例えば、ＯＣＴ光学系は、眼底中心部を含むＯＣＴデータを得るために設定された光路長を有する第１の参照光路と、眼底周辺部を含むＯＣＴデータを得るために設定された光路長を有し第１の参照光路とは異なる第２の参照光路と、を備えてもよい。この場合、第１の参照光路と第２の参照光路との光路長差は、眼底中心部と眼底周辺部との間での測定光の光路長差に対応して設定されてもよい。なお、眼球の湾曲を考慮し、例えば、第２の参照光路の方が、第１の参照光路よりも光路長が短く設定されてもよい。 The OCT optics may comprise multiple reference optical paths. For example, the OCT optical system has a first reference optical path having an optical path length set to obtain OCT data including the central portion of the fundus and an optical path length set to obtain OCT data including the peripheral portion of the fundus. and a second reference optical path different from the first reference optical path. In this case, the optical path length difference between the first reference optical path and the second reference optical path may be set corresponding to the optical path length difference of the measurement light between the fundus central portion and the fundus peripheral portion. Considering the curvature of the eyeball, for example, the optical path length of the second reference optical path may be set shorter than that of the first reference optical path.
本実施形態に係るＯＣＴ装置は、画像処理器を備えてもよく、画像処理器は、ＯＣＴ光学系から出力されるスペクトル干渉信号を処理してＯＣＴデータを取得可能であってもよい。 The OCT apparatus according to this embodiment may include an image processor, and the image processor may be capable of processing spectral interference signals output from the OCT optical system to obtain OCT data.
この場合、例えば、画像処理器は、眼底中心部に導かれた測定光と第１の参照光路からの参照光との干渉信号に基づいて眼底中心部を含むＯＣＴデータを得てもよいし、眼底周辺部に導かれた測定光と第２の参照光路からの参照光との干渉信号に基づいて眼底周辺部を含むＯＣＴデータを得てもよい。この場合、例えば、眼底中心部を含むＯＣＴデータと、眼底周辺部を含むＯＣＴデータは、横断方向と深さ方向の少なくともいずれかに関して連続してもよい。 In this case, for example, the image processor may obtain OCT data including the center of the fundus based on an interference signal between the measurement light guided to the center of the fundus and the reference light from the first reference optical path, OCT data including the fundus periphery may be obtained based on an interference signal between the measurement light guided to the fundus periphery and the reference light from the second reference optical path. In this case, for example, the OCT data including the central part of the fundus and the OCT data including the peripheral part of the fundus may be continuous in at least one of the transverse direction and the depth direction.
これによれば、例えば、眼底中心部に対応する参照光路と眼底周辺部に対応する参照光路が設けられることによって、例えば、広角領域におけるＯＣＴデータを良好な信号強度にて取得できる。 According to this, for example, by providing a reference optical path corresponding to the central portion of the fundus and a reference optical path corresponding to the peripheral portion of the fundus, for example, OCT data in a wide-angle region can be acquired with good signal intensity.
なお、画像処理器は、眼底中心部を含むＯＣＴデータと前記眼底周辺部を含むＯＣＴデータとを合成して、被検眼眼底の広角ＯＣＴデータを得てもよい。これによって、一枚の広角ＯＣＴデータを得ることができる。 The image processor may obtain wide-angle OCT data of the fundus oculi of the subject's eye by synthesizing OCT data including the fundus central portion and OCT data including the fundus peripheral portion. Thereby, one sheet of wide-angle OCT data can be obtained.
ＯＣＴ光学系は、測定光を被検眼眼底上で走査するための光走査部（光スキャナ）を備えてもよい。この場合、光走査部は、眼底上において測定光を一つの走査方向に走査することによって、眼底中心部と眼底周辺部を含む広角領域を走査してもよい。この場合、例えば、眼底中心部での走査領域と眼底周辺部での走査領域は、横断方向に関して連続してもよい。また、光走査部は、例えば、眼底上の広角領域を走査可能な走査角度まで測定光を走査できるように構成されてもよい。また、光走査部は、例えば、被検眼の瞳孔と略共役位置に配置され、瞳孔中心を旋回点として測定光を測定してもよい。 The OCT optical system may include an optical scanning unit (optical scanner) for scanning the fundus of the subject's eye with measurement light. In this case, the optical scanning unit may scan a wide-angle region including the central part of the fundus and the peripheral part of the fundus by scanning the measurement light on the fundus in one scanning direction. In this case, for example, the scanning area at the central part of the fundus and the scanning area at the peripheral part of the fundus may be continuous in the transverse direction. Further, the optical scanning unit may be configured, for example, so that the measurement light can scan the wide-angle region on the fundus to a scanning angle. Further, the optical scanning unit may be arranged at a substantially conjugate position with the pupil of the subject's eye, for example, and measure the measurement light with the center of the pupil as the turning point.
光走査部が設けられる場合、光走査部による１回のＢスキャンによって、眼底中心部と眼底周辺部を含む広角領域に測定光を走査し、眼底中心部を含むＯＣＴデータと眼底周辺部を含むＯＣＴデータが取得されてもよい。これによって、例えば、広角領域におけるＯＣＴデータをスムーズに取得できる。 When an optical scanning unit is provided, one B-scan by the optical scanning unit scans the wide-angle region including the center of the fundus and the periphery of the fundus with the measurement light, and the OCT data including the center of the fundus and the periphery of the fundus are scanned. OCT data may be acquired. Thereby, for example, OCT data in a wide-angle region can be acquired smoothly.
ＯＣＴ光学系は、例えば、眼底中心部に対応する第１の検出器と眼底周辺部に対応する第２の検出器とを備えてもよい。この場合、ＯＣＴ光学系は、眼底中心部に導かれた測定光と第１の参照光路からの参照光との干渉信号を検出するための第１の検出器と、第１の検出器とは異なる第２の検出器であって眼底周辺部に導かれた測定光と第２の参照光路からの参照光との干渉信号を検出するための第２の検出器と、を備えてもよい。これによれば、例えば、第１の検出器と第２の検出器が並列的に用いることができるので、眼底中心部と眼底周辺部のＯＣＴデータを確実に検出することができると共に、各ＯＣＴデータをスムーズかつ良好な信号強度にて取得できる。 The OCT optics may, for example, comprise a first detector corresponding to the central fundus and a second detector corresponding to the peripheral fundus. In this case, the OCT optical system includes a first detector for detecting an interference signal between the measurement light guided to the center of the fundus and the reference light from the first reference optical path, and the first detector A different second detector may be provided for detecting an interference signal between the measurement light directed to the fundus periphery and the reference light from the second reference optical path. According to this, for example, since the first detector and the second detector can be used in parallel, the OCT data of the fundus central part and the fundus peripheral part can be reliably detected, and each OCT data can be detected. Data can be acquired smoothly and with good signal strength.
＜参照光路の光路長＞
なお、第１の参照光路は、例えば、測定光と参照光との光路長が一致するゼロディレイ位置よりも眼底中心部の脈絡膜が前側に形成された状態での第１のＯＣＴデータが取得されるように光路長が設定されてもよい。これによれば、例えば、第１のＯＣＴデータにおいて、ミラーイメージと実像とが混在するのを軽減できると共に、脈絡膜側のコントラストを向上させることができる。
<Optical path length of reference optical path>
For the first reference optical path, for example, the first OCT data is acquired in a state where the choroid at the center of the fundus is formed in front of the zero delay position where the optical path lengths of the measurement light and the reference light match. The optical path length may be set as follows. According to this, for example, in the first OCT data, the mixture of the mirror image and the real image can be reduced, and the contrast on the choroid side can be improved.
また、第２の参照光路は、例えば、測定光と参照光との光路長が一致するゼロディレイ位置よりも眼底周辺部の網膜が奥側に形成された状態での第２のＯＣＴデータが取得されるように光路長が設定されてもよい。これによれば、例えば、第２のＯＣＴデータにおいて、ミラーイメージと実像とが混在するのを軽減できると共に、眼底周辺部での光量低下の影響を軽減できる。 In addition, the second OCT data is acquired in a state where the retina in the fundus periphery is formed on the back side of the zero delay position where the optical path lengths of the measurement light and the reference light match, for example. The optical path length may be set such that According to this, for example, in the second OCT data, it is possible to reduce the mixture of the mirror image and the real image, and to reduce the influence of the decrease in the amount of light in the peripheral part of the fundus.
なお、第１の参照光路と第２の参照光路が上記のように設定されることで、第１のＯＣＴデータ及び第２のＯＣＴデータの両方においてミラーイメージと実像との混在を軽減できると共に、広角領域でのＯＣＴデータ全体を良好な信号強度で得ることができる。 By setting the first reference optical path and the second reference optical path as described above, it is possible to reduce the mixture of the mirror image and the real image in both the first OCT data and the second OCT data. The entire OCT data in the wide-angle region can be obtained with good signal strength.
なお、第１の参照光路と第２の参照光路は、上記構成に限定されない。第１の参照光路は、例えば、ゼロディレイ位置よりも眼底中心部の網膜が奥側に形成された状態での第１のＯＣＴデータが取得されるように光路長が設定されてよいし、第２の参照光路は、例えば、ゼロディレイ位置よりも眼底周辺部の脈絡膜が前側に形成された状態での第２のＯＣＴデータが取得されるように光路長が設定されてもよい。 Note that the first reference optical path and the second reference optical path are not limited to the configurations described above. The optical path length of the first reference optical path may be set, for example, so that the first OCT data is acquired in a state where the retina at the center of the fundus is formed on the back side of the zero delay position. The optical path length of the second reference optical path may be set, for example, so that the second OCT data is acquired in a state where the choroid in the fundus periphery is formed anterior to the zero delay position.
ＯＣＴ光学系は、さらに、測定光路を介して被検眼前眼部に導かれた測定光と参照光路からの参照光との干渉信号を検出器によって検出可能であってもよい。この場合、第１の参照光路と第２の参照光路は異なる光路長に設定され、第１の参照光路と第２の参照光路の一方は、被検眼の角膜（例えば、角膜及び水晶体前面）を含むＯＣＴデータを得るための光路長に設定され、第１の参照光路と第２の参照光路の他方は、被検眼の水晶体（例えば、水晶体後面）を含むＯＣＴデータを得るための光路長に設定されてもよい。これによれば、広角領域でのＯＣＴデータに加えて、前眼部の広範囲におけるＯＣＴデータを良好な信号強度にて取得できる。 The OCT optical system may further be capable of detecting, by a detector, an interference signal between the measurement light guided to the anterior segment of the subject's eye via the measurement optical path and the reference light from the reference optical path. In this case, the first reference optical path and the second reference optical path are set to have different optical path lengths, and one of the first reference optical path and the second reference optical path passes through the cornea (for example, the cornea and the front surface of the lens) of the subject's eye. The other of the first reference optical path and the second reference optical path is set to an optical path length for obtaining OCT data including the lens of the eye to be examined (for example, the posterior surface of the lens). may be According to this, in addition to OCT data in a wide-angle region, OCT data in a wide range of the anterior segment can be acquired with good signal strength.
なお、上記説明においては、眼底中心部と眼底周辺部に対応する２つの参照光路を設けたが、これに限定されず、３つ以上の参照光路が設けられてもよい。例えば、眼底全体が、眼底中心部と、眼底中心部よりも外側の第１の眼底周辺部と、第１の眼底周辺部よりも外側の第２の眼底周辺部と、に分割され、眼底中心部に対応する第１の参照光路と、第１の眼底周辺部に対応する第２の参照光路と、第２の眼底周辺部に対応する第３の参照光路が設けられてもよい。 In the above description, two reference optical paths corresponding to the fundus central portion and the fundus peripheral portion are provided, but the present invention is not limited to this, and three or more reference optical paths may be provided. For example, the entire fundus is divided into a central part of the fundus, a first periphery of the fundus outside the center of the fundus, and a second peripheral part of the fundus outside the first peripheral part of the fundus. A first reference optical path corresponding to the part, a second reference optical path corresponding to the first fundus peripheral part, and a third reference optical path corresponding to the second fundus peripheral part may be provided.
また、２つの参照光路の光路長を調整し、眼底中心部に対応する第１の参照光路と、第１の眼底周辺部に対応する第２の参照光路と、に設定された第１の広角撮影モードと、眼底中心部又は第１の眼底周辺部に対応する第１の参照光路と、第２の眼底周辺部に対応する第２の参照光路と、に設定された第２の広角撮影モードと、が切換可能であってもよい。 Also, the optical path lengths of the two reference optical paths are adjusted, and the first wide-angle is set to the first reference optical path corresponding to the central portion of the fundus and the second reference optical path corresponding to the first peripheral portion of the fundus. A second wide-angle imaging mode set to an imaging mode, a first reference optical path corresponding to the central part of the fundus or the first peripheral part of the fundus, and a second reference optical path corresponding to the second peripheral part of the fundus. and may be switchable.
＜実施例＞
本実施例では、ＯＣＴ装置として、図１に示される光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）装置が用いられる。本実施例に係るＯＣＴ装置は、例えば、波長掃引式ＯＣＴ（ＳＳ－ＯＣＴ：Swept Source-OCT）を基本的構成とし、波長可変光源１０２、干渉光学系（ＯＣＴ光学系）１００、演算制御器（演算制御部）７０と、を含む。その他、ＯＣＴ装置には、メモリ７２、表示部７５、図示無き正面像観察系及び固視標投影系が設けられてもよい。演算制御器（以下、制御部）７０は、波長可変光源１０２、干渉光学系１００、メモリ７２、表示部７５に接続されている。
<Example>
In this embodiment, an optical coherence tomography (OCT) apparatus shown in FIG. 1 is used as the OCT apparatus. The OCT apparatus according to the present embodiment has, for example, a wavelength-swept OCT (SS-OCT: Swept Source-OCT) as a basic configuration, a variable wavelength
干渉光学系１００は、導光光学系１５０によって測定光を眼Ｅに導く。干渉光学系１００は、参照光学系１１０に参照光を導く。干渉光学系１００は、眼Ｅによって反射された測定光と参照光との干渉、によって取得される干渉信号光を検出器（受光素子）１２０に受光させる。さらに、本実施例の干渉光学系１００は、ＦＰＮ生成光学系２００を備える（詳しくは後述する）。なお、干渉光学系１００は、図示無き筐体（装置本体）内に搭載され、ジョイスティック等の操作部材を介して周知のアライメント移動機構により眼Ｅに対して筐体を３次元的に移動させることによって被検眼に対するアライメントが行われてもよい。
The interference
干渉光学系１００には、ＳＳ－ＯＣＴ方式が用いられ、光源１０２として出射波長を時間的に高速で変化させる波長可変光源（波長走査型光源）が用いられる。光源１０２は、例えば、レーザ媒体、共振器、及び波長選択フィルタによって構成される。そして、波長選択フィルタとして、例えば、回折格子とポリゴンミラーの組み合わせ、ファブリー・ペローエタロンを用いたフィルタが挙げられる。また、光源１０２として、ＶＣＳＥＬ式波長可変光源が用いられてもよい。
The interference
カップラ（スプリッタ）１０４は、第１の光分割器として用いられ、光源１０２から出射された光を測定光路と参照光路に分割する。カップラ１０４は、例えば、光源１０２からの光を測定光路側の光ファイバー１０５に導光すると共に、参照光路側の参照光学系１１０に導光する。
A coupler (splitter) 104 is used as a first light splitter and splits the light emitted from the
カップラ（スプリッタ）１３０は、第２の光分割器として用いられ、光ファイバー１０５からの光（測定光）を、導光光学系１５０の光路とＦＰＮ生成光学系２００の光路に分割する。つまり、測定光路には、導光光学系１５０とＦＰＮ生成光学系２００が設けられている。カップラ（スプリッタ）１３０は、ビームスプリッタであってもよいし、サーキュレータであってもよい。
A coupler (splitter) 130 is used as a second optical splitter and splits the light (measurement light) from the
＜導光光学系＞
導光光学系１５０は、測定光を眼Ｅに導くために設けられる。導光光学系１５０には、例えば、光ファイバー１５２、カップラ１５３、コリメータレンズ１５４、光スキャナ１５６、及び対物レンズ系１５８が順次設けられてもよい。この場合、測定光は、光ファイバー１５２、カップラ１５３を介して、コリメータレンズ１５４によって平行ビームとなり、光スキャナ１５６に向かう。光スキャナ１５６を通過した光は、対物レンズ系１５８を介して、眼Ｅに照射される。測定光は、前眼部及び後眼部の両方に照射され、各組織にて散乱・反射される。
<Light guide optical system>
A light guide
光スキャナ１５６は、眼Ｅ上でＸＹ方向（横断方向）に測定光を走査させてもよい。光スキャナ１５６は、例えば、２つのガルバノミラーであり、その反射角度が駆動機構によって任意に調整される。光源１０２から出射された光束は、その反射（進行）方向が変化され、眼底上で任意の方向に走査される。光スキャナ１５６としては、例えば、反射ミラー（ガルバノミラー、ポリゴンミラー、レゾナントスキャナ）の他、光の進行（偏向）方向を変化させる音響光学素子（ＡＯＭ）等が用いられてもよい。
The
この場合、測定光による眼Ｅからの散乱光（反射光）は、対物レンズ系１５８、光スキャナ１５６、コリメータレンズ１５４、カップラ１５３、光ファイバー１５２を経た後、カップラ１３０に達する。カップラ１３０は、光ファイバー１５２からの光を、第１の検出器１２０ａに向かう光路（例えば、光ファイバー１１５～カップラ３５０ａ）と、第２の検出器１２０ｂに向かう光路（例えば、光ファイバー１０５～カップラ１０４～光ファイバー１１７～カップラ３５０ｂ）に分割する。
In this case, scattered light (reflected light) from the eye E due to the measurement light reaches the
カップラ１３０によって分割された測定光のうち、第１の検出器１２０ａに向かう光路を経由した測定光は、カップラ３５０ａにて、第１の参照光路１１０ａからの参照光と合波されて干渉する。また、第２の検出器１２０ｂに向かう光路を経由した測定光は、カップラ３５０ｂにて、第２の参照光路１１０ｂからの参照光と合波されて干渉する。
Of the measurement light split by the
＜参照光学系＞
参照光学系１１０は、眼Ｅでの測定光の反射によって取得される反射光と合成される参照光を生成する。参照光学系１１０を経由した参照光は、カップラ（例えば、カップラ３５０ａ、３５０ｂ）にて測定光路からの光と合波されて干渉する。参照光学系１１０は、マイケルソンタイプであってもよいし、マッハツェンダタイプであってもよい。
<Reference optical system>
The reference
参照光学系１１０は、例えば、反射光学系によって形成され、カップラ１０４からの光を反射光学系により反射することにより検出器１２０に導いてもよい。参照光学系１１０は、透過光学系によって形成されてもよい。この場合、参照光学系１１０は、カップラ１０４からの光を戻さず透過させることにより検出器１２０へと導く。
なお、測定光路と参照光路の少なくともいずれかには、測定光と参照光との光路長差を調整するための光学部材が配置されてもよい。例えば、コリメータレンズ１５４とカップラ１５３とが一体的に移動されることで、測定光の光路長が調整され、結果として、測定光と参照光との光路長差が調整されてもよい。もちろん、参照光路に配置された光学部材が移動されることによって、結果として、測定光と参照光との光路長差が調整されてもよい。
At least one of the measurement light path and the reference light path may be provided with an optical member for adjusting the optical path length difference between the measurement light and the reference light. For example, by integrally moving the
本実施例において、参照光学系１１０として、複数の参照光路が設けられてもよく、例えば、第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂとが設けられてもよい。
In this embodiment, a plurality of reference optical paths may be provided as the reference
参照光学系１１０は、例えば、参照光路を第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂに分割するための光分割器（例えば、カップラ１１１）が設けられてもよい。第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂの少なくともいずれかには、例えば、参照光の光路長を変更するために移動される光学部材１１２が設けられてもよい。光学部材１１２は、制御部７０によって制御される図示なき駆動部によって移動されてもよい。
The reference
例えば、カップラ１０４からの参照光は、カップラ１１１によって第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂに分割される。第１の参照光路１１０ａを経由した参照光は、カップラ３５０ａにて、光ファイバ１１５からの測定光と合波されて干渉する。第２の参照光路１１０ｂを経由した参照光は、カップラ３５０ｂにて、光ファイバ１１７からの測定光と合波されて干渉する。
For example, the reference beam from
第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂは、互いに異なる光路長に設定されてもよい。これによって、例えば、互いに異なる深さ領域に対応する干渉信号を同時に取得でき、結果として、広範囲のＯＣＴデータを同時に取得できる。
The first reference
例えば、第１の参照光路１１０ａが、被検眼における第１の深さ領域（例えば、水晶体、眼底）に対応する干渉信号を得るために設けられ、第２の参照光路１１０ｂは、被検眼における第２の深さ領域（例えば、角膜）に対応する干渉信号を得るために設けられてもよい。この場合、第２の深さ領域は、第１の深さ領域に対して異なる領域に設定される。この場合、第１の深さ領域と第２の深さ領域は、互いに分離した領域であってもよいし、互いに隣接した領域であってもよいし、一部が重複した領域であってもよい。
For example, a first reference
なお、第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂは、同じ光路長に設定されてもよい。これによって、例えば、同一の深さ領域に対応する干渉信号を同時に取得でき、結果として、同一領域に関する複数のＯＣＴデータを同時に取得できる。
Note that the first reference
＜光検出器＞
検出器１２０は、測定光路からの光と参照光路からの光による干渉を検出するために設けられている。なお、検出器１２０は、受光素子であってもよく、例えば、受光部が一つのみからなるポイントセンサであって、例えば、アバランシェ・フォト・ダイオードが用いられてもよい。
<Photodetector>
A
本実施例では、検出器１２０として、第１の検出器１２０ａと、第１の検出器１２０ａとは異なる第２の検出器１２０ｂと、が設けられてもよい。第１の検出器１２０ａは、第１の参照光路１１０ａからの参照光と光ファイバー１１５からの測定光との第１の干渉信号を検出するための検出器として設けられてもよい。第２の検出器１２０ｂは、第２の参照光路１１０ｂからの参照光と光ファイバ１１７からの測定光との第２の干渉信号を検出するための検出器として設けられてもよい。この場合、第１の検出器１２０ａにて第１の干渉信号を検出すると同時に、第２の検出器１２０ｂにて第２の干渉信号を検出することによって、第１の干渉信号と第２の干渉信号を同時に検出可能である。これらの検出器のサンプリング速度は、互いに異なっていても良いし、同じであっても良い。
In this embodiment, as the
なお、第１の検出器１２０ａ、第２の検出器１２０ｂは、それぞれ平衡検出器であってもよい。この場合、第１の検出器１２０ａ、第２の検出器１２０ｂは、複数の受光素子をそれぞれ備え、第１受光素子からの干渉信号と第２受光素子からの干渉信号との差分を得て、干渉信号に含まれる不要なノイズを削減できる。
Note that the
＜ＦＰＮ生成光学系＞
ＦＰＮ生成光学系２００は、ＦＰＮ信号を生成するために設けられてもよい。ＦＰＮ生成光学系２００は、ＦＰＮを発生させる光学部材（例えば、第１の光学部材２０４又は第２の光学部材２０６）を少なくとも一つ備えてもよい。本実施例において、ＦＰＮ生成光学系２００は、測定光が被検眼に向かう光路から分岐された位置に配置されている。
<FPN generation optical system>
ＦＰＮ生成光学系２００としては、例えば、反射光学系であってもよく、ＦＰＮ発生用光学部材としては、例えば、光反射部材（例えば、ミラー）が用いられてもよい。なお、本実施例においては、ＦＰＮを発生させる光学部材を複数設けたが、これに限定されず、ＦＰＮ生成光学系２００は、ＦＰＮを発生させる光学部材を一つ備える構成であってもよい。
The FPN generating
第１の検出器１２０ａには、第１の干渉信号と共にＦＰＮ信号が検出され、第２の検出器１２０ｂには、第２の干渉信号と共にＦＰＮ信号が検出される。ＦＰＮ信号は、例えば、第１の干渉信号に基づく第１のＯＣＴデータと、第２の干渉信号に基づく第２のＯＣＴデータとの合成（詳しくは後述する）、各干渉信号の波数マッピング補正、偏光調整等に用いられてもよい。
The
例えば、ＦＰＮ生成光学系２００は、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号を生成するために設けられてもよい。例えば、ＦＰＮ生成光学系２００は、第１のＦＰＮを発生させる第１の光学部材２０４と、第２のＦＰＮを発生させる第２の光学部材２０６と、を少なくとも備えてもよい。第２の光学部材２０６は、第２の光学部材を経由した光が、第１の光学部材２０４を経由した光による光路長とは異なるように配置されてもよい。これによって、第２のＦＰＮは、第１のＦＰＮに対して異なる位置に発生される。なお、後述するゼロディレイ位置は、ＯＣＴデータ上において、測定光の光路長と参照光の光路長とが一致する位置に対応する。
For example,
第１の光学部材２０４と第２の光学部材２０６とが同時に使用されることによって、２つのＦＰＮ信号を同時に生成することが可能であり、これによって、２つのＦＰＮ信号を処理する際の時間的なずれの影響を軽減できる。なお、ＦＰＮ光学系２００は、３つ以上のＦＰＮ発生用光学部材を備えてもよく、これらが同時に使用されることによって、３つ以上のＦＰＮ信号を同時に生成することが可能である。
The simultaneous use of the first
ＦＰＮ生成光学系２００としては、例えば、反射光学系であってもよく、ＦＰＮ発生用光学部材としては、例えば、光反射部材（例えば、ミラー）が用いられてもよい。本実施例では、第１のＦＰＮ発生用光学部材２０４、第２のＦＰＮ発生用光学部材２０６としてミラーが用いられているが、これに限定されない。
The FPN generating
この場合、カップラ１３０からの光は、第１の光学部材２０４又は第２の光学部材２０６を経由した後、カップラ１３０に戻され、導光光学系１５０からの光と同様の経路を経て、カップラ３５０ａ，カップラ３５０ｂに達する。ＦＰＮ生成光学系２００からの光は、カップラ３５０ａ，３５０ｂにて参照光と合波されて干渉する。なお、光源１０２～ＦＰＮ生成光学系２００～カップラ３５０ａ，３５０ｂの光路長と、光源１０２～参照光学系１１０～カップラ３５０ａ，３５０ｂまでの光路長は、ほぼ同じ長さに設定されてもよい。
In this case, the light from the
例えば、第１の光学部材２０４を経由した光が参照光と干渉することによって、第１のＦＰＮに対応する干渉信号光が生成され、検出器１２０には第１のＦＰＮ信号が生成され、第２の光学部材２０６を経由した光が参照光と干渉することによって、第２のＦＰＮに対応する干渉信号光が生成され、検出器１２０には第２のＦＰＮ信号が生成される。結果として、例えば、検出器１２０には、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号の両方が同時に検出される。
For example, interference signal light corresponding to the first FPN is generated by the light passing through the first
ＦＰＮ信号を所定の処理に用いる場合、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂのそれぞれにおいて、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号の両方が同時に検出されてもよいし、検出器１２０ａにおいて一方のＦＰＮ信号が検出され、検出器１２０ｂにおいて他方のＦＰＮ信号が検出されてもよい。また、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂの一方において、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号の両方が同時に検出され、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂの他方において第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号の一方が検出されてもよい。また、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂの一方において、少なくとも一つのＦＰＮ信号が検出され、また、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂの他方において、ＦＰＮ信号が検出されなくてもよい。
When the FPN signal is used for predetermined processing, both the first FPN signal and the second FPN signal may be detected simultaneously in each of the
なお、ＦＰＮ生成光学系２００には、光量モニタ２１０が配置されてもよく、光源１０２からの光は、ビームスプリッタ２０８を介して光量モニタ１２０によって検出される。光量モニタ１２０からの出力信号は、光源１０２の出射光量が適正か否かを判定するために用いられてもよい。
A light amount monitor 210 may be arranged in the FPN generation
＜光量分岐比＞
ここで、カップラ１３０は、カップラ１０４からの光を、導光光学系１５０の光路とＦＰＮ生成光学系２００の光路に分割すると共に、導光光学系１５０及びＦＰＮ生成光学系２００からの光を、第１の検出器３５０ａへと向かう光路（例えば、光ファイバー１１５～カップラ３５０ａ）と、カップラ１０４へと向かう光路（例えば、光ファイバー１０５～カップラ１０４～光ファイバー１１７～カップラ３５０ｂ）と、に分割する。
<Light amount branching ratio>
Here, the
ファイバー１０５からの光を分割する際のカップラ１３０の光量分割比Ｓ１は、導光光学系１５０よりもＦＰＮ生成光学系２００に多くの光が導かれるように設定されてもよい。この場合、ファイバー１０５からの光がカップラ１３０―によって分割される光量比は、導光光学系１５０＜ＦＰＮ生成光学系２００となる。
The light amount division ratio S1 of the
導光光学系１５０からの光を分割する際のカップラ１３０の光量分割比Ｓ２は、光量分割比Ｓ１に依存する。この結果、導光光学系１５０からの光に関し、第１の検出器１２０ａに向かう光路よりも、第２の検出器１２０ａに向かう光路に、多くの光が導かれる。この場合、導光光学系１５０からの光がカップラ１３０によって分割される光量比は、第１の検出器１２０ａに向かう光路＜カップラ１０４に向かう光路となる。
The light quantity splitting ratio S2 of the
第１の検出器１２０ａに向かう光路を経由した測定光は、第１の参照光路１１０ａからの光と干渉した後、第１の検出器１２０ａにて第１の干渉信号として検出される。一方、カップラ１０４に向かう測定光は、カップラ１０４によって、光源１０２に向かう光路と、第２の検出器１２０ｂに向かう光路（例えば、光ファイバー１１７～カップラ３５０ｂ）に分割される。カップラ１３０からの光を分割する際の光量分割比Ｓ４は、光源１０２からの光を測定光路と参照光路とに分割する際の光量分割比Ｓ３に依存する。光量分割比Ｓ３が、測定光路よりも参照光路に多くの光が導かれるように設定された場合、カップラ１３０からの光がカップラ１０４によって分割される光量比は、光源１０２に向かう光路＜第２の検出器１２０ｂに向かう光路となる。この結果、カップラ１３０からの光に関し、光源１０２に向かう光路よりも、第２の検出器１２０ｂに向かう光路に多くの光が導かれる。第２の検出器１２０ｂに向かう光路を経由した測定光は、第２の参照光路１１０ｂからの光と干渉した後、第２の検出器１２０ｂにて第２の干渉信号として検出される。
After the measurement light passing through the optical path toward the
上記構成をまとめると、カップラ１３０の光量分割比Ｓ２に関して、第１の検出器１２０ａに向かう光路＜カップラ１０４に向かう光路であり、カップラ１０４の光量分割比Ｓ４に関して、光源１０２に向かう光路＜第２の検出器１２０ｂに向かう光路にて設定されている。
To summarize the above configuration, with respect to the light amount division ratio S2 of the
この結果として、第１の検出器１２０ａにて検出される第１の干渉信号と、第２の検出器１２０ｂにて検出される第２の干渉信号と、を適度なバランスにて検出できる。つまり、カップラ１０４を経由して第２の検出器１２０ｂに向かう光路の場合、導光光学系１５０からの光は、複数の光分割器（例えば、カップラ１３０、カップラ１０４）を経由するので、光量減衰の回数が多いのに対し、第１の検出器１２０ａに向かう光路の場合、導光光学系１５０からの光は、カップラ１３０を経由して第１の検出器１２０ａに達するので、光量減衰の回数が相対的に少ない。
As a result, the first interference signal detected by the
そこで、カップラ１３０の光量分割比Ｓ２に関して、第１の検出器１２０ａに向かう光路＜カップラ１０４に向かう光路であり、カップラ１０４の光量分割比Ｓ４に関して、光源１０２に向かう光路＜第２の検出器１２０ｂに向かう光路であることで、光量減衰が複数回行われたとしても、光量減衰を軽減でき、結果として、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂとの間で信号強度の差異を少なくできる。したがって、第１の検出器１２０ａによって得られるＯＣＴデータと第２の検出器１２０ｂによって得られるＯＣＴデータとの信号強度の差異が少なくなり、それぞれ適正なＯＣＴデータを取得できる。
Therefore, with respect to the light amount division ratio S2 of the
なお、カップラ１３０の光量分割比Ｓ２と、カップラ１０４の光量分割比Ｓ４に関して、第１の検出器１２０ａに向かう光路と第２の検出器１２０ｂに向かう光路との光量比が同一となるように設定されてもよい。その一例としては、カップラ１３０の光量分割比Ｓ２に関して、第１の検出器１２０ａに向かう光路：カップラ１０４に向かう光路＝６：４、カップラ１０２の光量分割比Ｓ４に関して、光源１０２に向かう光路：第２の検出器１２０ｂに向かう光路＝１：２となるように設定されてもよい。
The light amount division ratio S2 of the
上記限定されず、カップラ１３０の光量分割比Ｓ２と、カップラ１０４の光量分割比Ｓ４に関して、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂによって検出されるＯＣＴデータの撮影部位での反射光量の違いを考慮して、光量分割比が設定されてもよい。つまり、被検眼の角膜からの反射光は、反射光量が大きいが、水晶体及び眼底からの光は、反射光量が相対的に少ない。そこで、撮影部位による反射光量比を考慮して、結果として、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂとの間でのＯＣＴデータの信号強度が同一となるように、カップラ１３０の光量分割比Ｓ２と、カップラ１０４の光量分割比Ｓ４が設定されてもよい。
Not limited to the above, regarding the light amount division ratio S2 of the
なお、本実施例において、導光光学系１５０からの光を複数の検出器に導光させる際、１つの光分割器（例えば、カップラ１３０）を介して第１の検出器１２０ａに向かう光と、複数のカップラ（例えば、カップラ１３０、カップラ１０４）を介して第２の検出器１２０ｂに向かう光に分けたのは、導光光学系１５０からの光をより多く効率的に各検出器に導かれるためである。このような光学配置は、光源１２０の出射光量が限られており、被検眼からの反射光が微弱であるような場合に、特に有利である。
In this embodiment, when the light from the light guide
図２は、本実施例に係るＦＰＮ生成光学系の一例を示す図である。ＦＰＮ生成光学系２００は、例えば、第１の光学部材２０４を備える第１の光路２０３と、第２の光学部材２０６を備える第２の光路２０５とを少なくとも備えてもよい。ここで、第１の光路２０３と第２の光路２０５との間において、第１の光路２０３の光路長と第２の光路２０５の光路長が異なることによって、第２のＦＰＮは、第１のＦＰＮとは異なる位置に生成される。例えば、第２の光路２０５の光路長が第１の光路２０３の光路長よりも長いことによって、第１のＦＰＮよりもゼロディレイから離れた位置に生成される。
FIG. 2 is a diagram showing an example of the FPN generating optical system according to this embodiment. The
ＦＰＮ生成光学系２００は、光路分割部材２０２（例えば、ビームスプリッタ）を備えてもよく、光路分割部材２０２は、光源側の光路を、第１の光路２０３と第２の光路２０５とに分割するために設けられてもよい。第１の光学部材２０４は、光路分割部材２０２によって分割された第１の光路２０３に配置されており、第２の光学部材２０６は、光路分割部材２０２によって分割された第２の光路に配置されている。
The FPN generation
第１の光路２０３と第２の光路２０５は、互いに異なる光路長を持つ。つまり、光路分割部材２０２の分岐位置から第１の光学部材２０４までの光路長と、光路分割部材２０２の分岐位置から第２の光学部材２０６までの光路長は異なる。この結果として、第１の光学部材２０４によって形成される第１のＦＰＮと、第２の光学部材２０６によって形成される第２のＦＰＮは、ＯＣＴ画像上において深さ方向に異なる位置に形成される。なお、深さ方向における第１のＦＰＮと第２のＦＰＮとの間の距離は、第１の光路２０３と第２の光路２０５との間の光路長差に起因する。
The first
また、第１の光路２０３と第２の光路２０５は、互いに等しい光学的分散量に設定（構築）されている。この結果として、第１のＦＰＮを用いて算出される各波数成分のマッピング情報（以下、第１の波数マッピング情報）と、第２のＦＰＮを用いて算出される各波数成分のマッピング情報（以下、第２の波数マッピング情報）との間の差分に基づいて、各波数成分のマッピング状態を補正するための補正情報を演算により求める際、各マッピング情報に含まれる分散成分を適正にキャンセルできるので、補正情報を精度よく求めることができる（詳しくは、後述する）。この場合、互いに等しい分散量としては、厳密に同一である必要は必ずしもなく、一定の精度を確保し、分散成分を適正にキャンセルできればよい。
Also, the first
＜偏波調整機構＞
本実施例のＯＣＴ光学系１００において、複数の偏光調整部が設けられてもよく、例えば、ＯＣＴ光学系１００の光路には、第１の偏光調整部３００、第２の偏光調整部３０２、第３の偏光調整部３０４が設けられてもよい（図１参照）。
<Polarization adjustment mechanism>
In the OCT
第１の偏光調整部３００は、第１の参照光路１１０ａの光路に配置され、第１の参照光路１１０ａを経由する参照光の偏光状態を調整するために設けられてもよい。第２の偏光調整部３０２は、第２の参照光路１１０ｂの光路に配置され、第２の参照光路１１０ｂを経由する参照光の偏光状態を調整するために設けられてもよい。第３の偏光調整部３０４は、ＦＰＮ生成光学系２００の光路に配置され、ＦＰＮ生成光学系２００の光路を経由する光の偏光状態を調整するために設けられてもよい。
The first
＜深さ情報の取得＞
光源１０２により出射波長が変化されると、これに対応する干渉信号光が検出器１２０に受光され、結果的に、スペクトル信号として検出器１２０によって検出される。制御部７０は、検出器１２０によって検出されたスペクトル信号を処理（フーリエ解析）し、被検眼のＯＣＴデータを得る。
<Acquisition of depth information>
When the emitted wavelength is changed by the
スペクトル信号（スペクトルデータ）は、波長λの関数として書き換えられ、波数ｋ（＝２π／λ）に関して等間隔な関数Ｉ（ｋ）に変換されてもよい。あるいは、初めから波数ｋに関して等間隔な関数Ｉ（ｋ）として取得されてもよい（Ｋ―ＣＬＯＣＫ技術）。演算制御器は、波数ｋ空間でのスペクトル信号をフーリエ変換することにより深さ（Ｚ）領域におけるＯＣＴデータを得てもよい。 The spectral signal (spectral data) may be rewritten as a function of wavelength λ and transformed into a function I(k) equally spaced with respect to wavenumber k (=2π/λ). Alternatively, it may be acquired as a function I(k) equally spaced with respect to wavenumber k from the beginning (K-CLOCK technique). The arithmetic controller may obtain OCT data in the depth (Z) domain by Fourier transforming the spectral signal in wavenumber k-space.
さらに、フーリエ変換後の情報は、Ｚ空間での実数成分と虚数成分を含む信号として表されてもよい。制御部７０は、Ｚ空間での信号における実数成分と虚数成分の絶対値を求めることによりＯＣＴデータを得てもよい。
Furthermore, information after Fourier transformation may be represented as a signal containing real and imaginary components in Z space. The
本実施例では、制御部７０は、第１の検出器１２０ａによって検出された第１の干渉信号を処理して第１のＯＣＴデータを得ると共に、第２の検出器１２０ｂによって検出された第２の干渉信号を処理して第２のＯＣＴデータを得てもよい。ここで、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１２０ｂとが異なる光路長に設定される場合、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータは、深さ方向に関して少なくとも一部が異なる領域のＯＣＴデータが取得され、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１２０ｂとが同じ光路長に設定される場合、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータは、深さ方向に関して同じ領域のＯＣＴデータが取得される。
In this embodiment, the
＜制御系＞
制御部７０は、ＣＰＵ（プロセッサ）、ＲＡＭ、ＲＯＭ等を備えてもよい（図１参照）。例えば、制御部７０のＣＰＵは、ＯＣＴ装置の制御を司ってもよい。ＲＡＭは、各種情報を一時的に記憶する。制御部７０のＲＯＭには、ＯＣＴ装置の動作を制御するための各種プログラム、初期値等が記憶されてもよい。
<Control system>
The
制御部７０には、記憶部としての不揮発性メモリ（以下、メモリに省略する）７２、表示部７５等が電気的に接続されてもよい。メモリ７２には、電源の供給が遮断されても記憶内容を保持できる非一過性の記憶媒体が用いられてもよい。例えば、ハードディスクドライブ、フラッシュＲＯＭ、および、ＯＣＴ装置に着脱可能に装着されるＵＳＢメモリ等をメモリ７２として使用することができる。メモリ７２には、ＯＣＴデータの取得及びＯＣＴ画像の撮影を制御するための制御プログラムが記憶されてもよいし、ＦＰＮを用いてＯＣＴ画像を合成するための演算処理プログラム、各波数成分のマッピング状態を補正するための補正情報を得る演算処理プログラム等が記憶されてもよい。また、メモリ７２には、ＯＣＴデータから生成されるＯＣＴ画像の他、撮影に関する各種情報が記憶されてもよい。表示部７５は、ＯＣＴデータから生成されるＯＣＴ画像を表示してもよい。
The
＜ＦＰＮを用いた画像合成＞
制御部７０は、第１の干渉信号に基づく第１のＯＣＴデータと、第２の干渉信号に基づく第２のＯＣＴデータとを、第１の検出器１２０ａによって検出されたＦＰＮ信号と第２の検出器１２０ｂによって検出されたＦＰＮ信号とに基づいて合成することによって合成ＯＣＴデータを得てもよい（図３～図５参照）。つまり、ＦＰＮ信号は、複数のＯＣＴデータを合成するための基準信号として用いられてもよい。ここで、第２のＯＣＴデータは、第１のＯＣＴデータに対して被検眼上の深さ領域の少なくとも一部が異なってもよい。
<Image synthesis using FPN>
The
一例としては、ＦＰＮ生成光学系２００においてＦＰＮ発生用の光学部材（例えば、光学部材２０４、２０６）の配置位置は既知であるから、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの位置関係をＦＰＮ信号を用いて設定してもよい。
As an example, since the arrangement positions of the optical members for FPN generation (for example, the
これによって、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの位置関係を適正に設定できる。なお、本実施例では、第１のＯＣＴデータが第１の検出器１２０ａにて検出されると同時に、第２のＯＣＴデータが第２の検出器１２０ｂにて検出されるので、被検眼の移動などによる位置ズレも軽減できる。
This makes it possible to properly set the positional relationship between the first OCT data and the second OCT data. In this embodiment, the first OCT data is detected by the
例えば、ＦＰＮ生成光学系２００は、第１のＦＰＮを発生させる第１の光学部材（例えば、第１の光学部材２０４）と、第１のＦＰＮとは異なる位置に第２のＦＰＮを発生させる第２の光学部材（例えば、第２の光学部材２０６）と、を少なくとも備え、少なくとも２つのＦＰＮ信号を生成するためのＦＰＮ生成光学系であってもよい。
For example, the FPN generation
制御部７０は、第１の干渉信号に基づく第１のＯＣＴデータと、第２の干渉信号に基づく第２のＯＣＴデータとを、第１の検出器１２０ａによって検出された第１の光学部材によるＦＰＮと第２の検出器１２０ｂによって検出された第２の光学部材によるＦＰＮとに基づいて合成することによって合成ＯＣＴデータを得てもよい。
The
図３、４はＦＰＮ信号を用いて複数のＯＣＴデータを合成する場合のデータの一例を示す図であり、図３は合成前、図４は合成後のイメージ図である。ＦＰＮ１は、第１の光学部材２０４によって生成されたＦＰＮ信号であり、ＦＰＮ２は、第２の光学部材２０６によって生成されたＦＰＮ信号である。
3 and 4 are diagrams showing an example of data when a plurality of OCT data are synthesized using FPN signals, FIG. 3 is an image diagram before synthesis, and FIG. 4 is an image diagram after synthesis. FPN1 is the FPN signal generated by the first
図３においては、第１のＯＣＴデータには、ＦＰＮ１が形成され、第２のＯＣＴデータ
には、ＦＰＮ２が形成される。第１のＯＣＴデータは、第１の参照光路１１０ａ及び第１の検出器１１０ａを用いて取得され、第２のＯＣＴデータは、第２の参照光路１１０ｂ及び第２の検出器１１０ｂを用いて取得されてもよい。
In FIG. 3, FPN1 is formed in the first OCT data, and FPN2 is formed in the second OCT data. First OCT data is acquired using a first reference
ＦＰＮ信号を用いてＯＣＴデータ間の位置関係を設定する場合、制御部７０は、例えば、第１のＯＣＴデータに含まれるＦＰＮ１と第２のＯＣＴデータに含まれるＦＰＮ２を用いてＯＣＴデータ間の位置関係を設定してもよい。ここで、制御部７０は、深さ方向におけるＦＰＮの位置を検出し、ＦＰＮの検出位置を基準として複数のＯＣＴデータを合成してもよい（図４参照）。
When setting the positional relationship between OCT data using the FPN signal, the
ここで、第１の光学部材２０４と第２の光学部材２０４との間の位置関係は既知であるから（例えば、光路長ΔＤ）、制御部７０は、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとを合成する場合、ＦＰＮ１とＦＰＮ２の位置を検出し、ＦＰＮ１の検出位置とＦＰＮ２の検出位置とが光路長ΔＤ分離間するように合成してもよい。なお、複数のＯＣＴデータ間の重複部分に関する合成について、いずれか一方のＯＣＴデータを用いるようにしてもよいし、両方のＯＣＴデータの平均を求めるようにしてもよい。
Here, since the positional relationship between the first
制御部７０は、上記のようにして合成された合成ＯＣＴデータに基づいて被検眼の寸法（例えば、前房深度、眼軸長等）を測定してもよく、さらに、得られた測定結果を表示部７５上に表示してもよい。
The
図５は、ＦＰＮ信号を用いて複数のＯＣＴデータを合成する場合のデータの変容例を示す図であり、第３のＯＣＴデータには、ＦＰＮ１とＦＰＮ２が形成されている。ここで、第３のＯＣＴデータは、第１の参照光路１１０ａ及び第１の検出器１１０ａを用いて取得されてもよく、第１の参照光路１１０ａの光路長が調整されることで、第３のＯＣＴデータが取得されてもよい。
FIG. 5 is a diagram showing an example of transformation of data when combining a plurality of OCT data using an FPN signal. FPN1 and FPN2 are formed in the third OCT data. Here, the third OCT data may be acquired using the first reference
ここで、制御部７０は、第３のＯＣＴデータを利用して、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの位置関係を設定してもよい。この場合、制御部７０は、例えば、第１のＯＣＴデータ上でのＦＰＮ１の検出位置と、第３のＯＣＴデータ上でのＦＰＮ１の検出位置が、深さ方向に関して同じ位置となるように位置関係を設定してもよく、さらに、制御部７０は、例えば、第２のＯＣＴデータ上でのＦＰＮ２の検出位置と、第３のＯＣＴデータ上でのＦＰＮ２の検出位置が、深さ方向に関して同じ位置となるように位置関係を設定してもよい。これによれば、仮に、ＦＰＮ発生用の光学部材の位置が経年変化によって変動したとしても、実際の位置関係を利用できるので、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの位置関係をより安定的に設定可能である。
Here, the
なお、深さ方向におけるＦＰＮの位置を検出する場合、例えば、制御部７０は、検出器１２０ａ、１２０ｂにて取得されたＯＣＴデータを処理し、ＦＰＮ発生用の光学部材（例えば、第１の光学部材２０４又は第２の光学部材２０６）によるＦＰＮ信号を抽出してもよい。ＦＰＮ信号の信号強度は既知であるから、制御部７０は、例えば、ＯＣＴデータの各輝度信号に対し、ＦＰＮ信号を得るために設定された閾値を超えるか否を判定することによって、ＦＰＮ発生用の光学部材に対応するＦＰＮ信号（基準信号）を抽出できる。なお、ＦＰＮ１とＦＰＮ２は、既知の配置を利用して判別可能である。
When detecting the position of FPN in the depth direction, for example, the
なお、上記手法に限定されず、図５の第３のＯＣＴデータを第１のＯＣＴデータとし、図５の第２のＯＣＴデータとして、これらを合成するようにしてもよい（図６参照）。この場合、第１のＯＣＴデータには、ＦＰＮ１とＦＰＮ２が形成され、第２のＯＣＴデータには、ＦＰＮ２が形成される。第１のＯＣＴデータは、第１の参照光路１１０ａ及び第１の検出器１１０ａを用いて取得され、第２のＯＣＴデータは、第２の参照光路１１０ｂ及び第２の検出器１１０ｂを用いて取得されてもよい。
The method is not limited to the above method, and the third OCT data in FIG. 5 may be used as the first OCT data and the second OCT data in FIG. 5 may be synthesized (see FIG. 6). In this case, FPN1 and FPN2 are formed in the first OCT data, and FPN2 is formed in the second OCT data. First OCT data is acquired using a first reference
この場合、制御部７０は、ＦＰＮ２の位置を検出し、その検出位置を利用してＯＣＴデータ間の位置関係を設定してもよいし、第１のＯＣＴデータのＦＰＮ２と、第２のＯＣＴデータのＦＰＮ２とを画像処理によってマッチングさせることによって位置関係を設定してもよい。この場合、制御部７０は、合成ＯＣＴデータにおいて、第１のＯＣＴデータのＦＰＮ１と第２のＯＣＴデータのＦＰＮ１とが深さ方向において一致するように合成を行ってもよい。
In this case, the
なお、本実施例において、ＦＰＮ生成光学系２００について、第１の光学部材２０４が配置された第１の光路２０３と、第２の光学部材２０６が配置された第２の光路２０５は、互いに等しい光学的分散量に設定（構築）されている。この結果として、ＦＰＮによるＰＳＦ信号は相似形となるので、例えば光源の質が悪く、ＰＳＦが単峰性でない場合などでも、相応するピーク位置を検出しやすく、離間を容易に決定することが出来る。
In this embodiment, in the FPN generation
図６は、一つのＦＰＮを用いて画像合成を行う一例として考えることも可能である。ＦＰＮ１の生成は必ずしも必須ではない。つまり、本実施例のＦＰＮ光学系２００が、一つのＦＰＮ発生用の光学部材を備える場合であっても、画像合成は可能であり、装置の構成の簡略化が可能だが、複数のＦＰＮ信号を用いる場合と比較して深さ方向の撮像レンジが狭くなると共に、異なるＯＣＴデータ間での重複領域が多くなる。一方、共通領域を設ける場合は、複数のＦＰＮ信号を用いることで、深さ方向の撮像レンジが広くできると共に、異なるＯＣＴデータ間での重複領域を少なくできる。その他、間に不連続な領域を含んでもよい。この場合も、両者の離間が正確にわかるので、例えば眼の調節機能を調べたりする場合に有用である。
FIG. 6 can also be considered as an example of image synthesis using one FPN. Generation of FPN1 is not necessarily essential. In other words, even if the FPN
なお、本実施例に係るＦＰＮ生成光学系２００について、ＯＣＴデータの合成に用いるＦＰＮ発生用の光学部材（例えば、第１の光学部材２０４、第２の光学部材２０６）は空気中に配置されており、その表面反射によって生成されたＦＰＮが画像合成に利用されるので、この結果として、ＦＰＮの信号強度（ＳＮＲ）の低下等を軽減できるので、ＦＰＮを用いたＯＣＴデータの合成を正確に行うことができる。
In the FPN generation
なお、ＦＰＮ信号を得るタイミングとしては、例えば、電源投入時に実施されてもよいし、被検者が変更される毎に実施されてもよい。また、ＯＣＴ光学系における撮影条件を最適化する最適化制御の際に実施されてもよい。もちろん、これに限定されず、常時実施されてもよい。例えば、制御部は、ＦＰＮ信号を含むＯＣＴデータを予め取得しておき、予め取得されたＦＰＮ信号を用いて、後に取得されたＯＣＴデータの合成、マッピング状態の補正、偏光調整等を行うようにしてもよい。 As for the timing of obtaining the FPN signal, for example, it may be performed when the power is turned on, or may be performed each time the subject is changed. Also, it may be performed during optimization control for optimizing the imaging conditions in the OCT optical system. Of course, it is not limited to this, and may be performed all the time. For example, the control unit acquires OCT data including an FPN signal in advance, and uses the FPN signal acquired in advance to perform synthesis of OCT data acquired later, correction of the mapping state, polarization adjustment, and the like. may
＜遮光部材＞
なお、ＦＰＮ生成光学系２００の光路に遮光部材又は減光部材が配置されることによって、被検眼の観察又は撮影に用いるＯＣＴデータのＦＰＮ信号を軽減するようにしてもよい。この場合、第１の光路と第２の光路との少なくともいずれかが遮光又は減光されることで、ＯＣＴデータ上でのＦＰＮ信号を軽減するようにしてもよい。これらは、診断・観察等に用いるＯＣＴデータを得る場合において有効である。また、これに限定されず、ＯＣＴデータに含まれるＦＰＮ信号を信号処理によって除去するようにしてもよい。
<Light shielding member>
A light shielding member or a light reducing member may be placed in the optical path of the FPN generation
例えば、ＦＰＮ生成光学系２００の光路には、第１の光路を遮光するための第１の遮光部材２１０と、第２の光路を遮光するための第２の遮光部材２１２と、が各光路に対して挿脱可能に配置されてもよい。
For example, in the optical path of the FPN generation
＜波数マッピングの補正＞
図７は、本実施例に係るＯＣＴデータの一例を示す図であり、ＯＣＴデータ上には、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号とが同時に形成されている。なお、ＯＣＴデータ上には、被検眼のＯＣＴ画像が含まれていてもよい。
<Correction of wavenumber mapping>
FIG. 7 is a diagram showing an example of OCT data according to the present embodiment, in which a first FPN signal and a second FPN signal are simultaneously formed on the OCT data. Note that the OCT data may include an OCT image of the subject's eye.
この場合、制御部７０は、第１のＦＰＮと第２のＦＰＮの両方を同時に含む信号を処理して、各波数成分のマッピング状態を補正するための補正情報を取得しても追い。つまり、制御部７０は、例えば、補正情報を得る演算処理器として用いられてもよい。また、ＯＣＴ光学系を駆動させる制御部とは異なるプロセッサによって、補正情報が取得されてもよい。なお、制御部７０は、例えば、ＯＣＴ画像の撮影中ないし撮影前に、光源１０２により波長が掃引されることに伴う少なくとも２つのＦＰＮ信号の位相差情報を利用して、補正情報を生成してもよい。
In this case, the
より詳細には、制御部７０は、サンプリングポイントｐに対する各波長成分（波数成分）のマッピング状態（波数サンプリングマッピング）を、ＦＰＮ生成光学系２００によって生成される少なくとも２つのＦＰＮ信号に基づいて補正してもよい。
More specifically, the
制御部７０は、例えば、ＦＰＮの強度レベルを解析することによって、ＦＰＮに対応する位置でのスペクトル信号におけるφ（ｋ）を求めてもよい。φ（ｋ）は、掃引波長（波数）に応じたスペクトル信号の位相φの変化を示す。φ（ｋ）は、横軸：波数ｋ、縦軸：位相φである関数で表されてもよい。信号強度（振幅）の大きい波数ｋ領域でのφ（ｋ）に関して多項式フィッティングを行い、信号強度が小さい波数ｋ領域でのφ（ｋ）を外挿又は内挿によって求めてもよい。例えば、φ（ｋ）は、ＦＰＮに対応する深さ位置におけるフーリエ変換値（強度値）Ｆの実数部RealＦと虚数部ImagＦの比のArc Tangent（逆正接）から求められてもよい。ここで、Arc Tangent処理によってフーリエ変換値の実数部と虚数部の比の逆正接が算出され、φ（ｋ）が得られる。
The
少なくとも２つのＦＰＮ信号を同時に得た場合、制御部７０は、第１のＦＰＮを処理して第１の波数マッピング情報φ１（ｋ）を求めると共に、第２のＦＰＮを処理して第２の波数マッピング情報φ２（ｋ）を求めてもよい（図８参照）。この場合、各波数マッピング情報は、各波数成分の位相情報として求められてもよい。
When at least two FPN signals are obtained simultaneously, the
さらに、制御部７０は、第１の波数マッピング情報φ１（ｋ）と第２の波数マッピング情報φ２（ｋ）との間の差分情報Δφ（ｋ）を求めてもよい（図５参照）。なお、差分情報は、各波数成分の位相差情報として求められてもよい。差分情報Δφ（ｋ）を得る場合、第２のＦＰＮの方が位相の進みが早いので、Δφ（ｋ）＝φ２（ｋ）－φ１（ｋ）にて差分情報が得られてもよい。なお、差分情報を求めることで、各波数マッピング情報に含まれる分散成分をキャンセルできる。この場合、前述したように、第１の光路２０３と第２の光路２０５との間の分散量を等しくしておくことが好ましい。
Furthermore, the
ここで、第１のＦＰＮと第２のＦＰＮとの間の光学的距離（光路長差）をΔＺとし、仮に、差分情報Δφ（ｋ）が理想的であれば、以下の式（１） Here, if the optical distance (optical path length difference) between the first FPN and the second FPN is ΔZ, and if the difference information Δφ(k) is ideal, the following equation (1)
に示されるような直線となるはずである。
should be a straight line as shown in
ここでΔＺは次のように求められる。干渉成分はexp（ikz）と一般化でき、ｋとｚにはkz＝２πの関係がある。これから、ｚはＮをサンプリングポイント数、ｋmaxとｋminを各サンプリングポイントで検出されるｋ値の最大・最小値として、以下の式（２） Here, ΔZ is obtained as follows. The interference component can be generalized as exp(ikz), where k and z are related by kz=2π. From this, z is the following equation (2) where N is the number of sampling points, kmax and kmin are the maximum and minimum values of k values detected at each sampling point
として、表すことができる。なお、ｉ＝０，１，２，・・・，Ｎ／２
ここで、ΔＺに相当する干渉信号が、ｉ（ΔＺ）に対応するサンプリングポイントで検出されるとすると、ΔＺは以下の式（３）
can be expressed as Note that i=0, 1, 2, . . . , N/2
Here, if an interference signal corresponding to ΔZ is detected at a sampling point corresponding to i(ΔZ), ΔZ is given by the following equation (3)
と表すことができる。
It can be expressed as.
Δφ（ｋ）は理想的には傾きΔＺ、切片０の直線になるはずなので、２次、３次の非線形項をσとすると、ｋは以下の式（４） Δφ(k) should ideally be a straight line with a slope of ΔZ and an intercept of 0;
と補正される。これから補正された波長λ´がλ´＝２π／ｋ´と決まる。ここでσは以下の式（５）
and corrected. From this, the corrected wavelength λ' is determined as λ'=2π/k'. where σ is the following formula (5)
と展開したときの非線形項σ＝ｂ２ｋ２+ｂ３ｋ３である。なお、上記例では、非線形項が３次となっているが、これに限定されず、さらに多い非線形項であってもよい。例えば、９次程度であってもよい。あるいは、他のフィット方法（チャープされた正弦波によるフィット方法）が用いられてもよい。
The nonlinear term σ=b2k2+b3k3 when expanded as follows. In the above example, the nonlinear term is of the third order, but the number of nonlinear terms is not limited to this, and may be greater. For example, it may be about the 9th order. Alternatively, other fitting methods (fitting with a chirped sine wave) may be used.
なお、図９は、補正演算を行うことにより、補正されるスペクトル信号のマッピングを模式的に示した図である。また、補正されたΔφ（ｋmin）、Δφ（ｋmax）の値が、理想値であるｚ（peak）・ｋmin、ｚ（peak）・ｋmaxから所定の許容範囲内（例えば、１Ｅ-5程度）であれば収束したと判断し、この条件が満たされなければ、上述の補正されたλ´を用いて再度同様の演算を繰り返す。 Note that FIG. 9 is a diagram schematically showing the mapping of spectral signals corrected by performing the correction calculation. In addition, the corrected Δφ (kmin) and Δφ (kmax) values are within a predetermined allowable range (for example, about 1E-5) from the ideal values of z (peak) · kmin and z (peak) · kmax If so, it is determined that convergence has occurred, and if this condition is not met, the above-described corrected λ' is used to repeat the same calculation again.
上記のようにして、制御部７０は、ＦＰＮ生成光学系２００を用いて生成される少なくとも２つのＦＰＮ信号から補正情報を演算により求め、得られた補正情報をメモリ７２に記憶させてもよい。これにより、検出器１２０にて検出された各波長成分と、各サンプリングポイントとの対応関係がより正確に求められる。得られた補正情報は、ＯＣＴデータの取得に用いられてもよい。なお、ＦＰＮからφ（ｋ）を求める手法、波数マッピング情報を求める手法については、特開２０１３－１５６２２９号、特開２０１５－６８７７５号公報等を参考になされたい。
As described above, the
なお、上記説明においては、ＳＳ－ＯＣＴにおいて波数マッピング情報を補正する場合を示したが、これに限定されず、ＳＤ－ＯＣＴにおいて波数マッピング情報を補正する場合においても、本実施例の適用は可能である。この場合、例えば、制御部７０は、スペクトロメータの各受光素子に対する各波長（波数）分のマッピング状態を、ＦＰＮ生成光学系２００によって生成される少なくとも２つのＦＰＮ信号に基づいて補正してもよい。この場合、特開２０１０－２２０７７４号公報が参考されてもよい。
In the above description, the case of correcting the wavenumber mapping information in SS-OCT is shown, but it is not limited to this, and the present embodiment can be applied even when correcting the wavenumber mapping information in SD-OCT. is. In this case, for example, the
なお、本実施例に係る波数マッピング補正については、特願２０１７－０１７１５６を参照されたい。 For the wavenumber mapping correction according to this embodiment, see Japanese Patent Application No. 2017-017156.
なお、各波数成分のマッピング状態を補正するための補正情報を取得するタイミングとしては、例えば、電源投入時に実施されてもよいし、被検者が変更される毎に実施されてもよい。また、ＯＣＴ光学系における撮影条件を最適化する最適化制御の際に実施されてもよい。もちろん、これに限定されず、常時実施されてもよい。なお、マッピング状態の補正後、ノイズ除去処理によってＯＣＴ画像上のＦＰＮが除去されてもよい。 The timing of acquiring the correction information for correcting the mapping state of each wavenumber component may be, for example, when the power is turned on, or may be performed each time the subject is changed. Also, it may be performed during optimization control for optimizing the imaging conditions in the OCT optical system. Of course, it is not limited to this, and may be performed all the time. After the mapping state is corrected, the FPN on the OCT image may be removed by noise removal processing.
また、上記説明においては、測定光路から分岐した位置にＦＰＮ生成光学系が設けられたが、これに限定されず、ＯＣＴ光学系の光路中であれば、これに限定されない。例えば、ＯＣＴ光学系の参照光路から分岐した位置にＦＰＮ生成光学系が配置されてもよい。この場合、例えば、ＦＰＮ生成光学系からの光と参照光（又は測定光）との干渉によるＦＰＮ信号が得られてもよい。また、例えば、測定光路と参照光路とが合流した後の光路から分岐した位置にＦＰＮ生成光学系が配置されてもよい。この場合、例えば、干渉光の光路に直接向かう干渉光と、干渉光の光路から分岐された位置に設けられたＦＰＮ生成光学系からの干渉光との干渉によるＦＰＮ信号が得られ、検出器１２０によって検出されてもよい。なお、検出器１２０が第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂを備える場合、各検出器の光路に分割される前に、ＦＰＮ生成光学系が配置されることで、各検出器に同様のＦＰＮ信号が検出されてもよい。
Also, in the above description, the FPN generation optical system is provided at a position branched from the measurement optical path, but the present invention is not limited to this, and is not limited to this as long as it is in the optical path of the OCT optical system. For example, the FPN generation optical system may be arranged at a position branched from the reference optical path of the OCT optical system. In this case, for example, an FPN signal may be obtained by interference between the light from the FPN generation optical system and the reference light (or measurement light). Further, for example, the FPN generation optical system may be arranged at a position branched from the optical path after the measurement optical path and the reference optical path join. In this case, for example, an FPN signal is obtained by interference between the interference light directly directed to the optical path of the interference light and the interference light from the FPN generation optical system provided at a position branched from the optical path of the interference light. may be detected by In addition, when the
＜被検眼への適用例＞
本装置は、被検眼のＯＣＴデータを取得するための眼科用ＯＣＴ装置であってもよい。例えば、眼科用ＯＣＴ装置としては、眼底のＯＣＴデータと、角膜及び水晶体を含む前眼部のＯＣＴデータと、を取得可能な構成であってもよく、さらに、角膜及び眼底のＯＣＴデータに基づいて眼軸長を測定可能な構成であってもよい。
<Example of application to eye to be examined>
The apparatus may be an ophthalmic OCT apparatus for acquiring OCT data of an eye to be examined. For example, the ophthalmic OCT apparatus may have a configuration capable of acquiring OCT data of the fundus and OCT data of the anterior segment including the cornea and lens. The configuration may be such that the axial length can be measured.
例えば、眼科用ＯＣＴ装置は、自動又は手動によるモード切換信号に応じて、ＯＣＴ光学系１００の光学配置を切換可能な構成であってもよい。以下、眼底撮影モード、前眼部撮影モード、眼軸長測定モードとの間でモード切換を行う場合の一例について説明する。
For example, the ophthalmic OCT apparatus may be configured to switch the optical arrangement of the OCT
＜眼底撮影モード＞
眼底撮影モードに設定された場合、制御部７０は、導光光学系１５０を制御し、眼底のＯＣＴデータを得るための光学配置に切り替えてもよい。この場合、例えば、制御部７０は、被検眼瞳孔上に測定光の旋回点が形成されると共に、測定光の集光位置が眼底上に形成されるように、導光光学系１５０の光学配置を切り換えてもよい。なお、導光光学系１５０の光学配置の切換に係る構成については、例えば、特開２０１６－２０９５７７号公報を参照されたい。
<Fundus photography mode>
When the fundus imaging mode is set, the
眼底撮影モードに設定された場合、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、ＯＣＴデータの取得領域を眼底に設定してもよい。この場合、例えば、制御部７０は、複数の参照光路の少なくともいずれかを経由した参照光の光路長が、眼底を経由した測定光の光路長と一致するように、測定光と参照光との間の光路長差を調整してもよい。なお、光路長差が調整される場合、ゼロディレイ位置よりも網膜が奥側に形成された状態でＯＣＴデータが取得されるように調整されてもよいし、ゼロディレイ位置よりも脈絡膜が前側に形成された状態でＯＣＴデータが取得されるように調整されてもよい。
When the fundus imaging mode is set, the
本実施例では、例えば、眼底からの測定光の光路長と、第１の参照光路１１０ａからの参照光とが一致するように、測定光路に配置された光学部材が移動されることによって、測定光の光路長が調整されてもよい。これによって、少なくとも、第１の検出器１１０ａからの出力信号に基づいて得られる第１のＯＣＴデータには、眼底のＯＣＴデータが含まれる。
In the present embodiment, for example, the optical member arranged in the measurement light path is moved so that the optical path length of the measurement light from the fundus and the reference light from the first
図１０は眼底撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。制御部７０は、光学部材１１２を移動させ、第１の参照光路１１０ａと同一の光路長となるように、第２の参照光路１１０ｂの光路長を調整してもよい。この結果、第１の検出器１１０ａに基づく第１のＯＣＴデータと、第２の検出器１１０ｂに基づく第２のＯＣＴデータとが、眼底の同一領域となる。この場合、制御部７０は、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとに基づく合成ＯＣＴデータ（例えば、加算平均画像、超解像画像、等）を得てもよい。これによって、短時間で、所定の撮像領域に関する良好な眼底のＯＣＴデータが得られる。
FIG. 10 is a diagram showing an example of OCT data acquired in the fundus imaging mode. The
＜眼軸長測定モード＞
眼軸長測定モードに設定された場合、制御部７０は、導光光学系１５０を制御し、前述の眼底撮影モードと同一の光学配置に切り替えてもよい。この場合、例えば、制御部７０は、瞳孔上に測定光の旋回点が形成される共に、測定光の集光位置が眼底上に形成されるように、導光光学系１５０の光学配置を切り換えられてもよい。これによって、眼軸長測定の際に得られるＯＣＴデータにおいて、眼底の形態情報（例えば、黄斑付近の情報）を詳細に取得でき、結果として、被検眼の眼軸長を精度よく測定可能となる。
<Axial length measurement mode>
When the axial length measurement mode is set, the
眼軸長測定モードに設定された場合、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方によるＯＣＴデータの取得領域を眼底に設定し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域を角膜に設定してもよい。
When the eye axial length measurement mode is set, the
図１１は眼軸長撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。本実施例では、例えば、眼底からの測定光の光路長と、第１の参照光路１１０ａからの参照光とが一致するように、測定光路に配置された光学部材が移動されることによって、測定光の光路長が調整されてもよい。これによって、少なくとも、第１の検出器１１０ａからの出力信号に基づいて得られる第１のＯＣＴデータには、眼底のＯＣＴデータが含まれる。
FIG. 11 is a diagram showing an example of OCT data acquired in the axial length imaging mode. In the present embodiment, for example, the optical member arranged in the measurement light path is moved so that the optical path length of the measurement light from the fundus and the reference light from the first
第１のＯＣＴデータに眼底のＯＣＴデータが含まれるように、測定光路に配置された光学部材の位置が調整された状態において、例えば、制御部７０は、角膜からの測定光の光路長と、第２の参照光路１１０ｂからの参照光とが一致するように、第２の参照光路１１０ｂに配置された光学部材１１２が移動されることによって、第２の参照光路１１０ｂの参照光の光路長が調整されてもよい。これによって、第２の検出器１１０ｂからの出力信号に基づいて得られる第２のＯＣＴデータには、角膜のＯＣＴデータが含まれる。
In a state where the positions of the optical members arranged in the measurement optical path are adjusted so that the OCT data of the fundus are included in the first OCT data, for example, the
眼底のＯＣＴデータと角膜のＯＣＴデータが取得されると、制御部７０は、眼底のＯＣＴデータに基づいて網膜位置を検出すると共に、角膜のＯＣＴデータに基づいて角膜位置を検出してもよい。制御部７０は、網膜位置の検出結果と、角膜位置の検出結果と、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの光路長差を利用して眼軸長を測定してもよい。
When the OCT data of the fundus and the OCT data of the cornea are acquired, the
この場合、例えば、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの光路長差は、光学部材１１２を移動させるための駆動部の駆動位置によって求められてもよいし、光学部材１１２の位置に基づいて検出されてもよい。なお、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの光路長差が固定の場合、既知の光路長差が用いられてもよい。また、これに限定されず、ＦＰＮ生成光学系２００において、角膜に対応するＦＰＮ信号を生成するためのＦＰＮ発生用光学部材と眼底に対応するＦＰＮ信号を生成するＦＰＮ発生用光学部材を備える構成とし、既知の光学部材の位置を利用して、光路長差を取得してもよい。この場合、光路長差に対応すべく、３つ以上のＦＰＮ発生用光学部材が用いられてもよい。
In this case, for example, the optical path length difference between the first reference
＜前眼部撮影モード＞
前眼部撮影モードに設定された場合、制御部７０は、導光光学系１５０を制御し、角膜及び水晶体を含む前眼部のＯＣＴデータを得るための光学配置に切り替えてもよい。この場合、被検眼瞳孔よりも装置側に測定光の旋回点が形成されると共に、測定光の集光位置が前眼部上に形成されるように、導光光学系１５０の光学配置を切り換えてもよい。なお、導光光学系１５０の光学配置の切換に係る構成については、後述の図２３Ａ，図２３Ｂの他、例えば、特開２０１６－２０９５７７号公報を参照されたい。
<Anterior segment imaging mode>
When the anterior segment imaging mode is set, the
前眼部撮影モードに設定された場合、制御部７０は、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方によるＯＣＴデータの取得領域を水晶体に設定し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域を角膜に設定してもよい。ここで、第１の検出器１２０ａによって取得されるＯＣＴデータと、第２の検出器１２０ｂによって取得されるＯＣＴデータとは、被検眼上の取得領域の少なくとも一部が深さ方向に関して異なる。これによって、角膜領域を含むＯＣＴデータと、水晶体領域を含むＯＣＴデータが取得されてもよい。この場合、角膜領域を含むＯＣＴデータに、角膜及び水晶体前面が少なくとも含まれ、水晶体領域を含むＯＣＴデータに、水晶体後面が少なくとも含まれてもよい。つまり、前眼部領域における前側領域のＯＣＴデータと、前眼部領域における後側領域のＯＣＴデータとが、それぞれ別々に取得されてもよい。
When the anterior segment imaging mode is set, the
なお、制御部７０は、例えば、水晶体領域を含むＯＣＴデータと、角膜領域を含むＯＣＴデータとを合成してもよい。この場合、前述のＦＰＮ信号を用いた合成処理が用いられてもよく、角膜及び水晶体からの測定光の光路長と、ＦＰＮ生成光学系２００を経由した測定光の光路長が一致するように、ＦＰＮ生成光学系２００の光路長が設定されてもよい。いいかえれば、角膜領域を含むＯＣＴデータと水晶体領域を含むＯＣＴデータとを取得できるように導光光学系１５０の測定光と参照光との光路長差が設定された状態において、各ＯＣＴデータにＦＰＮ信号が含まれるように、ＦＰＮ生成光学系２００が設定されてもよい。
Note that the
なお、光路長差が調整される場合、ゼロディレイ位置よりも角膜前面が奥側に形成された状態で角膜領域を含むＯＣＴデータが取得されるように調整され、ゼロディレイ位置よりも水晶体後面が前側に形成された状態で水晶体領域を含むＯＣＴデータが取得されるように調整されてもよい。これにより、画像合成時のミラーイメージによる影響を回避できる。また、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの間において、深さ方向において被検眼上の取得領域の一部が重複するように、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂの光路長差が設定されてもよい。これによって、画像合成における連結をスムーズに行うことができる。
When the optical path difference is adjusted, it is adjusted so that the OCT data including the corneal region is acquired in a state where the anterior corneal surface is formed deeper than the zero-delay position, and the posterior surface of the lens is adjusted more than the zero-delay position. Arrangements may be made to acquire OCT data that includes the lens region in the anteriorly formed state. As a result, it is possible to avoid the influence of the mirror image when synthesizing the images. In addition, between the first OCT data and the second OCT data, the first reference
図１２は前眼部撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。本実施例では、例えば、水晶体からの測定光の光路長と、第１の参照光路１１０ａからの参照光とが一致するように、測定光路に配置された光学部材が移動されることによって、測定光の光路長が調整されてもよい。これによって、少なくとも、第１の検出器１１０ａからの出力信号に基づいて得られる第１のＯＣＴデータには、水晶体領域のＯＣＴデータが含まれる。
FIG. 12 is a diagram showing an example of OCT data acquired in the anterior segment imaging mode. In this embodiment, for example, the optical member arranged in the measurement light path is moved so that the optical path length of the measurement light from the crystalline lens and the reference light from the first
第１のＯＣＴデータに水晶体のＯＣＴデータが含まれるように、測定光路に配置された光学部材の位置が調整された状態において、例えば、制御部７０は、角膜からの測定光の光路長と、第２の参照光路１１０ｂからの参照光とが一致するように、第２の参照光路１１０ｂに配置された光学部材１１２が移動されることによって、第２の参照光路１１０ｂの参照光の光路長が調整されてもよい。これによって、第２の検出器１１０ｂからの出力信号に基づいて得られる第２のＯＣＴデータには、角膜のＯＣＴデータが含まれる。
In a state where the positions of the optical members arranged in the measurement optical path are adjusted so that the first OCT data includes the OCT data of the lens, for example, the
水晶体のＯＣＴデータと角膜のＯＣＴデータが取得されると、例えば、制御部７０は、水晶体のＯＣＴデータと角膜のＯＣＴデータを合成し、合成ＯＣＴデータを取得してもよい。さらに、制御部７０は、合成ＯＣＴデータに基づいて角膜位置、水晶***置等を検出し、被検眼の前房深度、水晶体厚等を測定してもよい。
When the OCT data of the lens and the OCT data of the cornea are acquired, for example, the
＜他のＯＣＴデータに含まれるＦＰＮ信号を用いたＯＣＴデータの補正＞
制御部７０は、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータの一方にてＦＰＮ信号を含むＯＣＴデータを取得し、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータの他方においてＦＰＮ信号を含まないＯＣＴデータを取得してもよい。また、制御部７０は、ＦＰＮ信号を含むＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号に基づいて波数マッピング情報を得て、ＦＰＮ信号を含まないＯＣＴデータを補正するようにしてもよい。当該構成によれば、複数の検出器を用いる場合において、各検出器に応じてＦＰＮ生成光学系を設ける必要が必ずしもなくなる。この場合、制御部７０は、ＦＰＮ信号を含まないＯＣＴデータをリアルタイムで補正するようにしてもよく、これによれば、ＯＣＴデータの補正をさらに精度よく補正できる。
<Correction of OCT data using FPN signal included in other OCT data>
The
この場合、例えば、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方によるＯＣＴデータの取得領域を所定の撮影部位（例えば、眼底、角膜、水晶体）に設定してもよい。また、制御部７０は、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域をＦＰＮ生成光学系２００の光学部材（例えば、光学部材２０４、光学部材２０６）に設定する。
In this case, for example, the
図１３は眼底撮影モードにおいてリアルタイム補正を適用する場合の一例を示す図である。例えば、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方によるＯＣＴデータの取得領域を眼底に設定する（上記眼底撮影モード参照）。
FIG. 13 is a diagram showing an example of applying real-time correction in the fundus imaging mode. For example, the
また、制御部７０は、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域をＦＰＮ生成光学系２００の光学部材（例えば、光学部材２０４、光学部材２０６）に設定する。この場合、ＦＰＮ生成光学系２００の光路長は、眼底を経由して検出器１２０ａに達した測定光の光路長とは異なる長さに設定される。例えば、制御部７０は、複数の参照光路の少なくともいずれかを経由した参照光の光路長が、ＦＰＮ生成光学系２００を経由した測定光の光路長と一致するように、測定光と参照光との間の光路長差を調整してもよい。
In addition, the
本実施例では、例えば、眼底からの測定光の光路長と、第１の参照光路１１０ａからの参照光とが一致するように、測定光路に配置された光学部材が移動されることによって、測定光の光路長が調整されてもよい。これによって、少なくとも、第１の検出器１１０ａからの出力信号に基づいて得られる第１のＯＣＴデータには、眼底のＯＣＴデータが含まれる。
In the present embodiment, for example, the optical member arranged in the measurement light path is moved so that the optical path length of the measurement light from the fundus and the reference light from the first
また、制御部７０は、第１のＯＣＴデータに眼底のＯＣＴデータが含まれるように、測定光路に配置された光学部材の位置が調整された状態において、例えば、制御部７０は、ＦＰＮ生成光学系２００の光学部材からの測定光の光路長と、第２の参照光路１１０ｂからの参照光とが一致するように、第２の参照光路１１０ｂに配置された光学部材１１２が移動されることによって、第２の参照光路１１０ｂの参照光の光路長が調整されてもよい。これによって、第２の検出器１１０ｂからの出力信号に基づいて得られる第２のＯＣＴデータには、ＦＰＮ信号を含むＯＣＴデータが含まれる。この場合、結果として、ＦＰＮ信号に加えて、角膜、水晶体等の信号が含まれてもよい。
Further, in a state in which the positions of the optical members arranged in the measurement optical path are adjusted so that the OCT data of the fundus oculi is included in the first OCT data, the
なお、上記説明においては、眼底撮影モードでの適用例を示したが、これに限定されず、他の撮影モードにおいて、上記構成が適用されてもよい。 In the above description, an example of application in the fundus photographing mode is shown, but the present invention is not limited to this, and the above configuration may be applied to other photographing modes.
なお、上記説明において、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータの一方にてＦＰＮ信号（例えば、ＦＰＮ信号のみ）を含むＯＣＴデータを取得し、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータの他方にてＦＰＮ信号を含まない被検眼のＯＣＴデータを取得するような場合、上記のような光路長調整に限定されず、遮光部材が用いられてもよい。例えば、制御部７０は、遮光部材２１０を第１の光路中に配置することによって、ＦＰＮ（例えば、ＦＰＮ１）を含まない第１のＯＣＴデータを得てもよい。この場合、第２の光路中から遮光部材２１２が外されているので、ＦＰＮ（例えば、ＦＰＮ２）を含む第２のＯＣＴデータが得られる。なお、ＦＰＮ信号のみが得られる場合、ＦＰＮ信号を用いた補正を精度よく行うことができる。
In the above description, OCT data containing an FPN signal (for example, only the FPN signal) is obtained from one of the first OCT data and the second OCT data, and the first OCT data and the second OCT data are obtained. On the other hand, when acquiring OCT data of an eye to be examined that does not include an FPN signal, the optical path length adjustment is not limited to that described above, and a light shielding member may be used. For example, the
＜偏光調整＞
制御部７０は、偏光調整部（例えば、第１の偏光調整部３００、第２の偏光調整部３０２、第３の偏光調整部３０４）を制御し、ＯＣＴデータを得る際の偏光状態を調整するようにしてもよい。なお、偏光状態を調整するタイミングとしては、例えば、電源投入時に実施されてもよいし、被検者が変更される毎に実施されてもよい。また、ＯＣＴ光学系における撮影条件を最適化する最適化制御の際に実施されてもよい。
<Polarization adjustment>
The
以下、前眼部撮影モードにおける偏光状態の調整を例として説明する。図１４は、前眼部撮影モードにおいて偏光調整を行う場合のＯＣＴデータの一例を示す図である。まず、制御部７０は、第２の偏光調整部３０２を制御し、第２のＯＣＴデータにおける角膜像の信号強度が最大となるように偏光状態を調整する。これによって、第２のＯＣＴデータにおける角膜像が良好な信号強度で取得される。
Hereinafter, the adjustment of the polarization state in the anterior segment imaging mode will be described as an example. FIG. 14 is a diagram showing an example of OCT data when polarization adjustment is performed in the anterior segment imaging mode. First, the
図１５はＦＰＮの信号強度の一例を示す図である。次に、制御部７０は、第３の偏光調整部３０４を制御し、第２のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号の信号強度が最大となるように偏光状態を調整する。これによって、第２のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号が良好な信号強度で取得される。この結果、第２のＯＣＴデータにおける角膜像とＦＰＮ信号とが良好な信号強度で取得される。
FIG. 15 is a diagram showing an example of FPN signal strength. Next, the
次に、制御部７０は、第１の偏光調整部３００を制御し、第２のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号と第１のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号との間の信号強度比が、所定の信号強度比（例えば、互いの信号強度比が等しい状態）となるように偏光状態を調整する。これによって、第１のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号が良好な信号強度で取得されると共に、第１のＯＣＴデータにおける水晶体像が良好な信号強度で取得される。
Next, the
上記のような制御によれば、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの間での信号強度のバランスを調整できる。さらに、水晶体を含むＯＣＴデータに関する偏光状態の調整において、第２のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号と第１のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号との間の信号強度比を用いることで、水晶体像を用いて偏光状態を調整するよりも、精度よく偏光状態が調整される。つまり、この場合の水晶体像は、水晶体後面の情報のみに限定される可能性があり、画像としての情報量が比較的少ないため、信号評価値としての精度が低くなる可能性がある。その結果、良好な偏光状態に調整できない場合がある。これに対し、ＦＰＮ信号が用いられることで、安定的な信号強度を確保できるので、信号評価値としての精度を確保でき、偏光状態を良好に調整できる。 According to the control as described above, it is possible to adjust the signal intensity balance between the first OCT data and the second OCT data. Furthermore, in adjusting the polarization state for OCT data including the lens, the signal intensity ratio between the FPN signal in the second OCT data and the FPN signal in the first OCT data is used to obtain the polarization state using the lens image. The polarization state is adjusted more accurately than adjusting . In other words, the crystalline lens image in this case may be limited to information on the posterior surface of the crystalline lens, and the amount of information as an image is relatively small, so the accuracy as a signal evaluation value may be low. As a result, it may not be possible to adjust to a good polarization state. On the other hand, by using the FPN signal, it is possible to ensure stable signal intensity, so that the accuracy of the signal evaluation value can be ensured and the polarization state can be adjusted satisfactorily.
加えて、水晶体後面の情報のみに最適化された偏光状態である場合、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの間で検出している偏光のミスマッチが生じ、これにより両者の接続領域で強度信号のギャップが生じてしまう。これは例えば、水晶体がギャップ位置にある場合などに顕著である。すなわち水晶体の（一般には弱い）強度信号が不連続になるということであり、混濁具合などを定量評価しようとした場合に致命的となりうる。一方、本実施例により第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの間で検出している偏光のミスマッチが解消されていれば、このようなギャップは生じない。 In addition, if the polarization state is optimized only for information on the posterior surface of the lens, there will be a polarization mismatch detected between the first OCT data and the second OCT data, resulting in a connecting region between the two. A gap occurs in the intensity signal. This is noticeable, for example, when the lens is at the gap position. In other words, the (generally weak) intensity signal of the lens becomes discontinuous, which can be fatal when trying to quantitatively evaluate the degree of opacity. On the other hand, if the polarization mismatch detected between the first OCT data and the second OCT data is eliminated by this embodiment, such a gap will not occur.
また、上記説明において、ＦＰＮ生成光学系の偏光状態が調整されることで、ＦＰＮ信号を精度よく検出できるので、ＦＰＮ信号を用いた各種処理を適正に行うことができる。 Further, in the above description, by adjusting the polarization state of the FPN generation optical system, the FPN signal can be detected with high accuracy, so various processes using the FPN signal can be properly performed.
なお、上記説明においては、ＦＰＮ信号を用いて水晶体を含むＯＣＴデータに関する偏光状態を調整したが、これに限定されず、ＯＣＴデータにおける水晶体像全体の信号強度を用いて偏光状態を調整してもよい。 In the above description, the FPN signal is used to adjust the polarization state of the OCT data including the lens, but the present invention is not limited to this, and the polarization state may be adjusted using the signal intensity of the entire lens image in the OCT data. good.
なお、上記説明においては、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂを用いる場合に、第１の検出器１２０ａによって得られるＯＣＴデータと、第２の検出器１２０ｂによって得られるＯＣＴデータのそれぞれに関して、偏光状態を調整することで、各ＯＣＴデータを良好な信号強度にて取得できる。もちろん、これに限定されず、一方のＯＣＴデータに関してのみ、偏光状態が調整されてもよい。
In the above description, when the
また、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂのいずれか一方を用いる場合には、例えば、使用される検出器によって得られるＯＣＴデータに関して、偏光状態が調整されてもよい。
Also, when using either the
＜広角眼底撮影モード＞
上記眼底撮影モードは、眼底中心部と眼底周辺部を含む広角領域でのＯＣＴデータを得るための広角眼底撮影モードであってもよい。また、上記のような通常の眼底撮影モードと、広角眼底撮影モードとが切換可能であってもよい。また、広角眼底撮影モードにおいては、光スキャナ１５６による眼底上での測定光の走査範囲が、眼底の中心部と周辺部を含む広角領域に設定されてもよい。この場合、広角撮影用のレンズアタッチメントが用いられてもよい。レンズアタッチメントの一例については、図２４，図２５を参照して後述する。
<Wide-angle fundus photography mode>
The fundus imaging mode may be a wide-angle fundus imaging mode for obtaining OCT data in a wide-angle region including the fundus central portion and the fundus peripheral portion. Further, it may be possible to switch between the normal fundus imaging mode as described above and the wide-angle fundus imaging mode. Further, in the wide-angle fundus imaging mode, the scanning range of the measurement light on the fundus by the
図１６は広角眼底撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。広角眼底撮影モードに設定された場合、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂによるＯＣＴデータの取得領域を、眼底中心部と眼底周辺部とを含む広角領域に設定してもよい。例えば、制御部７０は、第１の検出器１２０ａによるＯＣＴデータの取得領域を、眼底中心部に設定し、第２の検出器１２０ｂによるＯＣＴデータの取得領域を、眼底周辺部に設定してもよい。本実施例では、第１の検出器１２０ａによって第１のＯＣＴデータが取得され、第２の検出器１２０ｂによって第２のＯＣＴデータが取得されてもよい。
FIG. 16 is a diagram showing an example of OCT data acquired in the wide-angle fundus imaging mode. When the wide-angle fundus imaging mode is set, the
ここで、眼は、眼球中心を中心として球状となっており、眼底は、眼底中心部を底部とする凹形状となっているところ、測定光は、瞳孔中心付近を中心に旋回され眼底を走査される。この場合、走査中心から眼底中心部までの光路長よりも、走査中心から眼底周辺部までの光路長の方が短くなる。通常、ＯＣＴデータを得る際の深度方向の撮像可能範囲は、ゼロディレイ位置から所定距離であり、眼底を広角に走査した場合、深度方向に関して撮像可能範囲から外れてしまう可能性がある。 Here, the eye has a spherical shape centered on the center of the eyeball, and the fundus has a concave shape with the center of the fundus as the bottom. be done. In this case, the optical path length from the scanning center to the fundus periphery is shorter than the optical path length from the scanning center to the fundus center. Normally, the imaging range in the depth direction when obtaining OCT data is a predetermined distance from the zero delay position, and when the fundus is scanned at a wide angle, there is a possibility that the imaging range in the depth direction will be out of range.
そこで、例えば、眼底中心部と眼底周辺部との間の光路長差を考慮して第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの間の光路長差が設定されると共に、被検眼眼底に対して測定光と参照光の光路長差が調整されることで、眼底中心部のＯＣＴデータを含む第１のＯＣＴデータと、眼底周辺部のＯＣＴデータを含む第２のＯＣＴデータと、が取得可能となる。この場合、例えば、第１の参照光路１１０ａの光路長が、眼底中心部からの測定光の光路長に合わせて設定され、第２の参照光路１１０ｂの光路長が、眼底周辺部からの測定光の光路長に合わせて設定されてもよい。この場合、眼球形状を考慮し、眼底周辺部に対応する参照光路１１０ｂの方が、眼底中心部に対応する参照光路１１０ａよりも光路長が短く設定されてもよい。もちろん、場合によっては、眼底周辺部に対応する参照光路１１０ｂの方が、眼底中心部に対応する参照光路１１０ａよりも光路長が長く設定されてもよい。
Therefore, for example, the optical path length difference between the first reference
例えば、第２のＯＣＴデータに含まれる眼底周辺部のＯＣＴデータは、第１のＯＣＴデータに含まれる眼底中心部のＯＣＴデータが端部にて横断方向及び深度方向の少なくともいずれかに関して連続するＯＣＴデータであってもよい。この場合、例えば、互いのＯＣＴデータの一部が、横断方向及び深度方向の少なくともいずれかに関して重複し、かつ、端部にて連続するＯＣＴデータであってもよい。なお、広角領域でのＯＣＴデータを得る際の第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの間の光路長差は、固定であってもよいし、可変であってもよい。
For example, the OCT data of the peripheral part of the fundus included in the second OCT data is an OCT data in which the OCT data of the central part of the fundus included in the first OCT data is continuous at the end in at least one of the transverse direction and the depth direction. It may be data. In this case, for example, a part of each OCT data may overlap in at least one of the transverse direction and the depth direction, and may be continuous OCT data at the end. The optical path length difference between the first reference
例えば、第１のＯＣＴデータは、少なくとも眼底の黄斑部及び乳頭部を含む第１の眼底領域でのＯＣＴデータを含み、第２のＯＣＴデータは、第１の眼底領域の両端部よりも外側の領域をそれぞれ含んでもよい。また、これに限定されず、第１のＯＣＴデータは、少なくとも眼底の黄斑部を含む第１の眼底領域でのＯＣＴデータを含み、第２のＯＣＴデータは、第１の眼底領域の両端部よりも外側の領域をそれぞれ含んでもよい。 For example, the first OCT data includes OCT data in a first fundus region including at least the macula and the papilla of the fundus, and the second OCT data is outside both ends of the first fundus region. Each may include a region. Also, without being limited to this, the first OCT data includes OCT data in the first fundus region including at least the macula of the fundus, and the second OCT data is obtained from both ends of the first fundus region. may each include an outer region.
例えば、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータは、深度方向における被検眼上のデータ取得領域が異なってもよく、この場合、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの間において、深度方向において被検眼上の取得領域の一部が重複するように、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂの光路長差が設定されてもよい。これによって、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとを合成する際の連結処理をスムーズに行うことができる。
For example, the first OCT data and the second OCT data may have different data acquisition regions on the subject's eye in the depth direction. In this case, between the first OCT data and the second OCT data, The optical path length difference between the first reference
図１７は広角眼底撮影モードにおいて取得されたＯＣＴデータを合成した場合の一例を示す図である。制御部７０は、例えば、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとを合成することによって、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータに基づく広角ＯＣＴデータを取得してもよい。この場合、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとが深度方向に関して連続するように合成されてもよい。
FIG. 17 is a diagram showing an example of synthesizing OCT data acquired in the wide-angle fundus imaging mode. The
この場合、制御部７０は、前述のＦＰＮ信号を用いた合成処理を行ってもよく、眼底の中心部及び周辺部からの測定光の光路長と、ＦＰＮ生成光学系２００を経由した測定光の光路長が一致するように、ＦＰＮ生成光学系２００の光路長が設定されてもよい。
In this case, the
眼底中心部のＯＣＴデータを含む第１のＯＣＴデータと、眼底周辺部のＯＣＴデータを含む第２のＯＣＴデータとを取得できるように、測定光と参照光との光路長差が設定された状態において、各ＯＣＴデータにＦＰＮ信号が含まれるように、ＦＰＮ生成光学系２００が設定されてもよい。
A state in which the optical path length difference between the measurement light and the reference light is set so that the first OCT data including the OCT data of the center of the fundus and the second OCT data including the OCT data of the periphery of the fundus can be acquired. , the FPN generation
なお、合成処理としては、ＦＰＮを用いた処理に限定されず、例えば、制御部７０は、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの間の重複領域を用いたマッチング処理によって、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータの位置関係を規定してデータ合成を行ってもよい。また、制御部７０は、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの間の光路長差を利用して第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータの位置関係を規定してデータ合成を行ってもよい。その際、重複領域がある場合は、感度が高い側の信号を採用しても良いし、ノイズ・アーチファクトが少ない側を採用しても良い。また接続部で急激な変化が生じないように、接続部で各種スムーズ化等の処理がなされても良い。
Note that the synthesis process is not limited to the process using the FPN. The positional relationship between the OCT data and the second OCT data may be defined to synthesize the data. In addition, the
＜１回のＢスキャンでの広角撮影＞
制御部７０は、光スキャナ１５６を制御し、１回のＢスキャンによって、眼底の中心部と周辺部を含む広角領域に測定光を走査して第１のＢスキャンＯＣＴデータと第２のＢスキャンＯＣＴデータを取得するようにしてもよい（図１６参照）。
<Wide-angle shooting with one B-scan>
The
例えば、水平方向に関して始点Ａから終点Ｄとする１回のＢスキャンが行われる場合、始点Ａから点Ｂ付近の眼底領域が走査されると、第２の検出器１２０ｂからの出力信号に基づいて、眼底周辺部（左側）からの反射光と参照光とによるＯＣＴデータが取得される。また、第１の検出器１２０ａからの出力信号に基づいて、眼底周辺部（左側）に近い眼底中心部からの反射光と参照光とによるＯＣＴデータが取得される。
For example, when one B scan is performed from the start point A to the end point D in the horizontal direction, when the fundus region near the point B is scanned from the start point A, based on the output signal from the
次に、点Ｂ付近から点Ｃ付近までの眼底領域が走査されると、第１の検出器１２０ａからの出力信号に基づいて、中心部からの反射光と参照光とによるＯＣＴデータが取得される。さらに、点Ｃ付近から終点Ｄまでの眼底領域が走査されると、第２の検出器１２０ｂからの出力信号に基づいて、周辺部（右側）からの反射光と参照光とによるＯＣＴデータが取得される。また、第１の検出器１２０ａからの出力信号に基づいて、眼底周辺部（右側）に近い眼底中心部からの反射光と参照光とによるＯＣＴデータが取得される。
Next, when the fundus region from the vicinity of point B to the vicinity of point C is scanned, OCT data is acquired by the reflected light from the center and the reference light based on the output signal from the
上記制御によれば、広角領域でのＢスキャンＯＣＴデータをスムーズに取得できる。この場合、取得された第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータを合成することによって、広角ＢスキャンＯＣＴデータが取得されてもよい。 According to the above control, B-scan OCT data in a wide-angle region can be acquired smoothly. In this case, wide-angle B-scan OCT data may be acquired by combining the acquired first and second OCT data.
また、眼底上の複数の広角領域に関してＢスキャンをそれぞれ行うようにしてもよい（例えば、クロススキャン、マルチラインスキャン、ラジアルスキャン等）。なお、これに限定されず、眼底中心部と眼底周辺部を含む広角領域を複数回に分けてＢスキャンを行い、第１のＢスキャンＯＣＴデータと第２のＢスキャンＯＣＴデータを取得するようにしてもよい。 Also, B-scans may be performed for each of a plurality of wide-angle regions on the fundus (for example, cross-scan, multi-line scan, radial scan, etc.). However, the present invention is not limited to this, and a wide-angle region including the central part of the eye fundus and the peripheral part of the eye fundus may be divided into a plurality of B-scans to obtain the first B-scan OCT data and the second B-scan OCT data. may
また、制御部７０は、１回のラスタースキャンによって、各走査ラインにて眼底中心部と眼底周辺部を含む広角領域に測定光を走査して第１の３次元ＯＣＴデータと第２の３次元ＯＣＴデータを取得するようにしてもよい。この場合、ラスタースキャンを構成する複数の走査ラインに関してそれぞれ測定光が走査される。各走査ラインは、それぞれ広角領域に対応する走査範囲を有してもよい。これによって、広角領域での３次元ＯＣＴデータをスムーズに取得できる。この場合、例えば、制御部７０は、ラスタースキャンを構成する各走査ラインに関して複数回測定光を走査し、各走査ラインでの時間的に異なる複数のＯＣＴデータに基づいて広角での３次元モーションコントラストＯＣＴデータ（ＯＣＴアンジオデータ）を取得してもよい。
In addition, the
なお、１回のＢスキャンにおける走査範囲は、図１６に示された正面画像に対する走査範囲に限定されるものではなく、さらに広角の眼底領域を走査する場合においても、本実施例の適用が可能であることはいうまでもない。この場合、２つの参照光路が用いられてもよいし、３つ以上の参照光路が用いられてもよい。 The scanning range in one B-scan is not limited to the scanning range for the front image shown in FIG. It goes without saying that In this case, two reference optical paths may be used, or three or more reference optical paths may be used.
＜光路長調整＞
以下、広角眼底撮影モードにおける光路長調整の一例を以下に示す。本実施例では、例えば、眼底中心部からの測定光の光路長と第１の参照光路１１０ａからの参照光の光路長とが略一致するように、測定光路に配置された光学部材が配置されることによって、測定光の光路長が調整されてもよい。これによって、少なくとも、第１の検出器１１０ａからの出力信号に基づいて得られる第１のＯＣＴデータには、眼底中心部を含むＯＣＴデータが含まれる。
<Optical path length adjustment>
An example of optical path length adjustment in the wide-angle fundus imaging mode will be described below. In this embodiment, for example, the optical members arranged in the measurement optical path are arranged such that the optical path length of the measurement light from the center of the fundus and the optical path length of the reference light from the first reference
眼底中心部のＯＣＴデータが取得されるように、測定光路に配置された光学部材の位置が調整された状態において、例えば、制御部７０は、眼底周辺部からの測定光の光路長と第２の参照光路１１０ｂからの参照光の光路長とが略一致するように、第２の参照光路１１０ｂに配置された光学部材１１２が配置されることによって、第２の参照光路１１０ｂの参照光の光路長が調整されてもよい。これによって、第２の検出器１１０ｂからの出力信号に基づいて得られる第２のＯＣＴデータには、眼底周辺部のＯＣＴデータが含まれる。なお、上記において、測定光の光路長が調整される代わりに、第１の参照光路１１０ａの参照光の光路長が調整されてもよい。
In a state in which the positions of the optical members arranged in the measurement optical path are adjusted so that the OCT data of the central part of the fundus are acquired, for example, the
＜光路長設定に関する第１実施例＞
第１の参照光路１１０ａは、ゼロディレイ位置よりも眼底中心部の脈絡膜が前側に形成された状態で第１のＯＣＴデータが取得されるように光路長が設定されてもよい（図１６参照）。これによれば、例えば、眼底中心部でのＯＣＴデータにおいて感度減衰に伴う脈絡膜像の劣化が軽減されると共に、第１のＯＣＴデータにおいてミラーイメージ（虚像）と実像とが混在するのを軽減できる。
<First embodiment regarding optical path length setting>
The optical path length of the first reference
また、第２の参照光路１１０ｂは、ゼロディレイ位置よりも眼底周辺部の網膜が奥側に形成された状態で第２のＯＣＴデータが取得されるように光路長が設定されてもよい（図１６参照）。これによれば、例えば、眼底周辺部での光量低下に伴う画像の劣化が軽減されると共に、第２のＯＣＴデータにおいてミラーイメージ（虚像）と実像とが混在するのを軽減できる。
Further, the optical path length of the second reference
なお、広角領域でＯＣＴデータを得る場合、周辺に向かうほど光量が低下するという傾向が顕著に表れる。これは、対物光学系の特性上、瞳孔中心が眼底曲率と必ずしも一致しておらず、中心から外れるほど照射する光の方向と、反射・散乱され検出される光の方向とに乖離が生じてしまうためである。例えば、眼底周辺部において最も中心から離れた位置での戻り光量が最も低くなる。このことは、眼底ＯＣＴ像において、表面に垂直に光が照射され検出系の方向と一致している中心近傍では表面反射による飽和部が生じるのに対し、周辺部ではこの現象が見られないことからも明らかである。この結果、眼底周辺部での信号強度は、眼底中心部に比べて低下する傾向にある。更に一般に投光系の光学性能は軸外になるほど収差が発生し低下することが知られており、その影響も鑑みれば最周辺での戻り光量低下は不可避と言うことが出来る。そしてその影響は線形でなく、少なくとも半画角の2乗で寄与するため、系を広角化するに伴い、顕著に現れる。 Note that when obtaining OCT data in a wide-angle region, there is a marked tendency for the amount of light to decrease toward the periphery. Due to the characteristics of the objective optical system, the center of the pupil does not always coincide with the curvature of the fundus, and the further away from the center, the more divergence occurs between the direction of the irradiated light and the direction of the reflected and scattered light. to put away. For example, the amount of returned light is the lowest at a position farthest from the center in the fundus periphery. This is because, in the fundus OCT image, a saturated portion due to surface reflection occurs in the vicinity of the center where the light is irradiated perpendicularly to the surface and coincides with the direction of the detection system, but this phenomenon is not observed in the peripheral portion. It is also clear from As a result, the signal intensity at the peripheral portion of the fundus tends to be lower than that at the central portion of the fundus. Furthermore, it is generally known that the optical performance of a light projecting system degrades as it becomes off-axis. Considering this effect, it can be said that the decrease in the amount of return light at the outermost periphery is unavoidable. And since the influence is not linear and contributes at least by the square of the half angle of view, it becomes more pronounced as the angle of view of the system is widened.
そこで、周辺に向かうほど戻り光量が低下するという傾向と、ゼロディレイ位置に近いほど感度が増大するという深さ方向での感度特性とを考慮し、ゼロディレイ位置よりも眼底周辺部の網膜が奥側に形成された状態で第２のＯＣＴデータが取得されるように光路長が設定されることによって、周辺に向かうほど感度を高くすることができるので、眼底周辺部での光量低下の影響を軽減できる。 Therefore, considering the tendency that the amount of returned light decreases toward the periphery and the sensitivity characteristic in the depth direction that the sensitivity increases closer to the zero delay position, the retina in the peripheral part of the fundus is deeper than the zero delay position. By setting the optical path length so that the second OCT data is acquired in the state formed on the side, the sensitivity can be increased toward the periphery, so the influence of the decrease in the amount of light in the periphery of the fundus can be reduced. can be reduced.
なお、第１のＯＣＴデータに関し、眼底中心部での脈絡膜がゼロディレイ位置よりも前側に形成された状態で取得され、第２のＯＣＴデータに関し、眼底周辺部での網膜がゼロディレイ位置よりも奥側に形成されることによって、第１のＯＣＴデータ及び第２のＯＣＴデータの両方においてミラーイメージと実像との混在を軽減できると共に、広角領域でのＯＣＴデータ全体を良好な信号強度で得ることができる。 Note that the first OCT data is acquired in a state where the choroid at the center of the fundus is formed more anterior than the zero delay position, and the second OCT data is obtained with the retina at the peripheral part of the fundus above the zero delay position. By being formed on the back side, it is possible to reduce the mixture of the mirror image and the real image in both the first OCT data and the second OCT data, and to obtain the entire OCT data in the wide-angle region with good signal intensity. can be done.
＜光路長設定に関する第２実施例＞
なお、上記説明においては、ミラーイメージと実像との混在を軽減するための手法を例示したが、これに、限定されない。図１８は広角眼底撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの他の例を示す図である。例えば、第２のＯＣＴデータを取得する際、ゼロディレイ位置よりも眼底周辺部での脈絡膜が前側に形成され、かつ、ゼロディレイ位置よりも眼底中心部での網膜が奥側に形成されるように光路長が設定されてもよい。この場合、眼底中心部が走査されたときのミラーイメージと眼底周辺部が走査されたときの実像との混在が発生するが、眼底は、比較的に厚みが少ない面状の組織であるので、重複する範囲は小さく、適切に使用領域を切り出すことで眼底診断において使用可能である場合もあり得る。
<Second embodiment regarding optical path length setting>
In addition, in the above description, the method for reducing the mixture of the mirror image and the real image was exemplified, but the present invention is not limited to this. FIG. 18 is a diagram showing another example of OCT data acquired in the wide-angle fundus imaging mode. For example, when acquiring the second OCT data, the choroid is formed on the front side of the fundus periphery from the zero delay position, and the retina is formed on the back side of the zero delay position at the center of the fundus. may be set to the optical path length. In this case, the mirror image when the central part of the fundus is scanned and the real image when the peripheral part of the fundus is scanned are mixed. The overlapping range is small, and it may be possible to use it in fundus diagnosis by appropriately cutting out the use area.
図１９は、図１８にて例示されたＯＣＴデータを合成した場合の一例を示す図である。例えば、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータを合成する際、第２のＯＣＴデータにおける周辺部分のデータと、第１のＯＣＴデータにおける中心部分のデータを合成することによって、ミラーイメージの影響を軽減できる。 FIG. 19 is a diagram showing an example when the OCT data illustrated in FIG. 18 are synthesized. For example, when synthesizing the first OCT data and the second OCT data, the effect of the mirror image is can be reduced.
上記のように第２のＯＣＴデータを取得するのに加えて、例えば、第１のＯＣＴデータを取得する際、ゼロディレイ位置よりも眼底中心部での脈絡膜が前側に形成されるように光路長が設定されてもよい。これによって、各ＯＣＴデータにおいて脈絡膜側が高い感度となるので、脈絡膜における組織変化を広角領域においてより容易に判別できる。 In addition to acquiring the second OCT data as described above, for example, when acquiring the first OCT data, the optical path length may be set. As a result, the sensitivity on the choroid side is high in each OCT data, so tissue changes in the choroid can be more easily determined in a wide-angle region.
＜光路長設定に関する第３実施例＞
例えば、第１のＯＣＴデータを取得する際、ゼロディレイ位置よりも眼底中心部での網膜が奥側に形成されるように光路長が設定され、かつ、ゼロディレイ位置よりも眼底周辺部での脈絡膜が前側に形成されるように光路長が設定されてもよい。この場合、眼底周辺部が走査されたときのミラーイメージと眼底中心部が走査されたときの実像との混在が発生するが、眼底は、比較的に厚みが少ない面状の組織であるので、重複する範囲は小さく、眼底診断において使用可能である場合もあり得る。
<Third embodiment regarding optical path length setting>
For example, when acquiring the first OCT data, the optical path length is set so that the retina at the center of the fundus is formed deeper than the zero-delay position, and the peripheral part of the fundus is formed relative to the zero-delay position. The optical path length may be set so that the choroid is formed on the anterior side. In this case, the mirror image when the peripheral portion of the fundus is scanned and the real image when the central portion of the fundus is scanned are mixed. The overlapping range is small and may be usable in fundus diagnosis.
また、例えば、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータを合成する際、第２のＯＣＴデータにおける周辺部分のデータと、第１のＯＣＴデータにおける中心部分のデータを合成することによって、ミラーイメージの影響を軽減できる。 Further, for example, when synthesizing the first OCT data and the second OCT data, by synthesizing the data of the peripheral portion of the second OCT data and the data of the central portion of the first OCT data, a mirror image can be obtained. can reduce the impact of
上記のように第１のＯＣＴデータを取得するのに加えて、例えば、第２のＯＣＴデータを取得する際、ゼロディレイ位置よりも眼底周辺部での網膜が奥側に形成されるように光路長が設定されてもよい。これによって、各ＯＣＴデータにおいて網膜側が高い感度となるので、網膜における組織変化を広角領域においてより容易に判別できる。 In addition to acquiring the first OCT data as described above, for example, when acquiring the second OCT data, the optical path is set so that the retina at the fundus periphery is formed on the far side of the zero delay position. length may be set. As a result, each OCT data has high sensitivity on the retina side, so tissue changes in the retina can be more easily determined in a wide-angle region.
＜広角撮影での複数の検出器利用＞
図２０は、複数の参照光路及び複数の検出器を用いて眼底中心部と眼底周辺部のＯＣＴデータを得た場合の一例を示す図である。図２１、図２２は、一つの参照光路及び一つの検出器を用いて眼底中心部と眼底周辺部のＯＣＴデータを得た場合の一例を示す図である。なお、図２０～図２２におけるΔＷは、ゼロディレイ位置での感度に対して所定量感度を保って撮影可能な領域を示す。
<Use of multiple detectors for wide-angle imaging>
FIG. 20 is a diagram showing an example of obtaining OCT data of the central part of the fundus and the peripheral part of the fundus using a plurality of reference optical paths and a plurality of detectors. FIG. 21 and FIG. 22 are diagrams showing an example of obtaining OCT data of the central part of the fundus and the peripheral part of the fundus using one reference optical path and one detector. .DELTA.W in FIGS. 20 to 22 indicates an area in which an image can be captured while maintaining a predetermined amount of sensitivity with respect to the sensitivity at the zero delay position.
本実施例において、眼底中心部のＯＣＴデータを得るための参照光路及び検出器と、眼底周辺部でのＯＣＴデータを得るための参照光路及び検出器とを、それぞれ設けることによって、眼底中心部と眼底周辺部のＯＣＴデータを良好な信号強度で同時に得ることができる（図２０参照）
この場合、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方にて第１のＯＣＴデータが取得され、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方にて第２のＯＣＴデータが取得されてもよい。
In this embodiment, by providing a reference optical path and a detector for obtaining OCT data of the central part of the fundus and a reference optical path and a detector for obtaining OCT data of the peripheral part of the fundus, OCT data of the fundus periphery can be obtained simultaneously with good signal intensity (see Fig. 20)
In this case, first OCT data is acquired by one of the
なお、一つの参照光路及び一つの検出器のみで眼底中心部と眼底周辺部のＯＣＴデータを同時に取得しようとする場合、第１の構成として、ゼロディレイ位置よりも前側に眼底中心部が配置される（図２１参照）、又は、第２の構成として、ゼロディレイ位置よりも奥側に眼底周辺部が配置される場合があり得る（図２２参照）。この場合、ゼロディレイ位置から離れるほど感度が減衰するという深さ方向での感度減衰特性と、周辺に向かうほど光量が低下するという光量低下特性の影響を受ける。 In the case where OCT data of the central part of the eye fundus and the peripheral part of the eye fundus are to be obtained simultaneously using only one reference optical path and one detector, the first configuration is to place the central part of the eye fundus in front of the zero delay position. (see FIG. 21), or, as a second configuration, the peripheral part of the fundus may be arranged on the back side of the zero delay position (see FIG. 22). In this case, it is affected by the sensitivity attenuation characteristic in the depth direction, in which the sensitivity is attenuated as the distance from the zero delay position increases, and the light amount decrease characteristic, in which the light amount decreases toward the periphery.
第１の構成の場合、中心付近の網膜及び脈絡膜は比較的コントラストよく見えるが、眼底周辺部の画質は、感度減衰特性と光量低下特性による２重の影響によって大きく低下してしまう。従って、広角に撮影したとしても広角領域で感度が十分でなく、広角化による診断能の向上は限定的と言わざるを得ない。一方、第２の構成の場合、周辺付近の網膜及び脈絡膜は比較的コントラストよく見えるが、眼底疾患において重要な黄斑部及び乳頭部での画質が大きく低下してしまう（図２１参照）。近年、眼疾患による構造変化は網膜よりも先に脈絡膜近傍に現れるという研究が知られており、第２の構成の場合、広角とすることで却って脈絡膜側の診断能を下げることにも繋がる。 In the case of the first configuration, the retina and choroid in the vicinity of the center can be viewed with relatively good contrast, but the image quality in the peripheral portion of the fundus is greatly reduced due to the dual effects of the sensitivity attenuation characteristic and the light intensity reduction characteristic. Therefore, even if an image is taken at a wide angle, the sensitivity is not sufficient in the wide-angle region, and it must be said that the improvement of diagnostic performance by widening the angle is limited. On the other hand, in the case of the second configuration, the retina and choroid in the vicinity of the periphery can be viewed with relatively good contrast, but the image quality in the macula and papilla, which are important in ocular fundus diseases, is greatly reduced (see FIG. 21). In recent years, research is known that structural changes due to eye diseases appear in the vicinity of the choroid earlier than in the retina, and in the case of the second configuration, a wide angle rather reduces the diagnostic ability on the choroid side.
なお、上記構成においては、眼底中心部と眼底周辺部とでそれぞれ検出器を設けるものとしたが、眼底中心部と眼底周辺部で検出器を兼用してもよく、この場合、例えば、複数の参照光路を光スイッチ等により選択的に切換える構成であってもよい。このような構成であっても、眼底中心部と眼底周辺部のＯＣＴデータを良好な信号強度で得ることができる。 In the above configuration, a detector is provided for each of the fundus center and the fundus periphery. A configuration in which the reference optical path is selectively switched by an optical switch or the like may be employed. Even with such a configuration, it is possible to obtain OCT data of the central part of the fundus and the peripheral part of the fundus with good signal strength.
＜前眼部撮影モードとの併用＞
なお、本実施例では、眼底中心部のＯＣＴデータを得るための参照光路及び検出器と、眼底周辺部でのＯＣＴデータを得るための参照光路及び検出器とを、角膜及び水晶体前面及び後面を含む前眼部のＯＣＴデータの取得に用いることによって、眼底の中心部及び周辺部のＯＣＴデータと、角膜及び水晶体前面及び後面を含む前眼部のＯＣＴデータと、を良好な信号強度にて得ることができ、眼球全体のＯＣＴデータを良好な信号強度にて得ることができる。なお、前眼部撮影モードについては、前述しており、特段の説明を省略する。
<Combination with anterior segment imaging mode>
In this embodiment, the reference optical path and detector for obtaining OCT data for the central part of the fundus and the reference optical path and detector for obtaining OCT data for the peripheral part of the fundus are arranged to cover the anterior and posterior surfaces of the cornea and lens. OCT data of the central and peripheral parts of the fundus and OCT data of the anterior segment including the anterior and posterior surfaces of the cornea and lens are obtained with good signal strength It is possible to obtain OCT data of the entire eyeball with good signal strength. Note that the anterior segment imaging mode has been described above, and a special description thereof will be omitted.
なお、角膜と水晶体とでそれぞれ別の検出器を用いることで、同時検出が可能となるが、角膜と水晶体で検出器を兼用してもよく、この場合、例えば、複数の参照光路を光スイッチ等により選択的に切換える構成であってもよい。 Simultaneous detection is possible by using different detectors for the cornea and the lens. It may be configured to selectively switch by, for example.
＜導光光学系の光学配置の切替に係る構成＞
ここで、導光光学系１５０の光学配置の切替に係る構成の例を、図２３Ａ，２３Ｂを参照して説明する。
<Configuration for Switching Optical Arrangement of Light Guide Optical System>
Here, an example of a configuration related to switching of the optical arrangement of the light guiding
図２３Ａ，２３Ｂは、導光光学系１５０に対し、光学配置の切替に係る構成の一例を適用したものである。図２３Ａ，２３Ｂでは、導光光学系１５０における光学配置を、眼底撮影モードと、前眼部撮影モードと、のモード切替に応じて切り替えるために、主に、第１切替部４１０と第２切替部４２０とが、更に、ＯＣＴ装置に設けられている。
FIGS. 23A and 23B apply an example of a configuration relating to switching of the optical arrangement to the light guiding
一例として、図２３Ａ，２３Ｂに示した第１切替部４１０は、ミラー４１１，４１２を含み、ミラー４１１，４１２を移動させることで、対物光学系１５８と光スキャナ１５６との間の光路長を変更する（図２３Ａ⇔図２３Ｂ）。対物光学系１５８と光スキャナ１５６との間の光路長が変更された結果として、対物光学系１５８における焦点と、光スキャナ１５６との相対位置が切り替えられる。
As an example, the
図２３Ａ，２３Ｂに示した第１切替部４１０におけるミラー４１１，４１２は、ステージ４４０上に配置されており、駆動部４３０がステージ４４０を駆動することによって移動され、対物光学系１５８と光スキャナ１５６との間の光路長を変更する。なお、駆動部４３０は、制御部７０によって駆動される。光路長の変更に伴って、相対位置は、第１位置（光スキャナ１５６が対物光学系１５６の焦点と略一致して配置される位置、図２３Ａ参照）と、第２位置対物光学系１５８に関して光スキャナ１５６と前眼部とが共役関係になる位置、図２３Ｂ参照）との２つの間で切替る。
第１位置の場合、光スキャナ１５６を経て、対物光学系１５８を通過した測定光は、物体側にテレセントリックな光またはテレセントリックに近い光（つまり、光軸上における無限遠点に、又は、その近傍に、旋回点を持つ光）として、被検眼Ｅへ照射される。結果、前眼部Ｅａの広範囲において、ＯＣＴデータを取得可能になる。
In the case of the first position, the measurement light that has passed through the
このように、対物光学系１５８における焦点位置と光スキャナ１５６との相対位置が、第１切替部４１０によって切り替えられることで、前眼部と眼底のそれぞれにおいて、ＯＣＴデータを良好に取得できる。但し、このとき、第１切替部４１０は、測定光路と参照光路との光路長差が変化される。図２３Ａ，２３Ｂにおいて、この光路長差の変動の少なくとも一部は、第２切替部４２０によって相殺される。
In this way, the relative position between the focal position in the objective
図２３Ａ，２３Ｂにおいて、第２切替部４２０は、ミラー４２１～４２４を有している。第２切替部４２０は、ミラー４２１～４２４が測定光路上から退避される退避状態と、測定光路上に配置される挿入状態と、に切替えられる。ミラー４２１～４２４のうち、ミラー４２１，４２２は、ステージ４４０上に配置されており、駆動部４３０がステージ４４０を駆動することによって、測定光路に対して挿脱される。ミラー４２１，４２２が測定光路に対して挿入されることにより、ミラー４２１～４２４は迂回光路を形成し、挿入前に対して、カップラー１５３と光スキャナ１５６との間における光路長を増大させる。このようにして、第２切替部４２０によって、光スキャナ１５６とカップラー１５３との間における測定光路の光路長が変更される。
23A and 23B, the
ここでは、第１切替部４１０のミラー４１１，４１４、および、第２切替部４２０のミラー４２１，４２２が、１つのステージ４４０の上に配置されており、各ミラー４１１，４１４，４２１，４２２が一体的に変位することによって、第１切替部４１０と第２切替部４２０とが、連動される。即ち、第１切替部４１０によって光スキャナ１５６と被検眼Ｅとの間の光路が短縮される場合に、第２切替部４２０において、ミラー４２１～４２４による迂回光路が形成され、その結果、光スキャナ１５６からカップラー１５３までの光路は延長される（図２３Ｂ→図２３Ａ）。このとき、測定光路と参照光路の光路長差は、ステージ４４０の駆動の前後で増大される。その結果として、駆動後において参照光学系の調整を省略、或いは、簡略化できる。反対に、第１切替部４１０によって光スキャナ１５６と被検眼Ｅとの間の光路が短縮される場合には、第２切替部４２０において、ミラー４２１，４２２が測定光路から退避されることに伴って、測定光の迂回は解消され、その結果、光スキャナ１５６からカップラー１５３までの光路は短縮される（図２３Ａ→図２３Ｂ）。このとき、測定光路と参照光路の光路調査は、ステージ４４０の駆動の前後で減少される。その結果として、駆動後において参照光学系の調整を省略、或いは、簡略化できる。また、第２切換部４２０は、折り返された２つの光路において、光路長が調整されるので、駆動量が少なく済み、装置のコンパクト化に貢献できる。
Here, the
このようにして、第１切替部４１０による旋回点の位置変更に伴う測定光路における光路長変化（換言すれば、測定光路と参照光路との光路長差の変化）が、第２切替部４２０によって軽減される。
In this way, the change in the optical path length in the measurement optical path (in other words, the change in the optical path length difference between the measurement optical path and the reference optical path) accompanying the change in the position of the turning point by the
なお、図２３Ａ，２３Ｂにおいて、第１切替部４１０におけるミラー４１１，４１２および第２切替部４２０におけるミラー４２１～４２４は、例えば、プリズム等に置き換えられてもよい。
23A and 23B, the
＜光学アタッチメントの着脱＞
図２３Ａ，Ｂに示した導光光学系１５０を持つＯＣＴ装置１は、更に、第１光学アタッチメント５００（図２４参照）または第２光学アタッチメント６００（図２５参照）が着脱可能であってもよい。光学アタッチメント５００，６００は、眼底を撮影するために、ＯＣＴ装置１における被検者側の筐体側面に装着される。いずれの光学アタッチメント５００，６００も、非装着状態の眼底撮影モード（図２３Ｂ参照）である場合に比べて、眼底上における撮影範囲（つまり、測定光の走査範囲）を拡大させるために装着される。
<Detachment of the optical attachment>
The
＜眼底撮影モードで装着される第１光学アタッチメント＞
第１光学アタッチメント５００は、導光光学系１５０が眼底撮影モード（図２３Ｂ参照）である場合に、被検者側の筐体側面に装着されていることで、眼底のＯＣＴデータを、非装着状態（つまり、眼底撮影モード（図２３Ｂ参照））のときに比べて、より広範囲から取得可能となる。
<First optical attachment worn in fundus imaging mode>
When the light guiding
図２４を参照して、第１光学アタッチメント５００を装着したときの光学系について説明する。図２４は、第１光学アタッチメント５００の装着状態における導光光学系１５０を示している。便宜上、図２４では、光スキャナ１５６から被検眼Ｅまでを、図２３Ａ，２３Ｂよりも簡略化して示している。なお、点線１７０は、ＯＣＴ装置１の筐体における、被検者側の側面を示している。本実施例において導光光学系１５０は、筐体に収容されている。筐体側面１７０のうち、少なくとも測定光が通過する領域に、図示無き検査窓が設けられている。検査窓は、対物光学系１５０を経由した測定光を、被検眼へ向けて透過する。検査窓は、対物光学系１５０における最も被検眼側のレンズによって兼用されてもよい。本実施例において、第１光学アタッチメント５００は、検査窓に対して着脱される。ＯＣＴ装置１は、第１光学アタッチメント５００の着脱を検出するセンサ１８０を、検査窓の近傍に有していてもよい。センサ１８０から出力される検出信号は、第１光学アタッチメント５００の着脱状態を示し、制御部７０へ入力される。
The optical system when the first
制御部７０は、第１光学アタッチメント５００の装着信号（装着されたこと、または、装着中であることを示す信号）が入力されることによって、測定光と参照光との光路長差を自動調整する。第１光学アタッチメント５００が装着されると、単純にその分だけ、測定光路におけるカップラー１５３から眼底までの光路長が増大するが、このとき増大する光路長は、例えば、第１切替部４１０，第２切替部４２０（図２３Ａ，Ｂ参照）の駆動によって相殺されてもよい。例えば、第１切替部４１０および第２切替部４２０とのうち、第１切替部４１０のみが、第１光学アタッチメント５００の装着前に対して光路長を短縮化する。その結果、第１光学アタッチメント５００の装着による光路長差の増大が少なくとも一部、相殺されてもよい。勿論、参照光学系における光路長が、第１光学アタッチメント５００の装着前に対して長くなるように調整されてもよい。
The
＜前眼部撮影モードで装着される第２光学アタッチメント＞
第２光学アタッチメント６００は、導光光学系１５０が前眼部撮影モード（図２３Ａ参照）である場合に、被検者側の筐体側面に装着されていることで、眼底のＯＣＴデータを、非装着状態（つまり、眼底撮影モード（図２３Ｂ参照））のときに比べて、より広範囲から取得可能となる。また、詳細は後述するが、図２４で示した第１光学アタッチメント５００を着脱する場合と比較して、第２光学アタッチメント６００を用いた場合の方が、着脱に伴う光路長差の変化を低減させやすくなる。
<Second optical attachment worn in anterior segment imaging mode>
When the light guiding
図２５を参照して、第２光学アタッチメント６００を着脱したときの光学系について説明する。図２５は、第２光学アタッチメント６００の装着状態における導光光学系１５０を示している。
The optical system when attaching and detaching the second
図２５において、導光光学系１５０は、前眼部撮影モード（図２３Ａ参照）と同様に、対物光学系１５８の焦点が光スキャナ１５６と一致して配置される。このため、測定光は、測定光路の光軸Ｌに対してテレセントリックな光束として、対物光学系１５８から被検眼Ｅ側へ出射される。測定光は、検査窓、および、第２光学アタッチメント６００を経由して、被検眼Ｅへ導かれる。第２光学アタッチメント６００は、全体として、正のパワーを持ち、測定光の旋回点Ｐ３を形成する。被検眼Ｅの瞳位置が旋回点Ｐ３と一致されることで、測定光が眼底上で走査されるようになる。このように、第２光学アタッチメント６００は、検査窓においてテレセントリックな光束を所期する角度となるように、光軸Ｌに向けて折り曲げる。
25, the light guiding
ところで、光学アタッチメント装着時における作動距離は、光学アタッチメント内部における測定光の光線高さの最大値が大きいほど、より長く設定できる。ここで、図２４に示した光学系では、対物光学系１５８から出射される測定光は、対物光学系１５８から第１光学アタッチメント５００までの間で、必ず一旦は光軸へ向かうので、所期する光線高さを得ようとすると、第１光学アタッチメント５００における光路長が長くなりやすい。これに対し、図２５に示した光学系では、第２光学アタッチメント６００に対してテレセントリックな光束が入射される。故に、第２光学アタッチメント６００は、所期する光線高さまでより短い光路長で到達させやすい。これにより、第２光学アタッチメント６００をよりコンパクトに形成することができる。また、第２光学アタッチメント６００の着脱（挿脱）に伴う、測定光路における光路長の変化が、比較的、抑制されやすい。結果、第２光学アタッチメント６００の着脱（挿脱）に伴う、ＯＰＬ調整において有利である。詳細には、ＯＰＬ調整のための構成が、簡素化しやすくなる、または、ＯＰＬ調整をより速やかに完了できる、等の有利な点があると考えられる。
By the way, the working distance when the optical attachment is attached can be set longer as the maximum value of the ray height of the measuring light inside the optical attachment increases. Here, in the optical system shown in FIG. 24, the measurement light emitted from the objective
第２光学アタッチメント６００は、第１レンズ６０１、第２レンズ６０２、第３レンズ６０３、第４レンズ６０４を有する。第１レンズ６０１→第２レンズ６０２→第３レンズ６０３→第４レンズ６０４の順に、対物光学系１５８から被検眼Ｅ側へ向かって並べられている。なお、第１レンズ６０１は、本実施例における第１レンズ群に属し、第２レンズ６０２～第４レンズ６０４は、本実施例における第２レンズ群に属する。第１レンズ６０１は、作動距離を確保するために光線高さを増大させる主要なレンズである。第２レンズ６０２は、主に、収差軽減に寄与する。第３レンズ６０３および第４レンズ６０４は、光軸Ｌに向けて測定光を折り曲げる主要なレンズである（換言すれば、第２光学アタッチメント６００において主要な正のパワーを持つレンズである）。
The second
第１レンズ６０１は、負のパワーを持ち、対物光学系１５８から出射された測定光の光線高さを増大させる。また、第１レンズ６０１は、非対称収差、および、像面歪曲の発生を軽減する。詳細には、第１レンズ６０１は、レンズ前面およびレンズ後面が被検眼側に凸なメニスカス形状を有している。このようなメニスカス形状によって、コマ収差、および、非点収差等の光軸Ｌに対して非対称な収差の発生が抑制される。
The first lens 601 has negative power and increases the height of the measurement light emitted from the objective
また、第１レンズ６０１は、凹レンズ６０１ａと、凸レンズ６０１ｂとの２枚の球面レンズが接合されている。レンズ６０１ａ，６０１ｂのうち、凹レンズ６０１ａの方がより屈折率の高い材料で形成されている。これにより、光線高さが良好に増大されやすい。
The first lens 601 is formed by cementing two spherical lenses, a
第２レンズ６０２も、第１レンズ６０１と同様に、レンズ前面およびレンズ後面が被検眼側に凸なメニスカス形状を有する。よって、第２レンズ６０２においても、光軸Ｌに対して非対称な収差の発生が抑制される。また、第２レンズ６０２は、凹レンズ６０２ａと、凸レンズ６０２ｂとが接合されている。レンズ６０２ａ，６０２ｂのうち、凸レンズ６０２ｂの方がより屈折率の高い材料で形成されている。つまり、接合レンズを形成する凸レンズと凹レンズとのうち、屈折率の高い材料で形成された一方が、第１レンズ６０１と第２レンズ６０２との間で互いに異なっている。これにより、第１レンズ６０１によって生じる像面湾曲の少なくとも一部が、第２レンズ６０２によって相殺され、結果として、第２光学アタッチメント６００で発生する像面歪曲が、抑制される。
Similarly to the first lens 601, the second lens 602 also has a meniscus shape in which the lens front surface and the lens rear surface are convex toward the subject's eye. Therefore, in the second lens 602 as well, the occurrence of aberrations asymmetric with respect to the optical axis L is suppressed. The second lens 602 is formed by cementing a
また、本実施例において、第１レンズ６０１および第２レンズ６０２の収差抑制効果は、色収差よりも像面湾曲の方が大きな重み付けがされている。この場合、２つの接合レンズが満たすべき条件は、次の式によって示される。 Further, in this embodiment, the aberration suppressing effect of the first lens 601 and the second lens 602 is weighted more heavily for curvature of field than for chromatic aberration. In this case, the conditions to be satisfied by the two cemented lenses are expressed by the following equations.
なお、本実施例において、Ｎは、レンズの屈折率であり、ｆは、レンズの焦点距離である。添え字の１ｐは、凸レンズ６０１ａ、１ｎは、凹レンズ６０１ｂ、２ｐは、凸レンズ６０２ａ、２ｎは、凹レンズ６０２ｂについての値であることをそれぞれ示している。
In this embodiment, N is the refractive index of the lens and f is the focal length of the lens. The subscript 1p indicates values for the
また、第２光学アタッチメント６００の装着状態での旋回点Ｐ３近傍での測定光の走査範囲を示す立体角Ωａは、非装着状態の眼底撮影モード（図２３Ｂ参照）における旋回点Ｐ１近傍での測定光の走査範囲を示す立体角Ωｂの２倍よりも大きい（より好ましくは３倍以上）であることが好ましい。
Further, the solid angle Ωa indicating the scanning range of the measurement light near the pivot point P3 when the second
図２４に示す光学アタッチメント５００は、前眼部撮影モードにおいて装置に装着され、これにより、眼底における測定光の走査範囲を広角化する。
The
光学アタッチメント５００が装着されると、カップラー１５３から眼底までの光路長が増大される。このとき、増大する光路長は、第１切替部４１０，第２切替部４２０によって相殺されてもよい。例えば、第１切替部４１０および第２切替部４２０とのうち、第１切替部４１０のみが、光学アタッチメント５００の装着前に対して光路長を短縮化し、これにより、光学アタッチメント５００の装着による光路長差の増大が少なくとも一部、相殺されてもよい。
When the
図２４では、第１切替部４１０，第２切替部４２０が、共通の駆動部４３０によって一体的に駆動されるが、第１切替部４１０と、第２切替部４２０と、独立に駆動可能である場合（換言すれば、第１切替部４１０，第２切替部４２０のそれぞれに、駆動部がある場合）、第２切替部４２０のみを駆動して、光学アタッチメント５００が装着されるときの光路長差の増大が、抑制されてもよい。つまり、第２切替部４２０は、光路長差を、一定量、離散的に変更する。この変更量と、アタッチメント装着時に増大する光路長差の変化量と、が一致されていてもよい。
In FIG. 24, the
ＯＣＴ装置１は、センサ１８０によって、第２光学アタッチメント６００の着脱が検出されてもよい。本実施例のように、複数の光学アタッチメント（詳細には、光学アタッチメント５００，６００）が装着される場合、センサ１８０は、装着される光学アタッチメントの種別を更に検出してもよい。
The
制御部７０は、第２光学アタッチメント６００の装着信号（装着されたこと、または、装着中であることを示す信号）が入力されることによって、測定光と参照光との光路長差を自動調整する。第２光学アタッチメント５００が装着されると、第２光学アタッチメント６００の光路長だけでなく、前眼部から眼底までの光路長分だけ、測定光の光路長が増大される。このとき増大する光路長は、例えば、第１切替部４１０，第２切替部４２０（図２３Ａ，Ｂ参照）の駆動によって相殺されてもよい。勿論、参照光学系における光路長が、第２光学アタッチメント６００の装着前に対して長くなるように調整されてもよい。
The
なお、センサ１８０が、検査窓に対して装着される光学アタッチメントの装着状態に加え、種別までも検出する場合において、制御部７０は、光学アタッチメントの種別に応じて光路長の調整量を異ならせてもよい。
When the
なお、上記説明においては、ＳＳ－ＯＣＴを例としたが、これに限定されず、ＳＤ－ＯＣＴにおいて本実施例が適用されてもよい。この場合、複数の検出器として、複数のスペクトロメータが用いられてもよい。 In the above description, SS-OCT is taken as an example, but the present embodiment may be applied to SD-OCT without being limited to this. In this case, multiple spectrometers may be used as multiple detectors.
なお、上記説明においては、被検眼を撮影するためのＯＣＴ装置を例としたが、これに限定されず、被検物のＯＣＴデータを撮影するためのＯＣＴ装置において、本実施形態が適用されてもよい。また、被検物は、例えば、眼（前眼部、眼底等）、皮膚など生体のほか、生体以外の材料であってもよい。 In the above description, an OCT apparatus for imaging an eye to be inspected is taken as an example, but the invention is not limited to this, and the present embodiment is applied to an OCT apparatus for imaging OCT data of a subject. good too. In addition, the test object may be, for example, an eye (anterior ocular segment, ocular fundus, etc.), a living body such as skin, or a material other than a living body.
なお、上記説明においては、ＳＳ－ＯＣＴを例としたが、これに限定されず、ＳＤ－ＯＣＴにおいて本実施例が適用されてもよい。この場合、複数の検出器として、複数のスペクトロメータが用いられてもよい。 In the above description, SS-OCT is taken as an example, but the present embodiment may be applied to SD-OCT without being limited to this. In this case, multiple spectrometers may be used as multiple detectors.
なお、上記説明においては、被検眼を撮影するためのＯＣＴ装置を例としたが、これに限定されず、被検物のＯＣＴデータを撮影するためのＯＣＴ装置において、本実施形態が適用されてもよい。また、被検物は、例えば、眼（前眼部、眼底等）、皮膚など生体のほか、生体以外の材料であってもよい。 In the above description, an OCT apparatus for imaging an eye to be inspected is taken as an example, but the invention is not limited to this, and the present embodiment is applied to an OCT apparatus for imaging OCT data of a subject. good too. In addition, the test object may be, for example, an eye (anterior ocular segment, ocular fundus, etc.), a living body such as skin, or a material other than a living body.
７０ 制御部
１００ 干渉光学系
１０２ 光源
１０４ カップラ
１３０ カップラ
１５０ 導光光学系
１５６ 光スキャナ
１５８ 対物光学系
６００ 光学アタッチメント
70
Claims (2)
前記測定光路上に配置され、前記光分割器からの前記測定光を偏向し前記被検眼の組織上で走査する光スキャナと、
前記測定光路上において前記光スキャナと前記被検眼との間に配置され、前記光スキャナを経由した前記測定光を前記測定光路の光軸と交差させることなく第１の集光面まで導き、前記第１の集光面上で前記測定光を集光させる対物光学系と、
前記ＯＣＴ光学系の少なくとも一部、前記光スキャナ、および、前記対物光学系を収容する筐体と、
前記筐体の被検眼側の側面に設けられており、前記対物光学系を経由した前記測定光が通過する検査窓と、
前記検査窓への着脱によって前記測定光路に対する挿脱が行なわれる光学アタッチメントと、
を備え、
前記光学アタッチメントは、負のパワーを持ち被検眼側に凸なメニスカスレンズであって前記光軸に対して非対称な収差を抑制するためのメニスカスレンズと、前記メニスカスレンズを介して前記光軸に対する光線高さが最も高い位置まで測定光を前記光軸側に折り曲げるレンズと、を含み、
前記光学アタッチメントは、前記測定光路へ挿入されることによって、前記対物光学系を経た測定光を前記光軸側へ折り曲げ、前記対物光学系および前記光学アタッチメントに関して前記光スキャナと共役な位置に、前記測定光の旋回点を形成すると共に、前記旋回点を通過した測定光を第２の集光面上に集光させる、ＯＣＴ装置。 A spectral interference signal of measurement light guided to an eye to be examined via the measurement optical path and reference light from the reference optical path, having an optical splitter for splitting light from an OCT light source into a measurement optical path and a reference optical path. an OCT optical system that detects
an optical scanner arranged on the measurement optical path to deflect the measurement light from the light splitter and scan the tissue of the eye to be inspected;
arranged on the measurement optical path between the optical scanner and the eye to be examined, and guides the measurement light that has passed through the optical scanner to a first light condensing surface without intersecting the optical axis of the measurement optical path; an objective optical system for condensing the measurement light on a first condensing surface;
a housing that houses at least part of the OCT optical system, the optical scanner, and the objective optical system;
an inspection window provided on a side surface of the housing on the side of the subject's eye, through which the measurement light passes through the objective optical system;
an optical attachment that is inserted into and removed from the measurement optical path by attaching to and detaching from the inspection window ;
with
The optical attachment includes a meniscus lens that has a negative power and is convex toward the eye to be inspected for suppressing aberrations that are asymmetric with respect to the optical axis; a lens that bends the measurement light to the optical axis side to the highest position,
The optical attachment bends measurement light that has passed through the objective optical system toward the optical axis by being inserted into the measurement optical path, and is positioned conjugate with the optical scanner with respect to the objective optical system and the optical attachment. An OCT apparatus that forms a turning point for measurement light and condenses the measurement light that has passed through the turning point onto a second condensing surface.
前記光学アタッチメントは、負のパワーを持ち被検眼側に凸なメニスカスレンズであって前記光軸に対して非対称な収差を抑制するためのメニスカスレンズと、前記メニスカスレンズを介して前記光軸に対する光線高さが最も高い位置まで測定光を前記光軸側に折り曲げるレンズと、を含み、
前記検査窓に装着されることによって、前記対物光学系を経た測定光を前記光軸側へ折り曲げ、前記対物光学系および前記光学アタッチメントに関して前記光スキャナと共役な位置に、前記測定光の旋回点を形成すると共に、前記旋回点を通過した測定光を第２の集光面上に集光させる、光学アタッチメント。 A spectral interference signal of measurement light guided to an eye to be examined via the measurement optical path and reference light from the reference optical path, having an optical splitter for splitting light from an OCT light source into a measurement optical path and a reference optical path. an optical scanner that deflects the measurement light and scans it on the tissue of the eye to be examined; and the measurement light that is arranged between the optical scanner and the eye to be examined and passes through the optical scanner. and an objective optical system that guides to a first light collecting surface without intersecting the optical axis of the measurement optical path, and collects the measurement light on the first light collecting surface. An optical attachment to be attached to and detached from an inspection window,
The optical attachment includes a meniscus lens that has a negative power and is convex toward the eye to be inspected for suppressing aberrations that are asymmetric with respect to the optical axis; a lens that bends the measurement light to the optical axis side to the highest position,
By being attached to the inspection window, the measurement light that has passed through the objective optical system is bent toward the optical axis, and a turning point of the measurement light is formed at a position conjugate with the optical scanner with respect to the objective optical system and the optical attachment. and converges measurement light passing through the pivot point onto a second converging surface.
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