(57)【要約】【課題】  本発明は、時間変化による眼と装置のアライメントの変化生じても、各分光画像間の同一部位の位置ずれを解消できるようにすることを目的とする。【解決手段】  本発明における分光眼底画像データ測定装置は、被検眼Ｅの眼底Ｆを照明する照明光学系１０と、照明された眼底Ｆからの反射光束を受光して、撮像部４の受光面に眼底像を形成する受光光学系２０と、受光面からの信号に基づき異なる時間に取得した複数の眼底画像原データ同士を比較照合して画像の位置補正を行ない、位置補正された一連の眼底画像データを生成するデータ測定部７とを備える。また、好ましい態様によれば、データ測定部７は、閾値以下の変化量分異なる分光眼底画像原データ同士を比較照合して画像の位置補正を行い、所定の波長範囲における一連の分光眼底画像データを生成する。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検眼の眼底を照明する照明光学系と；
前記照明された眼底からの反射光束を受光して、撮像部の受光面に眼底像を形成する受光光学系と；
前記受光面からの信号に基づき異なる時間に取得した複数の眼底画像原データ同士を比較照合して画像の位置補正を行ない、前記位置補正された一連の眼底画像データを生成するデータ測定部とを備える；
分光眼底画像データ測定装置。
【請求項２】
前記画像の位置補正は、前記複数の分光眼底画像原データ同士で、特徴点を選択して相関処理及びアフィン変換又はヘルマート変換を用いて位置合わせを行う；
請求項１に記載の分光眼底画像データ測定装置。
【請求項３】
前記照明光学系は、所定の波長範囲の光束を発光する照明用光源を有し；
前記照明光学系又は前記受光光学系のいずれかに配置され、前記所定の波長範囲で透過光束の波長を選択可能である波長可変フィルタを備え；
前記データ測定部は、前記複数の眼底画像原データを、前記波長可変フィルタの透過光束の波長を変化させることにより取得する；
請求項１又は請求項２に記載の分光眼底画像データ測定装置。
【請求項４】
前記照明光学系又は前記受光光学系のいずれかに配置され、前記照明用光源の発光光度の波長特性及び前記波長可変フィルタの透過波長特性を補正し、前記受光面での受光光度を所定の範囲に収めるような波長特性を有する分光特性補正フィルタを備える；
請求項３に記載の分光眼底画像データ測定装置。
【請求項５】
前記波長可変フィルタにおける選択される波長の変化量を、閾値以下に設定可能であり；
前記データ測定部は、波長が前記閾値以下の変化量分異なる前記眼底画像原データ同士を比較照合しながら前記画像の位置補正を行う；
請求項３又は請求項４に記載の分光眼底画像データ測定装置。
【請求項６】
前記所定の波長範囲が５４０〜６１０ｎｍであり、前記閾値以下の変化量が１０ｎｍである；
請求項５に記載の分光眼底画像データ測定装置。
【請求項７】
前記波長可変フィルタが液晶波長可変フィルタである；
請求項３乃至請求項６のいずれか１項に記載の分光眼底画像データ測定装置。
【請求項８】
前記データ測定部は、短波長側では血管部分を、長波長側では、脈絡膜血管部分を前記特徴点として選択し、前記画像の位置補正を行う；
請求項２乃至請求項７のいずれか１項に記載の分光眼底画像データ測定装置。
【請求項９】
前記データ測定部は、動脈、静脈の受光光度と光学濃度（本請求の範囲において以下ＯＤという。）の算出が可能である；
請求項３乃至請求項８のいずれか１項に記載の分光眼底画像データ測定装置。
【請求項１０】
前記データ測定部は、前記動脈、静脈の強度を算出した部位の血管の径により補正を行い、網膜上の各位置でのＯＤを算出し、動脈、静脈のＯＤの分光分布を基に各位置でのＯＤの因子分析を行い、酸化ヘモグロビンの各位置での割合を算出し、
前記酸化ヘモグロビンの割合をマップ化する；
請求項９に記載の分光眼底画像データ測定装置。
【請求項１１】
所定の波長範囲の光束を発光する照明用光源からの光束により動物の被検眼の眼底を照明する工程と；
眼底からの反射光束を受光して、撮像部の受光面に動物の眼底像を形成する工程と；
前記所定の波長範囲で透過光束の波長を選択可能な液晶波長可変フィルタを照明光学系又は受光光学系のいずれかに配置し、前記液晶波長可変フィルタの透過光束の波長を変化させて、前記受光面からの信号に基づき分光眼底画像原データを取得する工程と；
データ測定部において、波長が閾値以下の変化量分異なる分光眼底画像原データ同士を比較照合して画像の位置補正を行い、前記所定の波長範囲における一連の分光眼底画像データを生成する工程とを備える；
分光眼底画像データ測定方法。
【請求項１２】
前記画像の位置補正を行なうに際し、分光眼底画像原データのうち波長が最も低い原データを基準画像に、波長が２番目に低い原データを補正前画像として位置補正を行ない、次に、補正された補正前画像を新たな基準画像に、波長が３番目に低い原データを補正前画像として位置補正を行ない、以下、波長の低い方から波長の高い方へと順次位置補正を行なう；
又は、分光眼底画像原データのうち波長が最も高い原データを基準画像に、波長が２番目に高い原データを補正前画像として位置補正を行ない、次に、補正された補正前画像を新たな基準画像に、波長が３番目に高い原データを補正前画像として位置補正を行ない、以下、波長の高い方から波長の低い方へと順次位置補正を行なう；
請求項１１に記載の分光眼底画像データ測定方法。
【請求項１３】
前記所定の波長範囲を５４０〜６１０ｎｍ、前記液晶波長可変フィルタにおける選択される波長の変化量を１０ｎｍとして、前記分光眼底画像原データ画像を取得し、
前記画像の位置補正は、前記波長が閾値以下の変化量分異なる分光眼底画像原データ同士で、特徴点を選択して相関処理及びアフィン変換又はヘルマート変換を用いて位置合わせを行い、
前記特徴点として、動脈、静脈を選択し、前記動脈、静脈の受光強度とＯＤを算出し、
前記動脈、静脈の強度を算出した部位の血管の径により補正を行い、網膜上の各位置でのＯＤを算出し、
動脈、静脈のＯＤの分光分布を基に前記網膜上の各位置でのＯＤの因子分析を行い、酸化ヘモグロビンの前記網膜上の各位置での割合を算出し、
前記分光眼底画像における酸化ヘモグロビンの割合をマップ化する；
請求項１１又は請求項１２に記載の分光眼底画像データ測定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、分光眼底画像データ測定装置及び測定方法に関する。特に、所定の波長範囲で分光特性を均一化する分光眼底画像データ測定装置及び測定方法に関する。また、所定の波長範囲にわたり、取得時間の異なる多数の画像データ間の整合を高精度に行なう分光眼底画像データ測定装置及び測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
眼の診断において眼底観察の重要性は疑うまでもない。現在、眼底カメラのカラー眼底像、蛍光造影像などにより眼底を診断して異常所見が見つけ出されている。眼底での酸素飽和度や、網膜内に分布する物質の成分を画像解析で定量的に測定できれば、網膜細部の機能が分かる可能性があり、臨床的にも大いに役立つと考えられている。また、分光分析により、網膜内の物質の分光分布が分かれば、分光画像から網膜内の成分分析ができる可能性がある。
【０００３】
しかしながら、これまで行われてきた多くの研究は本格的な分光画像計測とは言えない。本格的な画像計測とは、（ａ）高画質の画像を得ることが可能、（ｂ）分光画像を広い波長帯にわたって高波長解析度で計測可能、という要件を満たしていることが必要と考える。このような画像計測法のことをハイパースペクトラルイメージング（Ｈｙｐｅｒｓｐｅｃｔｒａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ）と呼ぶことがある。液晶波長可変フィルタの登場により、比較的容易に分光画像の取得が行えるようになった。波長の異なる多数の分光画像を用いることにより、物質の分光特性を詳細に検討することができ、また、種々の既知の分光分布を持つ成分の抽出を行うこともできる。
【０００４】
生体の本格的な測定は今後の課題であるが、本技術が人眼の測定に対応できることを確認するための測定として、これまで、動物をモデルにして、２波長から４波長程度で先行研究が行われている。（例えば非特許文献１参照）
また、人眼に応用できる眼底の分光画像を取得する装置として、回折格子を使用して分光し、眼底をスキャンして分光画像を取得することが検討されている。（例えば特許文献１参照）
【０００５】
【特許文献１】特表２００２−５０７４４５号公報（段落００１９〜００５３、図１〜図９）
【非特許文献１】“Ｈｙｐｅｒｓｐｅｃｔｒａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｆｏｒ  Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ  ｏｆ  Ｏｘｙｇｅｎ  Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ  ｉｎ  ｔｈｅ  Ｏｐｔｉｃ  Ｎｅｒｖｅ  Ｈｅａｄ  “，  Ｂａｈｒａｍ  Ｋｈｏｏｂｅｈｉ，  Ｊａｍｅｓ  Ｍ．  Ｂｅａｃｈ，  ａｎｄ  Ｈｉｒｏｙｕｋｉ  Ｋａｗａｎｏ１，  Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｖｅ  Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ  ａｎｄ  Ｖｉｓｕａｌ  Ｓｃｉｅｎｃｅ，  Ｖｏｌ．４５，  Ｎｏ．５，  ｐ１４６４−１４７２，  Ｍａｙ  ２００４，
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
ハイパースペクトラルイメージングは、注目のテクノロジーであり、眼底の分光画像の取得も行えるようになっているが、取得される波長毎の分光画像の光量変化が激しく、正確な解析を行うことが困難であった。また、人に負担なく適用できる光量でのハイパースペクトラル分光がこれまで実現されておらず、それが可能な装置は未だ実現されていない。
【０００７】
主な分光用のデバイスとしては、回折格子、プリズム、エタロン、フィルタなどが挙げられる。従来、可変波長の分光測定では回折格子、プリズムを使用することが多かったが、最近、液晶波長可変フィルタが登場して、分光画像が任意の波長でとれるようになり、容易に分光画像計測が可能になった。液晶波長可変フィルタは、基本的には平行平面板であるため、光学系に組み込むことが簡単で、しかも光学性能を維持しやすい。このため、顕微鏡を使用した分光画像取得などで利用されることも多く、また、分光画像を取得して、それを合成して自然画像を作成する研究などでも使われている。
【０００８】
しかしながら、液晶波長可変フィルタの波長可変時間、カメラの露光時間などの制約により、波長範囲５１０ｎｍから７２０ｎｍまで１０ｎｍ毎に撮影するには、約２０秒の時間がかかる。この間、眼と装置のアライメントが変化するため、各分光画像間には撮像された同一部位に位置ずれが生じるという問題があった。
【０００９】
本発明は、時間変化による眼と装置のアライメントの変化が生じても、各分光画像間の同一部位の位置ずれを解消できる分光眼底画像データ測定装置及び測定方法を提供することを目的とする。
【００１０】
さらに、本発明は、画像相関を使ったプログラムによりほぼ全自動で画像位置の補正ができ、分光画像間の比較や網膜上の特徴点の分光特性の表示を自動化できる分光眼底画像データ測定装置及び測定方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記課題を解決するために、請求項１に記載の分光眼底画像データ測定装置１は、例えば図１に示すように、被検眼Ｅの眼底Ｆを照明する照明光学系１０と、照明された眼底Ｆからの反射光束を受光して、撮像部４の受光面に眼底像を形成する受光光学系２０と、受光面からの信号に基づき異なる時間に取得した複数の眼底画像原データ同士を比較照合して画像の位置補正を行ない、位置補正された一連の眼底画像データを生成するデータ測定部７とを備える。
【００１２】
ここにおいて、受光面はＣＣＤが望ましいが、ＣＭＯＳでも良い。このように構成すると、時間変化による眼と装置のアライメントの変化を補正して、各分光画像間の同一部位の位置ずれを解消できる。
【００１３】
また、請求項２に記載の発明は、例えば図１３に示すように、請求項１に記載の分光眼底画像データ測定装置１において、画像の位置補正は、複数の分光眼底画像原データ同士で、特徴点を選択して相関処理及びアフィン変換又はヘルマート変換を用いて位置合わせを行う。
ここにおいて特徴点は線状の場合もある。このように構成すると、時間変化による眼と装置のアライメントの変化の補正を高精度にできる。また、画像相関を使ったプログラムによりほぼ全自動で補正が可能になる。
【００１４】
また、請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２に記載の分光眼底画像データ測定装置１において、例えば図１に示すように、照明光学系１０は、所定の波長範囲の光束を発光する照明用光源１１を有し、照明光学系１０又は受光光学系２０のいずれかに配置され、所定の波長範囲で透過光束の波長を選択可能である波長可変フィルタ３２を備え、データ測定部７は、複数の眼底画像原データを、波長可変フィルタ３２の透過光束の波長を変化させることにより取得する。
このように構成すると、時間変化による眼と装置のアライメントの変化を補正して、各分光画像間の同一部位の位置ずれを解消できる。また、波長可変フィルタを使用することにより、分光画像を任意の波長で取得でき、眼底画像についても分光画像計測が可能になる。また、分光特性補正フィルタを採用することにより、被検者の眼にやさしいとともに、受光光度の周波数による変動を補正して、良好な分光特性をえることができる。
【００１５】
また、請求項４に記載の発明は、請求項３に記載の分光眼底画像データ測定装置１において、例えば図１に示すように、照明光学系１０又は受光光学系２０のいずれかに配置され、照明用光源１１の発光光度の波長特性及び波長可変フィルタ３２の透過波長特性を補正し、受光面での受光光度を所定の範囲に収めるような波長特性を有する分光特性補正フィルタ１３を備える。
このように構成すると、分光特性補正フィルタを照明光学系に配置することにより、比較的均一かつ少ない光量の光で被検眼を照明でき、被検者の眼にやさしい測定ができる。また、波長可変フィルタを受光光学系に配置することにより、眼に入る光の色変化と光量の変化を少なくできる。
【００１６】
また、請求項５に記載の発明は、請求項３又は請求項４に記載の分光眼底画像データ測定装置１において、波長可変フィルタ３２における選択される波長の変化量を、閾値以下に設定可能であり、データ測定部７は、波長が閾値以下の変化量分異なる眼底画像原データ同士を比較照合しながら画像の位置補正を行う。
このように構成すると、波長変化量が小さい場合には光眼底画像原データの光度の変化が少なく、２つの眼底画像原データ同士の同一部分の対応を付けやすいので、位置補正を容易に行なうことができる。したがって、波長変化量を上記のように制限することにより、位置補正が容易かつ、高精度で可能になり、多数の画像に順次適用していくことにより、画像位置が高精度に一致する一連の眼底画像データを取得できる。
【００１７】
また、請求項６に記載の発明は、請求項５に記載の分光眼底画像データ測定装置１において、所定の波長範囲が５４０〜６１０ｎｍであり、閾値以下の変化量が１０ｎｍである。
このように構成すると、網膜内物質の分光分析に有用なデータを提供できる。
【００１８】
また、請求項７に記載の発明は、請求項３乃至請求項６のいずれか１項に記載の分光眼底画像データ測定装置１において、波長可変フィルタ３２が液晶波長可変フィルタである。
このように構成すると、液晶波長可変フィルタを用いて可視光領域で任意の波長を容易に選択できる。
【００１９】
また、請求項８に記載の発明は、請求項２乃至請求項７のいずれか１項に記載の分光眼底画像データ測定装置１において、データ測定部７は、短波長側では血管部分を、長波長側では、脈絡膜血管部分を前記特徴点として選択し、前記画像の位置補正を行う。
このように構成すると、位置補正の基準となる特徴点を比較的容易に判別でき、高精度の位置補正が可能になる。
【００２０】
また、請求項９に記載の発明は、請求項３乃至請求項８のいずれか１項に記載の分光眼底画像データ測定装置１において、データ測定部７は、動脈、静脈の受光光度と光学濃度（Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｄｅｎｓｉｔｙ  本明細書において以下ＯＤともいう。）の算出が可能である。
このように構成すると、ＯＤデータを介して、網膜内物質の分光分析に有用なデータを提供できる。
【００２１】
また、請求項１０に記載の発明は、請求項９に記載の分光眼底画像データ測定装置１において、データ測定部７は、前記動脈、静脈の強度を算出した部位の血管の径により補正を行い、網膜上の各位置でのＯＤ算出し、動脈、静脈のＯＤの分光分布を基に各位置でのＯＤの因子分析を行い、酸化ヘモグロビンの各位置での割合を算出し、酸化ヘモグロビンの割合をマップ化する。
このように構成すると、酸素飽和度の解析の自動化が可能になる。
【００２２】
上記課題を解決するために、請求項１１に記載の分光眼底画像データ測定方法は、例えば図１０に示すように、所定の波長範囲の光束を発光する照明用光源１１からの光束により動物の被検眼Ｅの眼底Ｆを照明する工程（Ｓ００１）と、眼底Ｆからの反射光束を受光して、撮像部４の受光面に動物の眼底像を形成する工程（Ｓ００２）と、所定の波長範囲で透過光束の波長を選択可能な液晶波長可変フィルタ３２を照明光学系１０又は受光光学系２０のいずれかに配置し、液晶波長可変フィルタ３２の透過光束の波長を変化させて、受光面からの信号に基づき分光眼底画像原データを取得する工程（Ｓ００３）と、データ測定部７において、波長が閾値以下の変化量分異なる分光眼底画像原データ同士を比較照合して画像の位置補正を行い、所定の波長範囲における一連の分光眼底画像データを生成する工程（Ｓ００４）とを備える。
【００２３】
このように構成すると、時間変化による眼と装置のアライメントの変化を補正して、各分光画像間の同一部位の位置ずれを解消できる。また、液晶波長可変フィルタを使用することにより、分光画像を任意の波長で取得でき、眼底画像についても分光画像計測が可能になる。また、分光特性補正フィルタを採用することにより、被検者の眼にやさしいとともに、受光光度の周波数による変動を補正して、良好な分光特性をえることができる。
【００２４】
また、請求項１２に記載の発明は、請求項１１に記載の分光眼底画像データ測定方法において、画像の位置補正を行なうに際し、分光眼底画像原データのうち波長が最も低い原データを基準画像に、波長が２番目に低い原データを補正前画像として位置補正を行ない、次に、補正された補正前画像を新たな基準画像に、波長が３番目に低い原データを補正前画像として位置補正を行ない、以下、波長の低い方から波長の高い方へと順次位置補正を行なう、又は、分光眼底画像原データのうち波長が最も高い原データを基準画像に、波長が２番目に高い原データを補正前画像として位置補正を行ない、次に、補正された補正前画像を新たな基準画像に、波長が３番目に高い原データを補正前画像として位置補正を行ない、以下、波長の高い方から波長の低い方へと順次位置補正を行なう。
【００２５】
ここにおいて、測定波長域の中央値付近の画像を基準にして、波長が次に高い原データを補正前画像として位置補正を行ない、次に、補正された補正前画像を新たな基準画像にして、波長がその次に高い原データを補正前画像として位置補正を行ない、以下、波長の低い方から波長の高い方へと順次位置補正を行ない、最大波長まで行った後に、再び測定波長域の中央値付近の画像を基準にして、波長が次に低い原データを補正前画像として位置補正を行ない、次に、補正された補正前画像を新たな基準画像にして、波長がその次に低い原データを補正前画像として位置補正を行ない、以下、波長の高い方から波長の低い方へと順次位置補正を行なう場合については、２つの波長範囲に分けて上記方法を実施することになる。また、先に中央値付近の波長から波長の高い方へと順次位置補正を行ない、後に中央値付近の波長から波長の高い方へと順次位置補正を行なう場合も同様である。
このように構成すると、波長変化量が小さい場合には光眼底画像原データの光度の変化が少なく、２つの眼底画像原データ同士の同一部分の対応を付けやすいので、位置補正を容易に行なうことができる。したがって、波長変化量を小さくして、順次位置補正を行なうことにより、画像位置が高精度に一致する一連の眼底画像データを取得できる。
【００２６】
また、請求項１３に記載の発明は、請求項１１又は請求項１２に記載の分光眼底画像データ測定方法において、例えば図１８に示すように、所定の波長範囲を５４０〜６１０ｎｍ、液晶波長可変フィルタ３２における選択される波長の変化量を１０ｎｍとして、分光眼底画像原データ画像を取得し（Ｓ５０２）、画像の位置補正は、波長が閾値以下の変化量分異なる分光眼底画像原データ同士で、特徴点を選択して相関処理及びアフィン変換又はヘルマート変換を用いて位置合わせを行い（Ｓ５０３）、特徴点として、動脈、静脈を選択し、動脈、静脈の受光強度とＯＤを算出し（Ｓ５０５）、動脈、静脈の強度を算出した部位の血管の径により補正を行い（Ｓ５０６）、網膜上の各位置でのＯＤを算出し（Ｓ５０７）、動脈、静脈のＯＤの分光分布を基に網膜上の各位置でのＯＤの因子分析を行い（Ｓ５０８）、酸化ヘモグロビンの網膜上の各位置での割合を算出し、分光眼底画像における酸化ヘモグロビンの割合をマップ化する（Ｓ５０９）。
このように構成すると、網膜内物質の分光分析に有用なデータを提供でき、酸素飽和度の解析の自動化が可能になる。
【発明の効果】
【００２７】
本発明によれば、時間変化による眼と装置のアライメントの変化を補正して、各分光画像間の同一部位の位置ずれを解消できる分光眼底画像データ測定装置及び測定方法を提供できる。
【００２８】
さらに、本発明によれば、画像相関を使ったプログラムによりほぼ全自動で画像位置の補正ができ、分光画像間の比較や網膜上の特徴点の分光特性の表示を自動化できる分光眼底画像データ測定装置及び測定方法を提供できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２９】
以下、図面に基き本発明の実施の形態について説明する。
【００３０】
図１に、本発明の実施の形態における分光眼底画像データ測定装置１の光学系概要例を示す。図において、分光眼底画像データ測定装置１は、眼底カメラ部２、トップハウジング部３、データ測定部７、制御部８に大別される。眼底カメラ部２は、被検眼Ｅの眼底Ｆを照明するための照明光学系１０、眼底Ｆからの反射光束を受光して撮像部４の受光面に眼底像を形成する受光光学系２０の前段部、検眼者が眼底Ｆを観察するファインダー光学系６０等を備える。トップハウジング部３は、分光眼底画像を撮像する撮像部４と、照射光の眼底Ｆへの照射位置をアライメントするためのアライメント光学系５０（ただし、光源５１は眼底カメラ部２に設けられる）と、眼底カメラ部２から受光した反射光束を整波してカメラリレー部６に導くリレー光学系５と、リレー光学系５経由後の反射光束を撮像部４等の各種受光手段に伝達するカメラリレー部６とから構成され、リレー光学系５、カメラリレー部６、撮像部４とにわたる受光光学系２０の後段部を備える。また、カメラリレー部６の上部の拡張部９はモニタＴＶやハードコピー等の各種受光手段を受光光学系２０に接続して拡張的に使用できる部分である。
【００３１】
眼底カメラ部２において、照明光学系１０は、照明光源としてのハロゲンランプ１１、コンデンサーレンズ１２、分光特性補正フィルタ１３、絞り板１４、反射鏡１５、リレーレンズ１６、ビームスプリッター４１を照射光軸上に順次配置してなる。ここで、ハロゲンランプ１１は、広範な波長範囲の光束を発光し、コンデンサーレンズ１２の前側焦点位置付近に配置されている。また、絞り板１４はビームスプリッター４１と共役となるように配置されている。
【００３２】
照明光学系１０は、さらに、ビームスプリッター４１からの反射光束を対物レンズ４２を通して被検眼Ｅの眼底Ｆを照明する。このビームスプリッター４１と被検眼Ｅの間は、照明光学系１０と受光光学系２０との共通光学系４０をなしている。
受光光学系２０は、眼底カメラ部２内において、被検眼Ｅを通る反射光軸上に、対物レンズ４２、ビームスプリッター４１、アイリス絞り板２１、合焦レンズ２２、結像レンズ２３、反射鏡２４、切り替えミラー２５を順次配置してなり、トップハウジング部３の受光光学系に接続される。アイリス絞り板２１は被検眼Ｅの前眼部と共役な位置に配置されている。分光画像取得時は切り替えミラー２５は例えばソレノイドのようにして光路から取り除かれる。
【００３３】
アライメント光学系５０は、照射光の眼底Ｆへの照射位置をアライメントするためのものであり、ダイクロイックミラー５２、結像レンズ５３、モニタ用カメラ５４を有し、アライメント光源５１（眼底カメラ部２に設けられる）からの光を眼へ投影したときの反射光を見る。アライメント光源５１の波長は、近赤外（例えば９４０ｎｍ）とすることで、可視域での分光画像に影響を与えることなく分光画像取得中もアライメントが行える。ダイクロイックミラー５２は、可視光（例えば７５０ｎｍ以下）を透過し、長波長側を反射させる。ダイクロイックミラー５２を切り替えミラーにして分光画像取得時以外は例えばソレノイドのようにして光路から取り除くことにより拡張部でのカラー眼底観察が可能となる。モニタ用カメラ５４には例えばＣＣＤカメラを使用できる。ファインダー光学系６０は、検眼者が眼底Ｆを肉眼で観察するためのものである。
【００３４】
トップハウジング部３において、受光光学系２０は、被検眼Ｅからの反射光軸上にリレー光学系５が配置され、リレー光学系５により眼底Ｆから反射光束がカメラリレー部６に導入される。カメラリレー部６内では、反射光軸上にダイクロイックミラー３１が配置され、ダイクロイックミラー３１は、可視光（例えば７５０ｎｍ以下）を反射し、長波長側を透過させる。ダイクロイックミラー３１からの反射光束は撮像部４に導かれる。撮像部４では、ダイクロイックミラー３１からの反射光軸上に、液晶波長可変フィルタ３２、結像レンズ３３、受光面を有するＣＣＤカメラ３４が配置されている。また、受光面は眼底像が形成されるように、被検眼Ｅの眼底Ｆと共役となるように配置されている。結像レンズ３３は液晶波長可変フィルタ３２からの射出光をＣＣＤカメラにリレーするためのレンズである。液晶波長可変フィルタ３２を用いると、可視光領域で任意の波長を容易に選択できるので、分光特性の解析が容易になる。
【００３５】
データ測定部７は、ＣＣＤカメラ３４の受光面からの信号に基づき分光眼底画像データを取得するデータ取得部７１、画像位置合わせを行なう画像補正部７２、さらに、分光網膜画像解析を行なう画像解析部７３、酸化ヘモグロビンの割合等をマップ化するマップ作成部７４を有し、画像位置合わせフロー、分光網膜画像解析フローのプログラムを格納する。画像解析部７３は、動脈、静脈の強度を算出した部位の血管の径により補正を行い、網膜上の各位置でのＯＤを算出し、動脈、静脈のＯＤの分光分布を基に網膜上の各位置でのＯＤの因子分析を行い、酸化ヘモグロビンの網膜上の各位置での割合を算出する。
【００３６】
制御部８は、分光眼底画像データを測定するために、眼底カメラ部２、トップハウジング部３、データ測定部７の動作、データや信号の流れ等、分光眼底画像データ測定装置１全体を制御する。また、ＣＣＤカメラの露光を制御する露光制御部８１、液晶波長可変フィルタの波長等を制御する波長制御部８２を有し、分光眼底像取得フロー、ＣＣＤカメラ露光時間設定フローのプログラムを格納する。なお、制御部８は通常のパーソナルコンピュータで実現できる。
【００３７】
次に、本実施の形態における分光眼底画像データ測定装置の光学系の分光特性について説明する。分光特性の解析には、主に波長領域４３０〜９５０ｎｍが使用され、この範囲でできるだけ均一な分光特性が望まれる。分光特性に大きく影響を与える要因としてはＣＣＤカメラ３４、液晶波長可変フィルタ３２、ハロゲンランプ１１と考えられる。以下に各デバイスの分光特性を説明する。
【００３８】
分光方式として分散型分光方式を採用した。分散型以外の分光方式としてはフーリエ分光型が挙げられるが、干渉方式を使用するフーリエ分光型では網膜の画像のノイズが懸念され、分散型分光方式を採用した。なお、フーリエ分光型は瞬間分光が可能であり、光量的にも有利なことがあるので、これを採用しても良い。
【００３９】
照明光源１１としてハロゲンランプを使用したのは、可視光領域から近赤外領域を含む広範な波長範囲の光を発光し、また、分光を時系列で行うのに１０秒程度の連続点灯が必要なためと、ＣＣＤの進歩によりフラッシュを使用しなくても画像が取得できるようになったためである。
【００４０】
図２に照明光源１１としてのハロゲンランプの分光特性の例を示す。横軸に波長（μｍ）を、縦軸に相対強度（％）を示す。色温度２２００〜３４００°Ｋでの分光特性を、３０００°Ｋでの最大強度を１００％として示した。図より、ハロゲンランプの照射光は可視光から赤外線領域にわたる波長範囲を連続的にカバーしているので分光分析に有用であり、照明光源１１の強度は可視光線領域では波長の増加と共に単調に増加している。
【００４１】
図３にＣＣＤカメラ３４の分光感度特性の例を示す。横軸に波長（ｎｍ）を、縦軸に量子効率（％）を示す。ＣＣＤカメラ３４は可視光から近赤外領域まで幅広い波長に感度があり、例えば１３０万画素（１３４４×１０２４）の高精細画像を得られ、高速（約８フレーム／秒）、低ノイズの読み出しが可能である。４５０〜６００ｎｍにほぼ均一な感度の山があり、その両側で感度が減少している。
【００４２】
図４に液晶波長可変フィルタ３２のバンドパス特性の例を示す。横軸に波長（ｎｍ）を、縦軸に透過率（％）を示す。液晶波長可変フィルタ３２は、液晶への印加電圧を変化させることにより、透過波長を４００〜７２０ｎｍの範囲で選択可能である。図には、透過中心波長を１０ｎｍずつ変化させたときの透過光の変化の様子を示す。透過光の波長幅は約２０ｎｍであり、透過光量のピーク値は波長の増加に伴い、ほぼ単調に増加している。
【００４３】
図５に液晶波長可変フィルタ３２の構成例を示す。液晶波長可変フィルタは液晶チューナブルフィルタ（ＬＣＴＦ  ：Ｌｉｑｕｉｄ  Ｃｒｙｓｔａｌ  Ｔｕｎａｂｌｅ  Ｆｉｌｔｅｒ）を数段組み合わせることにより波長を選択する。１つのＬＣＴＦは図５のように偏光板で固定波長板と液晶可変波長板を挟んで構成され、この固定波長板と液晶可変波長板の偏光板となす角度は、発生する常光線と異常光線の光路長差が液晶可変波長板によりコントロールできるように４５度に固定されている。
【００４４】
１枚の波長板について、その厚みをｄとすると常光線と異常光線の光路長差Ｒは（式１）で表される。
【数１】
2006158547.tif 000003
ｎ（ｅ）は通常光線についての屈折率、ｎ（ｏ）は異常光線についての屈折率である。固定波長板と液晶可変波長板を組み合わせ、液晶可変波長板への印加電圧を変化させることによって光路長差Ｒが変化する。光路長差Ｒの光を偏光板により４５度方向で取り出して干渉フィルタ化している。
全体の透過率Ｔは波長をλとして（式２）のようになり、光路長差Ｒにより変化する。
【数２】
2006158547.tif 000004
【００４５】
図６に液晶波長可変フィルタ３２の波長選択方法の例を示す。出力される波長幅を狭める為に厚さの異なる波長板の組み合わせを数段（図の例では６段）重ねて、２０ｎｍの波長幅を実現している。図６（ａ）に６段の各ＬＣＴＦのフィルタ特性を重ねて示す。図６（ｂ）に６段のＬＣＴＦを重ねた液晶波長可変フィルタ３２のフィルタ特性を示す。各ＬＣＴＦの液晶可変波長板への印加電圧を変化することにより透過中心波長を任意に高速で変更でき、任意の波長成分の光を取り出すことができる。
液晶波長可変フィルタ３２は、入射光の偏光方向に影響されるので偏光した光を使用するときは、入射光の偏光角に対応したアライメントが必要である。この場合でも、液晶波長可変フィルタ３２からの射出光は、入射光と同じ偏光方向に維持される。
【００４６】
図７に、ハロゲンランプ１１、液晶波長可変フィルタ３２、ＣＣＤカメラ３４の分光特性を加味した分光特性の例を示す。横軸に波長（ｎｍ）を、縦軸に相対強度（波長７００ｎｍの光の強度を１とする）を示す。４５０〜７００ｎｍの範囲で相対強度がほぼ単調に増加していることが解る。このように、各光部品を総合した特性が短波長側の光量が低く、長波長になるに従い急激に高くなっているため、これを打ち消すような分光特性補正フィルタ１３が要求される。
【００４７】
図８に分光特性補正フィルタ１３の分光特性の例を示す。横軸に波長（ｎｍ）を、縦軸に透過率（％）を示す。本実施の形態では、４５０〜７００ｎｍでの補正を行うために、透過中心波長約４６０ｎｍのフィルタを選択した。
【００４８】
図９に分光特性補正フィルタ１３を挿入した光学系の分光特性例を示す。横軸に波長（ｎｍ）を、縦軸にＣＣＤカメラで３４で取得された最大強度を示す。この例では１２ｂｉｔ４０９６を最大値としている。データは分光特性補正フィルタ１３挿入後に露光時間一定（例えば２００ｍｓ）で標準白色板、正常眼の分光画像を取得し、その最大強度を測定したものである。◆は正常眼からの反射光最大強度、■は標準白色板からの反射光最大強度を示す。なお、補正前は同じ光量で分光画像を同じ波長帯で取得することは不可能であった。標準白色板は最小値が８２９、最大値が３５３２と差はあるものの、同じ照明光量でサチレーションを起こすことなく画像取得できていることが確認できた。正常眼では最小値４１６、最大値２２１７とさらにフラット化された画像を取得することができた。なお、このような光量の差異は十分ＣＣＤのダイナミックレンジ内に入り、ＣＣＤカメラでの撮像を容易にし、露光の自動化が可能になる。
【００４９】
図１０に本発明の実施の形態における分光眼底画像データ測定方法のフローの例を示す。まず、所定の波長範囲の光束を発光する照明用光源１１からの光束により人間又は動物の被検眼Ｅの眼底Ｆを照明する（ステップＳ００１）。次に、撮像部４の受光面に眼底Ｆからの反射光束を受光して、人間又は動物の眼底像を形成する（ステップＳ００２）。次に、所定の波長範囲で透過光束の波長を選択可能な液晶波長可変フィルタ３２を用い、液晶波長可変フィルタ３２の透過光束の波長を変化させて、受光面からの信号に基づき分光眼底画像原データを取得する（ステップＳ００３）。次に、データ測定部７において、波長が閾値以下の変化量分異なる分光眼底画像原データ同士を比較照合して画像の位置補正を行い、これを順次累積して、所定の波長範囲における一連の分光眼底画像データを生成する（ステップＳ００４）。波長変化量が小さいので光眼底画像原データ同士の光度の変化が少なく、２つの眼底画像原データ同士の同一部分の対応を付けやすいので、位置補正を容易に行なうことができる。したがって、波長変化量を上記のように制限することにより、位置補正が容易かつ、高精度で可能になり、多数の画像に順次適用していくことにより、画像位置が高精度に一致する一連の眼底画像データを取得できる。
【００５０】
図１１に分光眼底像取得フローの例を示す。図１０のステップＳ００３に該当する。まず、分光測定する初期波長λｓ、最終波長λｅ、一度に変化させる波長間隔（波長の変化量）λｄを設定する（ステップＳ１０１）。次に、眼底カメラ部２と被検眼Ｅのアライメントを行う（ステップＳ１０２）。次に、測定波長λを初期波長λｓに設定し（ステップＳ１０３）、液晶波長可変フィルタ３２の透過波長が測定波長λになるように調整し（ステップＳ１０４）、ＣＣＤカメラ３４の露光時間を各測定波長λ毎に予め定められた所定の値に自動的に設定しておき（ステップＳ１０５）、設定された露光時間で自動露光して分光眼底像を取得する（ステップＳ１０６）。測定波長λが最終波長λｅ以下であれば（ステップＳ１０７でＮＯ）、測定波長λに波長間隔λｄを加算して（ステップＳ１０８）、設定波長を変更し（ステップＳ１０４）、露光、画像取得を繰り返す。測定波長λが最終波長λｅより大きくなれば（ステップＳ１０７でＹＥＳ）、取得した眼底像を保存する（ステップＳ１０９）。この分光眼底像取得フローのうち、眼のアライメント（ステップＳ００２）を除き、ループ処理を含めプログラム制御可能である。プログラムは制御部８に格納され、露光制御部８１でＣＣＤカメラ３４の露光を制御し、波長制御部８２で液晶波長可変フィルタ３２の波長等を制御し、また、制御部８でデータ取得部７１のデータ取得等を制御する。
【００５１】
図１２にＣＣＤカメラ露光時間設定フローの例を示す。図１１のステップＳ１０５に該当する。分光特性補正フィルタ１３を挿入してフラット化した分光特性を、さらに、ＣＣＤカメラ３４の露光時間補正で補うものである。まず、平均化すべきデータ個数ａｖを任意に（例えば５に）設定し（ステップＳ２０１）、許容する最大の輝度値の範囲（最大許容値Ｉｈｉｇｈ、最小許容値Ｉｌｏｗ）を設定する（ステップＳ２０２）。次に、露光時間Ｔｅｘを任意の値に設定し（ステップＳ２０３）、分光眼底像の取得を行う（ステップＳ２０４）。得られた分光眼底像についてＣＣＤの各ピクセル（ＣＣＤ素子番号をｋ、素子数をｋｍａｘとする）の輝度値Ｉｋを求め（ステップＳ２０５）、輝度値Ｉｋが高い順にａｖ個（設定された個数）を選択してこれらの輝度値Ｉｋの合計ＭＡＬＬを求め（ステップＳ２０６）、最大輝度平均値Ｍ（＝ＭＡＬＬ／ａｖ）を算出する（ステップＳ２０７）。
【００５２】
この最大輝度平均値Ｍが最大許容値Ｉｈｉｇｈより大きい場合は（ステップＳ２０８でＹＥＳ）露光時間を短く（この例では１／２に）し（ステップＳ２１１）、最小許容値Ｉｌｏｗより小さい場合は（ステップＳ２０９でＹＥＳ）露光時間を長くする。この例では２段階にし所定値Ｉ−ｌｏｗより小さい場合は（ステップＳ２１０でＮＯ）露光時間をα倍（例えばα＝１．２）にし（ステップＳ０１２）、所定値Ｉ−ｌｏｗより大きい場合は（ステップＳ２１０でＹＥＳ）露光時間を２倍にし（ステップＳ２１３）、再び像取得（ステップＳ２０４）に戻る。最大輝度平均値Ｍが設定した範囲内に収まったとき（ステップＳ２０８及びＳ２０９でＮＯ）には露光時間が適切として露光時間をその時のＴｅｘに設定し、以後の測定ではこの設定値を用いて分光眼底像の取得を行う（ステップＳ２０４）。
【００５３】
新たに取得した分光眼底像について、最大輝度平均値Ｍが設定した範囲内に収まり続ける限り（ステップＳ２０８及びＳ２０９でＮＯ）、露光時間の設定値Ｔｅｘを維持し、範囲外に出た時に設定値が更新される。実際には分光眼底像を得るときには、波長の短い方から順次取得すると、波長変化が緩やかで分光眼底像の変化も少ないので、上記ルーチンで露光時間を更新する場合は少なく、効率よく実行され、短時間で良好な画像を得ることが可能である。このＣＣＤカメラ露光時間設定フローを用いることにより分光特性の優れた画像を取得でき、さらに、分光特性補正フィルタ１３と併用することにより、分光特性を一層優れたものにできる。また、このＣＣＤカメラ露光時間設定フローは、ループ処理を含めプログラム制御可能である。プログラムは制御部８に格納され、露光制御部８１でＣＣＤカメラ３４の露光を制御する。
【００５４】
図１３に分光網膜像位置合わせフローの例を示す。図１０のステップＳ００４に該当する。分光網膜像取得は、液晶可変フィルタ３２の波長可変時間、ＣＣＤカメラ３４の露光時間等により、５１０ｎｍから７２０ｎｍまでの１０ｎｍ毎の撮影には、現在２０秒程度かかっている。その間に被検眼Ｅと眼底カメラ部１０とのアライメントずれ、固視ずれなどが生じて、取得される網膜像の位置がずれ、ＣＣＤカメラ３４の受光面上の同じ座標に対応する網膜上の位置が異なってしまう場合が多い。そこで、酸素飽和度解析を行う際に、この位置ずれを補正する必要があり、データ測定部７における画像処理により補正を行なう。また、網膜の分光画像は波長の変化に応じて変化し、波長の変化が大きくなると見た目でも分光画像の変化を認識できる。このため、離れた波長間では、網膜画像上の同じ部位の対応が取りにくくなる。そこで、本実施の形態では、まず取得された最も短波長側の画像とその次に短波長の画像で位置あわせを行い、次に今回位置あわせに使用した短波長側から２番目の画像と３番目の画像の位置あわせを行うというように、いわば、しりとり式の組み合わせで位置合わせを行い、誤差を軽減したアライメントエラー補正を行うこととした。この画像の位置あわせはデータ測定部７の画像補正部７２で行われる。
【００５５】
まず、取得開始波長（最短波長）λ０の眼底画像原データを読み込み、これを基準画像とする（ステップＳ３０１）。次に、画像位置合わせ回数ｎを１に設定する（ステップＳ３０２）。位置合わせ対象の眼底画像原データ（基準画像の次に短波長の画像であり、取得波長λｎの画像という）を読み込み、これを補正前画像とする（ステップＳ３０３）。次に、基準画像と補正前画像との画像位置合わせを行ない、画像位置合わせして位置の補正をした補正前画像を新たな基準画像とする（ステップＳ３０４）。未補正の画像が残っていれば（ステップＳ３０５でＮＯ）、ｎをインクリメントし（ステップＳ３０６）、次の取得波長λｎの眼底画像原データを読み込み（ステップＳ３０３）、全ての眼底画像原データに対して補正を行なわれるまで（ステップＳ３０５でＹＥＳ）画像位置合わせを繰り返す。なお、このフローでの眼底画像原データの読み込みは、データ測定部７で既にＣＣＤカメラ３４からデータ取得部７１に読み込んだデータを画像補正部７２に再読み込みするものでも良い。また、この分光網膜像位置合わせフローは、ループ処理を含めプログラム制御可能である。プログラムはデータ測定部７に格納され、画像補正部７２で画像位置合わせ等の画像処理が実行される。
【００５６】
図１４に画像位置あわせフローの例を示す。主として図１３のステップＳ３０４に該当する。撮像部４の受光面からの信号に基づき異なる時間に取得した前記照明された眼底の２つの分光眼底画像原データ（基準画像と補正前画像）を読み込む（ステップＳ４０１）（図１３のステップＳ３０１〜Ｓ３０３に該当し、ステップＳ４０２以後のステップは図１３のステップＳ３０４に該当する）。次に、画像合わせのマッチング点として複数の特徴点（特徴があり識別性が高い点、線状の場合もある）を２画像から選択する（ステップＳ４０２）。次に、対応するマッチング点の位置を探索する（ステップＳ４０３）。探索には例えば最小二乗法（  ＬＳＭ  ：Ｌｅａｓｔ  Ｓｑｕａｒｅｓ  Ｍａｔｃｈｉｎｇ）を用いる。
【００５７】
最小二乗法とは、テンプレートの位置と形状を固定し、マッチングウィンドウとテンプレートとの濃淡の差が最小になるようにマッチングウィンドウの位置と形状を変化させてマッチングを行う（相関をとる）方法である。マッチングウィンドウの位置と形状を変化するために、アフィン変換又はヘルマート変換を選択可能である。これらについて変換係数を変えて濃淡の差を演算し、最も適切な係数を求める（ステップＳ４０４）。次に、求められた変換係数を用いて補正前画像の変換を行なう（ステップＳ４０５）。この場合、線形補間法又はバイキュービック補間法を選択可能である。
【００５８】
バイキュービック法  （ｂｉｃｕｂｉｃ  法）とは、３次補間法と呼ばれている画像の補間方式である。一般のスキャナでは１次補間法（２点を通る直線上にある画素を参照して計算する）や最近傍法（ニアレストネイバー法）で計算させている機種が多いが、バイキュービック法は情報の損失が最も少なく、写真画などでは滑らかで自然な画像が得られる。ただし、複雑な演算を行なうため処理に時間がかかる。また、線形補間法とは、最近傍法が周りの１つの画素のみから値を決定しているのに対し、周りの最も近い４つの画素から値を設定する手法なので、最近傍法に比して補間精度が高い。
【００５９】
次に、変換された補正前画像をファイルに保存する（ステップＳ４０６）。保存された画像は新たな基準画像として、次の画像位置合わせに供される。保存形式は、例えば、ＢＭＰ形式、ＪＰＧ形式を使用でき、生データとして出力しても良い。
【００６０】
図１５は最小二乗マッチングを説明するための図である。まず、基準画像からテンプレートを作成し、探索画像でマッチングウィンドウの初期位置を決定する。基準画像テンプレートをｔｉｊ、探索画像のマッチングウィンドウをｍｉｊ、その変換後のマッチングウィンドウをｍｉｊ（ｘ，ｙ）とする。
【数３】
2006158547.tif 000005
残差Ｆｉｊ（ａ１〜ａ６）は、図１５におけるテンプレートｔｉｊと幾何学変換後のマッチングウィンドウｍｉｊ（ｘ，ｙ）間における濃淡値の差を現す。残差を最小にするため、マッチングウィンドウｍｉｊの変形を行う。投影方法を考慮して変形を行わなければならないが、ここでは例えばアフィン変換（式４）により変形を行ない、テンプレートに対するマッチングウィンドウのアフィン係数ａ１〜ａ６を求める。
【数４】
2006158547.tif 000006
【００６１】
まず、（式３）の線形化を行う。
【数５】
2006158547.tif 000007
各変数に対する導関数（偏微分係数）は以下に示すとおりである。
【数６】
2006158547.tif 000008
【数７】
2006158547.tif 000009
【００６２】
（式７）を観測方程式として、マッチングウィンドウの変換を行い、画像を再構成する。収束基準に達するまで、収束計算と画像の再構成を繰り返す。すなわち、Δａ１〜Δａ６が最小になる様に繰り返し計算を行なう。ここで実際に求めたいアフィン係数はａ１〜ａ６であるが、求まる係数はΔａ１〜Δａ６である。そこで、ａ１〜ａ６の初期値にΔａ１〜Δａ６を加えて、アフィン係数ａ１〜ａ６を求める。収束基準を満たした位置を最終的なマッチングウィンドウの位置とする。探索画像についてマッチングウィンドウの位置が確定したら、画像間の対応点の評価が可能になる。
【００６３】
次に、本実施の形態による分光眼底画像データ測定方法を分光網膜画像解析に適用した例について説明する。まず、前提として、分光眼底画像データに関する酸化、還元ヘモグロビンの影響について説明する。
【００６４】
図１６に酸化、還元ヘモグロビンの吸収光量（単位：ｃｍ−１／ｍｏｌｅｓ／ｌｉｔｅｒ）の例を示す。図１６（ａ）に可視領域、（ｂ）に近赤外領域の吸収光量を示す。酸化ヘモグロビンをＨｂＯ２、還元ヘモグロビンをＨｂで示す。網膜の酸素飽和度解析は、酸化・還元ヘモグロビンの波長毎に吸収光量に差があることを利用している。この分光特性のパターンが各測定対象部位における分光特性にどのくらい含まれているかを解析することにより、該測定対象部位に酸化・還元ヘモグロビンの含まれている割合を決定でき、さらに、酸化ヘモグロビンの割合から酸素飽和度を知得できる可能性がある。今回は、５４０〜６１０ｎｍの酸化・還元ヘモグロビンの吸光量に差の大きい波長領域を用いることとした。
【００６５】
眼底上にはヘモグロビン以外にもさまざまな成分が含まれており、それぞれ異なる分光特性を有している。分光眼底像にはこれらの影響もあると考えられるが、今回は非常に簡略化したアルゴリズムを採用し、酸化・還元ヘモグロビンのみの影響があるものと仮定し、解析を行った。
【００６６】
次に、分光網膜画像解析について説明する。
被検眼Ｅとして、（Ａ）正常眼及び（Ｂ）病眼（動脈静脈分枝閉塞症（Ｂｒａｎｃｈ  ｒｅｔｉｎａｌ  ｖｅｉｎ  ｏｃｃｌｕｓｉｏｎ：  ＢＲＶＯ））を測定対象として選択した。
【００６７】
図１７に分光網膜画像解析フローの例を示す。解析フローのアルゴリズムは次のようである。
（ａ）被検眼Ｅと眼底カメラ部２とのアライメントを行う。アライメント光を点灯し、ＣＣＤカメラ５４で取得した画像を見ながらアライメント（位置あわせ）を行なう（ステップＳ５０１、図１１のステップＳ１０２に該当）。
（ｂ）分光画像を取得する。ピント調整を行い、５４０ｎｍ〜６１０ｎｍまで１０ｎｍ波長の短い方から分光眼底像を順次取得する（ステップＳ５０２、図１１のステップＳ１０６に該当）。
（ｃ）取得した画像から、最短波長の画像を基準画像とし、次に波長が短い画像を補正前画像として、補正前画像についてアフィン変換を行い、像のゆがみを基準画像にあわせて補正する。変換した補正前画像を新たな基準画像とし、次に波長が短い画像を補正前画像として、各波長の画像について、順次補正を行なう（ステップＳ５０３、図１３のステップＳ３０１〜Ｓ３０６に該当）。                                                    
【００６８】
（ｄ）波長λにおける動脈、静脈、バックグラウンドの平均強度
【数８】
2006158547.tif 000010
を算出する（ステップＳ５０４）。
（ｅ）波長λにおける動脈、静脈の光学濃度（（ＯＤａｒｔｅｒｙ）’λ、（ＯＤｖｅｉｎ）’λ）を算出する（ステップＳ５０５）。
【数９】
2006158547.tif 000011
（ｆ）平均強度を測定した位置の動脈、静脈の太さ（ｔａｒｔｅｒｙ、ｔｖｅｉｎ）を測定し、動脈、静脈の光学濃度（（ＯＤａｒｔｅｒｙ）λ、（ＯＤｖｅｉｎ）λ）を補正する（ステップＳ５０６）。
【数１０】
2006158547.tif 000012
【００６９】
（ｇ）網膜上の特徴点等の各座標（ｘ，ｙ）に対応する局所的な強度を測定し、各位置（ｘ、ｙ）での動脈、静脈の光学濃度（（ＯＤｘ，ｙ）λ）を算出する（ステップＳ５０７）。
【数１１】
2006158547.tif 000013
（ｈ）波長λにおける動脈、静脈の光学濃度（（ＯＤａｒｔｅｒｙ）λ、（ＯＤｖｅｉｎ）λ）を要素として、網膜上の各位置（ｘ、ｙ）での動脈、静脈の光学濃度（（ＯＤｘ，ｙ）λ）の因子分析を行なう（ステップＳ５０８）。
（ｉ）網膜上の各位置（ｘ、ｙ）での動脈血の割合を算出し、酸化ヘモグロビンの割合をカラーコードマップ化する（ステップＳ５０９）。
【００７０】
なお、上記では光学濃度ＯＤ算出時に動脈、静脈の平均強度とバックグラウンドの平均強度の比を取り、対数を取ってマイナスをかけている、もしくは各位置の平均強度とバックグラウンドの平均強度の比を取り、対数を取ってマイナスをかけているが、ＯＤの代わりに吸光濃度（ＡＤ）を使用し、動脈、静脈の平均強度からバックグラウンドの平均強度を引き、その値をバックグラウンドの平均強度で割る、もしくは各位置の平均強度からバックグラウンドの平均強度を引き、その値をバックグラウンドの平均強度で割ったものを使用してもよい。ここで、任意の点での吸光濃度（ＡＤ）は、式１１で示される。
【数１２】
2006158547.tif 000014
【００７１】
この分光網膜画像解析フローはプログラム制御可能である。プログラムはデータ測定部７に格納され、画像解析部７３で画像解析が実行され、マップ作成部７４で酸化ヘモグロビンの割合等がマップ化される。
【００７２】
図１８に正常眼の取得された分光網膜画像の例を示す。
図１９にＢＲＶＯ眼の取得された分光網膜画像の例を示す。
図１８、図１９の画像は、画像位置合わせによる補正前の取得画像である。乳頭、血管（動脈、静脈）、患部等が判別可能に撮影されている。図中、乳頭は明るい小円状の部分であり、血管は暗い線状の部分である。これらの画像は、フラッシュ光源を使用していないため通常の眼底カメラ測定よりも少ない光量で撮影できた。波長範囲５１０〜７２０ｎｍを１０ｎｍずつ変化させて測定する場合には、最長、２０秒程度の測定時間がかかるが、さらに分光特性補正フィルタが入っているため、被検眼に入射する光量は少なく、被検者側の負担はあまり大きくない。このように本実施の形態によれば、分光画像の取得を安定してできるようになった。
【００７３】
図２０に眼底写真のカラーコードマップの例を示す。図２０（ａ）は正常眼についての酸素飽和度解析結果を表すカラーコードマップである。図２０（ｂ）はＢＲＶＯ眼についての酸素飽和度解析結果を表すカラーコードマップである。明色になるに従い酸素飽和しているマップとなっている。ＢＲＶＯ眼は下部に酸素飽和していない領域が広がり、診断結果とも合致する。正常眼は中心窩から右方向にかけて酸素飽和していない領域が広がり、この領域が活性化していることを示している。
【００７４】
以上、本発明の実施の形態について説明したが、本発明は上記の実施の形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で実施の形態に種々変更を加えられることは明白である。
【００７５】
例えば、光学系の構成は本実施の形態に限定されず、所定の波長範囲の光束を発光する照明用光源を有し、照明用光源からの光束により被検眼の眼底を照明する照明光学系と、照明された眼底からの反射光束を受光して、撮像部の受光面に眼底像を形成する受光光学系とを備えれば、光源、撮像手段、光路を任意に選択できる。また、光学系は眼底に固視標を投影させる固視系を備えても良く、照射光の収差を補償する補償光学部を照明光学系に挿入してもよく、照明用光源の発光光度を調節する調節部を設けても良い。
【００７６】
また、波長可変フィルタ又は分光特性補正フィルタは、照明光学系又は受光光学系のいずれかに配置されれば良い。本実施の形態では、波長可変フィルタには液晶波長可変フィルタを用いる例を説明したが、回折格子やプリズムによる分光器を用いて波長を変化させるものでも良い。また、分光特性補正フィルタの分光特性は、使用する光源、撮像手段、波長可変フィルタの分光特性により変化するもので、青色フィルタに限定されない。また、光源もハロゲンランプに限られず、所定の波長範囲の光束を発光する光源であれば良い。受光面もＣＣＤに限定されず、例えばＣＭＯＳを用いても良い。分光測定波長範囲については、可視領域から近赤外領域から選択可能であり、特に動脈又は静脈の吸収光量の分光分布特性の変化が大きなエリアを選択することが望ましい。
【００７７】
また、本実施の形態において、眼底画像原データの取得順序を、波長の低い方から順番に取得する例を説明したが、その順番を変更することも可能である。
【００７８】
図２１は画像取得順序を説明するための図である。図２１（ａ）は波長の短い方から順番に原画像を取得する場合であり、理想的な取得順序であり、時間変化による眼と装置のアライメントの変化の補正を高精度にできる。図２１（ｂ）は順序は必ずしも波長の高低の順序によらないが、隣り合う順番の波長が近く、波長の変化量が閾値を超えないような場合（例えば閾値が３０ｎｍで、波長変化量が１０ｎｍの場合）であれば、このような場合でも画像の位置補正が可能である。図２１（ｃ）は、順番が途中で飛んでおり、そこでは位置補正が困難になるが、その前のグループのデータ間、その後のグループのデータ間で位置補正が可能である。この場合でも、短い波長範囲では、波長の変化量が閾値を超えない範囲で眼底画像原データ同士を比較照合しながら画像の位置補正を行っているといえる。図２１（ｄ）は、測定中に被検眼Ｅが動く等のトラブルにより位置補正が不可能になった場合に、１つ前の取得済みの波長に戻って測定を再開する例であり、トラブル前後の２つのグループで同じ波長のデータを共有することになり、これらのデータを基にして位置補正が精度良くなされた一連の眼底画像データを取得可能になる。図２１（ｅ）は、波長の高い方から順番に取得する場合であり、図２１（ａ）と同様に時間変化による眼と装置のアライメントの変化の補正を高精度にできる。
【００７９】
図２１（ｆ）は、比較的安定した画像が取れている測定波長域の中央値付近の画像を基準にして、波長が次に高い原データを補正前画像として位置補正を行ない、次に、補正された補正前画像を新たな基準画像にして、波長がその次に高い原データを補正前画像として位置補正を行ない、以下、波長の低い方から波長の高い方へと順次位置補正を行ない、最大波長まで行った後に、再び測定波長域の中央値付近の画像を基準にして、波長が次に低い原データを補正前画像として位置補正を行ない、次に、補正された補正前画像を新たな基準画像にして、波長がその次に低い原データを補正前画像として位置補正を行ない、以下、波長の高い方から波長の低い方へと順次位置補正を行なう場合である。図２１（ａ）と同様に時間変化による眼と装置のアライメントの変化の補正を高精度にできる。また、先に中央値付近の波長から波長の高い方へと順次位置補正を行ない、後に中央値付近の波長から波長の高い方へと順次位置補正を行なう場合も同様である。
【００８０】
また、本実施の形態におけるステップの順序を入れ替えることも可能である。例えば図１１では、分光測定波長範囲の全ての波長の分光眼底像を取得した後に、一括して眼底像の保存を行なう例を説明したが、各波長の分光眼底像を取得した直後に各眼底像を保存するようなループにしても良い。また、図１４において、順次、ＣＣＤカメラから眼底画像原データ（補正前画像）を読み込みながら、画像位置合わせを行なっても良く、データ測定部で一旦ＣＣＤカメラから全ての眼底画像原データをデータ取得部に読み込み、順次、データ取得部に蓄積された眼底画像原データ（補正前画像）を画像補正部に再読み込みしながら、画像位置合わせを行なっても良い。
【００８１】
また、分光眼底像取得フロー、ＣＣＤカメラ露光時間設定フローのプログラムを制御部に格納し、分光網膜像位置合わせフロー、分光網膜画像解析フローのプログラムをデータ測定部に格納する例を説明したが、制御部がこれら全てのプログラムを保持してデータ測定部を含む分光眼底画像データ測定装置全体を制御しても良く、また、制御部がこれらのプログラムを外付けの記録装置やＣＤＲＯＭ等から読み込んで分光眼底画像データ測定装置を制御しても良い。
【００８２】
また、本実施の形態における分光網膜画像解析では、ヘモグロビン以外の成分の影響を省略したが、これらの成分の影響を考慮したアルゴリズムを用いても良い。また、画像相関処理においても、最小二乗法以外の簡便で精度の粗い手法を使用しても良い。
【産業上の利用可能性】
【００８３】
本発明は、分光眼底画像データの測定に利用される。
【図面の簡単な説明】
【００８４】
【図１】本発明の実施の形態における分光眼底画像データ測定装置の構成例を示す図である。
【図２】ハロゲンランプの分光特性の例を示す図である。
【図３】ＣＣＤカメラの分光感度特性の例を示す図である。
【図４】液晶波長可変フィルタのバンドパス特性の例を示す図である。
【図５】液晶波長可変フィルタの構成例を示す図である。
【図６】液晶波長可変フィルタの波長選択方法の例を示す図である。
【図７】ハロゲンランプ、液晶波長可変フィルタ、ＣＣＤカメラの分光特性を加味した分光特性の例を示す図である。
【図８】分光特性補正フィルタの分光特性の例を示す図である。
【図９】分光特性補正フィルタを挿入した光学系の分光特性の例を示す図である。
【図１０】本発明の実施の形態における分光眼底画像データ測定方法のフローの例を示す図である。
【図１１】分光眼底像取得フローの例を示す図である。
【図１２】ＣＣＤカメラ露光時間設定フローの例を示す図である。
【図１３】分光網膜像位置合わせフローの例を示す図である。
【図１４】画像位置あわせフローの例を示す図である。
【図１５】最小二乗マッチングを説明するための図である。
【図１６】酸化、還元ヘモグロビンの吸収光量の例を示す図である。
【図１７】分光網膜画像解析フローの例を示す図である。
【図１８】正常眼の取得された分光網膜画像の例を示す図である。
【図１９】ＢＲＶＯ眼の取得された分光網膜画像の例を示す図である。
【図２０】眼底写真のカラーコードマップの例を示す図である。
【図２１】画像取得順序を説明するための図である。
【符号の説明】
【００８５】
１    分光眼底画像データ測定装置
２    眼底カメラ部
３    トップハウジング部
４    撮像部
５    リレー光学系
６    カメラリレー部
７    データ測定部
８    制御部
９    拡張部
１０  照明光学系
１１  ハロゲンランプ
１２  コンデンサーレンズ
１３  分光特性補正フィルタ
１４  絞り板
１５  反射鏡
１６  リレーレンズ
２０  受光光学系
２１  アイリス絞り板
２２  合焦レンズ
２３  結像レンズ
２４  反射鏡
２５  切り替えミラー
３１  ダイクロイックミラー
３２  液晶波長可変フィルタ
３３  結像レンズ
３４  ＣＣＤカメラ
４０  共通光学系
４１  ビームスプリッター
４２  対物レンズ
５０  アライメント光学系
５１  アライメント光源
５２  ダイクロイックミラー
５３  結像レンズ
５４  モニタ用カメラ
６０  ファインダー光学系
７１  データ取得部
７２  画像補正部
７３  画像解析部
７４  マップ作成部
８１  露光制御部
８２  波長制御部
Ｅ    被検眼
Ｆ    眼底
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図２１】
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【図５】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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