(57)【要約】【課題】被検眼の組織に関する情報を適切に取得することが可能な眼科用医療装置を提供する。【解決手段】医療装置１は、波長掃引光源１１、分岐光学素子１２、照射光学系２０、合波光学素子１８、二次元受光素子２６、およびＣＰＵ５１を備える。波長掃引光源１１は、出射波長を時間的に掃引させたレーザ光を出射する。分岐光学素子１２は、波長掃引光源１１から出射されたレーザ光を、測定光と参照光に分岐する。照射光学系２０は、患者眼Ｅの組織上の二次元の照射領域に測定光を照射する。合波光学素子１８は、照射領域によって反射された測定光を参照光と合波して干渉させる。二次元受光素子２６は、合波光学素子１８によって生成された干渉光を受光する。照射光学系２０には走査部２２が設けられている。走査部２２は、測定光の偏向方向を変化させることで、測定光が照射される二次元の照射領域を移動させる。【選択図】図１
2019063085.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検眼の組織に関する情報を取得する眼科用医療装置であって、
出射波長を時間的に掃引させたレーザ光を出射する波長掃引光源と、
前記波長掃引光源から出射された前記レーザ光を、測定光と参照光に分岐する分岐光学素子と、
前記分岐光学素子によって分岐された前記測定光を、前記被検眼の組織上の二次元の照射領域に照射する照射光学系と、
前記二次元の照射領域によって反射された前記測定光と、前記分岐光学素子によって分岐された前記参照光を合波して干渉させる合波光学素子と、
前記合波光学素子によって生成された干渉光を受光することで、前記二次元の照射領域における干渉信号を検出する二次元受光素子と、
前記眼科用医療装置の制御を司る制御部と、
を備え、
前記照射光学系は、
前記測定光の偏向方向を変化させることで、前記測定光が照射される前記二次元の照射領域を移動させる走査部を備えたことを特徴とする眼科用医療装置。
【請求項２】
請求項１に記載の眼科用医療装置であって、
前記制御部は、
エネルギーが加えられる前記組織に対して前記測定光を照射することで、前記エネルギーが加えられることで生じ得る前記組織の変形の量を、前記二次元受光素子によって検出される干渉信号に基づいて算出することを特徴とする眼科用医療装置。
【請求項３】
請求項２に記載の眼科用医療装置であって、
前記制御部は、
前記二次元の照射領域内に含まれる二次元の検査対象領域内の複数の位置において、前記組織の変形の量を算出することを特徴とする眼科用医療装置。
【請求項４】
請求項２または３に記載の眼科用医療装置であって、
治療レーザ光を前記組織に照射することで前記組織にエネルギーを加えるレーザ照射部をさらに備え、
前記制御部は、
算出された前記組織の変形の量に基づいて、前記組織への前記治療レーザ光の照射を制御することを特徴とする眼科用医療装置。
【請求項５】
請求項２から４のいずれかに記載の眼科用医療装置であって、
前記組織は前記被検眼の眼底であり、
前記制御部は、
前記眼底に含まれる複数の層のうち、１つまたは複数の特定の層の変形の量を算出することを特徴とする眼科用医療装置。
【請求項６】
請求項１から５のいずれかに記載の眼科用医療装置であって、
前記制御部は、
完全には互いに重複しない複数の前記二次元の照射領域の各々に、前記走査部によって前記測定光を照射させることで、前記複数の照射領域の各々における干渉信号を取得し、
複数の前記干渉信号の各々に基づいて得られる複数のデータを位置合わせすることで、各々の前記照射領域よりも広い領域のデータを生成することを特徴とする眼科用医療装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本開示は、対象物に測定光を照射し、対象物によって反射された反射光を受光することで、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）の原理に基づいて対象物に関する情報を取得する眼科用医療装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、対象物（例えば、被検眼の組織）に測定光を照射し、測定光の反射光と参照光によって対象物に関する情報（例えば、対象物の断層画像のデータ、および対象物の変形量等の少なくともいずれか）を取得する技術が知られている。例えば、非特許文献１には、可視光の刺激に対する光受容体の生理学的応答を、ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴ（Ｆｕｌｌ  ｆｉｅｌｄ−Ｓｗｅｐｔ  ｓｏｕｒｃｅ−Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）を用いて画像化する技術が開示されている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００３】
【非特許文献１】“Ｉｎ  ｖｉｖｏ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ  ｒｅｓｐｏｎｓｅｓ  ｔｏ  ｐｈｏｔｏｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ  ｉｎ  ｈｕｍａｎ  ｐｈｏｔｏｒｅｃｅｐｔｏｒｓ”，  ＰＮＡＳ  Ｅａｒｌｙ  Ｅｄｉｔｉｏｎ，  ｐｐ．１−６，  ２０１６
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴによると、対象物上の二次元の照射領域に測定光が照射されることで、二次元の照射領域におけるＯＣＴ信号が短時間に取得される。しかし、ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴにおける測定光の照射領域を広げることは困難であり、二次元の照射領域を移動させることも容易ではない。また、測定光の微小なスポットを二次元の領域内で走査させてＯＣＴ信号を取得する場合には、スポットを走査させるのに時間を要する。
【０００５】
本開示は、被検眼の組織に関する情報を適切に取得することが可能な眼科用医療装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本開示における典型的な実施形態が提供する眼科用医療装置は、被検眼の組織に関する情報を取得する眼科用医療装置であって、出射波長を時間的に掃引させたレーザ光を出射する波長掃引光源と、前記波長掃引光源から出射された前記レーザ光を、測定光と参照光に分岐する分岐光学素子と、前記分岐光学素子によって分岐された前記測定光を、前記被検眼の組織上の二次元の照射領域に照射する照射光学系と、前記二次元の照射領域によって反射された前記測定光と、前記分岐光学素子によって分岐された前記参照光を合波して干渉させる合波光学素子と、前記合波光学素子によって生成された干渉光を受光することで、前記二次元の照射領域における干渉信号を検出する二次元受光素子と、前記眼科用医療装置の制御を司る制御部と、を備え、前記照射光学系は、前記測定光の偏向方向を変化させることで、前記測定光が照射される前記二次元の照射領域を移動させる走査部を備える。
【０００７】
本開示における眼科用医療装置によると、被検眼の組織に関する情報が適切に取得される。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】医療装置１の概略構成を示す図である。
【図２】変形量算出処理のフローチャートである。
【図３】測定光の照射領域６１と治療光の照射位置６２を含む眼底の正面画像６０の一例を示す図である。
【図４】パノラマデータ取得処理のフローチャートである。
【図５】正面画像７０上に設定されたパノラマデータ取得領域７１と、パノラマデータ取得領域７１内における複数の照射領域６１の関係を例示する図である。
【図６】正面画像７０上にパノラマデータ８１が重畳表示された状態を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
＜概要＞
本開示で例示する医療装置（一例として眼科用医療装置）は、波長掃引光源、分岐光学素子、照射光学系、合波光学素子、二次元受光素子、および制御部を備える。波長掃引光源は、出射波長を時間的に掃引させたレーザ光を出射する。分岐光学素子は、波長掃引光源から出射されたレーザ光を、測定光と参照光に分岐する。照射光学系は、分岐光学素子によって分岐された測定光を、対象物（例えば被検眼の組織）上の二次元の照射領域に照射する。合波光学素子は、二次元の照射領域によって反射された測定光と、分岐光学素子によって分岐された参照光を合波して干渉させる。二次元受光素子は、二次元状に配置された複数の画素を備えており、合波光学素子によって生成された干渉光を受光することで照射領域における干渉信号を検出する。制御部は、眼科用医療装置の制御を司る。照射光学系は走査部を備える。走査部は、測定光の偏向方向を変化させることで、測定光が照射される二次元の照射領域を移動させる。
【００１０】
本開示に係る眼科用医療装置は、ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴによって二次元の照射領域におけるＯＣＴ信号を取得すると共に、照射領域を走査部によって走査（移動）させることも可能である。従って、広範囲の組織におけるＯＣＴ信号を短時間で取得することも容易であり、照射領域を移動させることも容易である。よって、組織に関する情報が適切に取得される。
【００１１】
制御部は、エネルギーが加えられる組織に対して測定光を照射することで、エネルギーが加えられることで生じ得る組織の変形の量を、二次元受光素子によって検出される干渉信号に基づいて算出してもよい。この場合、広範囲の組織におけるＯＣＴ信号が、二次元受光素子によって検出される干渉信号に基づいて取得されたうえで、組織の変形量が算出される。よって、組織の変形量がより適切に算出される。
【００１２】
なお、本開示では、組織に加えられるエネルギーには、一例として、レーザ治療部から出射される治療レーザ光が用いられる。本開示では、治療レーザ光は、被検眼の眼底の光凝固治療、および、眼底組織が凝固しない程度の治療である低侵襲治療（閾値化凝固治療と言われる場合もある）の少なくともいずれかを行うために用いられる。ただし、組織に加えられるエネルギーは、治療光に限定されない。例えば、圧電素子等によって外部から機械的なエネルギーが加えられてもよい。超音波、電磁波、風圧等によってエネルギーが加えられてもよい。
【００１３】
また、組織の変形量を算出する方法も適宜選択できる。一例として、本開示では、制御部は、参照光と、二次元の照射領域によって反射された測定光の干渉光によって、異なる時間における複数のＯＣＴ信号を取得する。制御部は、複数のＯＣＴ信号を処理することで、測定光の局所光路長の時間変化率を算出する。制御部は、照射領域における組織の変形量（≧０）を時間方向に累積した累積変形量を、局所光路長の時間変化率に基づいて算出することで、組織の変形量を算出する。その結果、生体組織の変化の遷移が適切に把握される。しかし、組織の変形量の算出方法を変更することも可能である。例えば、制御部は、エネルギーが加えられるよりも前におけるＯＣＴ信号と、エネルギーの印加が開始された以後におけるＯＣＴ信号に基づいて、エネルギーの印加が開始される前後の２つの時点の間の組織の変形量を算出してもよい。
【００１４】
制御部は、二次元の照射領域内に含まれる二次元の検査対象領域内の複数の位置において、組織の変形量を算出してもよい。この場合、ユーザ（例えば医師等）は、二次元の検査対象領域内における組織の変形の遷移を、算出結果に基づいて適切に把握することができる。従って、組織上の１点の変形量が算出される場合に比べて、組織の変形状態がより適切に把握される。ただし、制御部は、照射領域内における１点の組織の変形量を、ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴに基づいて算出してもよい。
【００１５】
眼科用医療装置は、治療レーザ光を組織に照射するレーザ照射部を備えていてもよい。制御部は、算出された組織の変形量に基づいて、組織への治療レーザ光の照射を制御してもよい。この場合、組織の変形量に基づいて、治療光の照射が適切に制御される。
【００１６】
制御部は、眼底に含まれる複数の層のうち、１つまたは複数の特定の層の変形量を算出してもよい。この場合、眼底における特定の層の変形の状態が適切に把握される。
【００１７】
なお、特定の層の変形量を用いることで、種々の診断および治療等を行うことができる。例えば、制御部は、特定の層の変形量に基づいて治療レーザ光の照射を制御してもよい。この場合、治療レーザ光の照射がより適切に制御される。
【００１８】
より詳細には、制御部は、眼底における網膜色素上皮（ＲＰＥ）およびブルッフ膜の少なくともいずれかの変形量を算出し、算出した変形量に基づいて治療レーザ光の照射を制御してもよい。網膜色素上皮およびブルッフ膜は、治療レーザ光を吸収し易い。よって、網膜色素上皮およびブルッフ膜の変形量に基づいて治療レーザ光の照射を制御することで、より適切に治療レーザ光が眼底に照射される。例えば、制御部は、網膜色素上皮およびブルッフ膜の少なくともいずれかの変形量が閾値を超えた場合に、治療レーザ光の照射を停止させてもよい。
【００１９】
また、制御部は、眼底における網膜内層の少なくとも一部の変形量を算出し、算出した変形量に基づいて治療レーザ光の照射を制御してもよい。網膜内層には視機能に関連する細胞が多く含まれているので、治療レーザ光による網膜内層の変性は抑制されるのが好ましい。よって、網膜内層の変形量に基づいて治療レーザ光の照射を制御することで、より適切に治療レーザ光が眼底に照射される。例えば、制御部は、網膜内層の少なくとも一部の変形量が閾値を超えた場合に、治療レーザ光の照射を停止させることで、網膜内層の変性を抑制してもよい。
【００２０】
制御部は、完全には互いに重複しない複数の照射領域の各々に測定光を照射させることで、複数の照射領域の各々における干渉信号を取得してもよい。制御部は、取得した複数の干渉信号の各々に基づいて得られる複数のデータを位置合わせすることで、各々の照射領域よりも広い領域のデータを生成してもよい。この場合、より広い範囲の組織のデータが、ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴに基づいて適切に取得される。
【００２１】
なお、この場合、「干渉信号に基づいて得られるデータ」には、種々のデータを採用できる。例えば、制御部は、各々の照射領域における二次元または三次元の断層画像を、各々の干渉信号に基づいて取得し、取得した複数の断層画像を位置合わせしてもよい。また、制御部は、各々の照射領域を測定光の光軸に沿う方向（正面方向）から見た場合のＯＣＴ正面（Ｅｎｆａｃｅ）画像データを、各々の干渉信号に基づいて取得し、取得した複数のＯＣＴ正面画像データを位置合わせしてもよい。また、制御部は、各々の照射領域における組織の動きを示すモーションコントラストデータを、各々の干渉信号に基づいて取得し、取得した複数のモーションコントラストデータを位置合わせしてもよい。また、制御部は、種々の解析データ（例えば、特定の層の厚みの二次元分布を示すマップデータ等）を各々の干渉信号に基づいて取得し、位置合わせを行ってもよい。
【００２２】
制御部は、測定光の光軸に沿う方向から見た場合の組織の正面画像を取得し、取得した正面画像に基づいて、測定光を照射する照射領域の位置を組織上の同一の位置に追従させてもよい。つまり、制御部は、照射領域のトラッキングを実行してもよい。この場合、組織が動いてしまう場合でも、適切な位置に測定光が照射される。
【００２３】
なお、眼科用医療装置は、ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴの原理によって組織の変形量を算出する場合に、照射領域を移動させる走査部を備えていなくてもよい。この場合でも、眼科用医療装置は、微小なスポットを走査させる場合に比べて容易に広範囲の組織のＯＣＴ信号を取得することができるので、組織の変形量をより適切に算出することができる。また、眼科用医療装置は、ラインフィールドＯＣＴ（以下、「ＬＦ−ＯＣＴ」という）の原理によって組織の変形量を算出してもよい。ＬＦ−ＯＣＴでは、組織において一次元方向に延びる照射ライン上に測定光が同時に照射され、測定光の反射光と参照光の干渉光が、一次元受光素子（例えばラインセンサ）または二次元受光素子によって受光される。従って、ＬＦ−ＯＣＴを用いる場合でも、微小なスポットを走査させる場合に比べて容易に広範囲の組織のＯＣＴ信号が取得される。よって、組織の変形量がより適切に取得される。ＬＦ−ＯＣＴの原理を用いる場合、眼科用医療装置は走査部を備えていてもよい。
【００２４】
これらの場合、眼科用医療装置は以下のように表現することも可能である。被検眼の組織に関する情報を取得する眼科用医療装置であって、レーザ光を出射する光源と、前記光源から出射された前記レーザ光を、測定光と参照光に分岐する分岐光学素子と、前記分岐光学素子によって分岐された前記測定光を、前記被検眼の組織において一次元方向に延びる照射ライン、または、前記被検眼の組織上の二次元の照射領域に照射する照射光学系と、前記照射ラインまたは前記照射領域によって反射された前記測定光と、前記分岐光学素子によって分岐された前記参照光を合波して干渉させる合波光学素子と、前記合波光学素子によって生成された干渉光を受光する受光素子と、前記眼科用医療装置の制御を司る制御部と、を備え、前記制御部は、エネルギーが加えられる前記組織に対して前記測定光を照射することで、前記エネルギーが加えられることで生じ得る前記組織の変形の量を、前記受光素子によって検出される干渉信号に基づいて算出する。
【００２５】
＜実施形態＞
以下、本開示における典型的な実施形態の１つについて、図面を参照して説明する。一例として、本実施形態の医療装置１は、被検眼Ｅの眼底に関する情報を取得する眼科用医療装置である。また、本実施形態の医療装置１は、治療レーザ光を眼底に照射することで、眼底を治療することも可能である。しかし、本実施形態で例示する技術の少なくとも一部は、眼底以外の被検眼Ｅの組織に関する情報を取得する場合にも適用できる。また、被検眼Ｅ以外の対象物（例えば、皮膚、消化器、脳等）に関する情報を取得する場合にも、本実施形態で例示する技術の少なくとも一部を適用できる。また、医療装置１は、治療レーザ光を照射する構成を備えていなくてもよい。つまり、医療装置１は、治療を行わずに、対象物に関する情報（例えば、対象物の断層画像のデータ等）の取得のみを行ってもよい。
【００２６】
また、本実施形態の医療装置１は、ＯＣＴ部１０、レーザ治療部３０、正面画像撮影部４０、および制御部５０を備える。しかし、本実施形態で例示する構成の少なくとも一部が、ＯＣＴ部１０を備えた医療装置とは別のデバイスに設けられていてもよい。例えば、ＯＣＴ部１０を備えた医療装置と、レーザ治療部３０を備えたレーザ治療装置が別々に設けられていてもよい。また、医療装置に接続されたデバイス（例えばパーソナルコンピュータ等）が、医療装置の制御を司ってもよい。
【００２７】
＜概略構成＞
図１を参照して、本実施形態の医療装置１の概略構成について説明する。前述したように、本実施形態の医療装置１は、ＯＣＴ部１０、レーザ治療部３０、正面画像撮影部４０、および制御部５０を備える。
【００２８】
ＯＣＴ部１０について説明する。ＯＣＴ部１０は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）の原理を用いてＯＣＴ信号を取得する。ＯＣＴ部１０は、波長掃引光源１１、分岐光学素子１２、照射光学系２０、合波光学素子１８、および二次元受光素子２６を備える。
【００２９】
波長掃引光源（ＳＳ光源）１１は、出射波長を時間の経過と共に高速で掃引させたレーザ光を出射する。波長掃引光源１１は、例えば、レーザ媒体、共振器、および波長選択フィルタを備えてもよい。波長選択フィルタには、例えば、回折格子とポリゴンミラーの組み合わせ、または、ファブリー・ペローエタロンを用いたフィルタ等が用いられてもよい。
【００３０】
分岐光学素子１２は、波長掃引光源１１から出射されたレーザ光を、測定光と参照光に分岐する。一例として、本実施形態の分岐光学素子１２はファイバカップラーである。ただし、ファイバカップラー以外の素子（例えば、サーキュレータ、ビームスプリッタ等）を分岐光学素子１２として使用してもよい。
【００３１】
本実施形態では、分岐光学素子１２によって分岐された測定光は測定光用ファイバ１３に導光され、参照光は参照光用ファイバ１４に導光される。測定光は、測定光用ファイバ１３から出射されると、コリメータレンズ１５によって平行光とされた後、ビームスプリッタである合波光学素子１８（詳細は後述する）に入射する。測定光の少なくとも一部は、合波光学素子１８によって反射されて、照射光学系２０へ導光される。また、参照光は、参照光用ファイバ１４から出射されると、コリメータレンズ１６によって平行光とされた後、合波光学素子１８に入射する。参照光の少なくとも一部は、合波光学素子１８によって反射されて、二次元受光素子２６へ導光される。
【００３２】
ＯＣＴ部１０は、測定光と参照光の光路長差を調整する光路長差調整部１７を備える。光路長差が調整されることで、ＯＣＴ信号が取得される深さ方向（測定光の光軸に沿うＺ方向）の範囲が変更される。光路長差調整部１７は、測定光の光路上、および参照光の光路上の少なくともいずれかに設けられる。一例として、本実施形態の光路長差調整部１７はモータであり、参照光用ファイバ１４における下流側の端部とコリメータレンズ１６を光軸方向に移動させることで光路長差を調整する。
【００３３】
照射光学系２０は、分岐光学素子１２によって分岐された測定光を、被検眼Ｅの組織上の二次元の照射領域に照射する。つまり、本実施形態では、測定光は、微小なスポットとされて組織に照射されるのではなく、光軸に交差する二次元の方向に広げられた状態で組織に照射される。一例として、本実施形態では、後述する二次元受光素子２６の受光面の形状（本実施形態では矩形）に合わせて、照射領域の形状も矩形に形成される。ただし、照射領域の形状が矩形に限定されないことは言うまでもない。本実施形態の照射光学系２０は、レンズ２１，２４，２５、および走査部２２を備える。レンズ２１は、合波光学素子１８から平行光束として導光される測定光を集束させる。
【００３４】
走査部２２は、駆動部２３によって駆動されることで、測定光の偏向方向を変化させる。その結果、組織上において測定光が照射される二次元の照射領域の位置が移動される。本実施形態では、被検眼Ｅの瞳孔と略共役となる位置に走査部２２が設けられている。また、本実施形態では、互いに異なる方向に測定光を偏向させることが可能な２つのガルバノミラー（図１では１つのガルバノミラーのみを図示）が走査部２２として用いられる。しかし、光を偏向させる別のデバイス（例えば、ポリゴンミラー、レゾナントスキャナ、音響光学素子等の少なくともいずれか）が走査部２２として用いられてもよい。レンズ２４，２５は、走査部２２の位置と被検眼Ｅの瞳孔を共役に結ぶ。なお、レンズ２５と被検眼Ｅの間には絞りが設けられていてもよい。
【００３５】
組織上の二次元の照射領域によって反射された測定光は、被検眼Ｅに向けて照射される際の測定光の光路と同じ光路を逆方向へ戻り、合波光学素子１８に入射する。本実施形態の合波光学素子１８はビームスプリッタであり、照射領域によって反射された測定光の少なくとも一部を透過させる。その結果、照射領域によって反射されて合波光学素子１８を透過した測定光と、レンズ１６を経て合波光学素子１８によって反射された参照光が合波し、干渉する。合波光学素子１８によって生成された干渉光は、二次元受光素子２６に入射する。
【００３６】
二次元受光素子２６は、二次元状に配置された複数の画素を備える。干渉光は、略平行光となった状態で合波光学素子１８から二次元受光素子２６へ入射し、二次元受光素子２６が備える複数の画素によって検出される。その結果、二次元の照射領域内における各々の位置の干渉信号が、測定光を走査させることなく取得される。二次元受光素子２６によって取得された干渉信号をフーリエ変換することで、二次元の照射領域内におけるＯＣＴ信号（複素ＯＣＴ信号）が得られる。二次元受光素子２６には、例えば、二次元ＣＣＤ、二次元ＣＭＯＳ等を採用できる。
【００３７】
レーザ治療部３０について説明する。レーザ治療部３０は、治療光（本実施形態では治療レーザ光）を出射する。一例として、本実施形態では、レーザ治療部３０から出射される治療光は、被検眼Ｅの眼底の光凝固治療、および、眼底組織が凝固しない程度のエネルギーで治療光を照射する閾値下凝固治療の少なくともいずれかを行うために用いられる。本実施形態では、ＯＣＴ部１０における測定光の光路上にダイクロイックミラー２８が設けられている。レーザ治療部３０によって出射された治療光は、ダイクロイックミラー２８によって反射されて、生体組織に照射される。なお、本実施形態のレーザ治療部３０は、治療光の偏向方向を変化させることで治療光の照射位置を移動させる走査部を備えている。制御部５０は、レーザ治療部３０の走査部の駆動を制御することで、組織上の複数の位置の各々に順に治療光を照射させることも可能である。また、制御部５０は、組織の移動が検出された場合に、検出された移動に治療光の照射位置を追従させることも可能である。
【００３８】
医療装置１は、レーザ治療部３０によって生体組織に治療光を照射しつつ、ＯＣＴ部１０によってＯＣＴ信号を取得することができる。なお、治療光の照射とＯＣＴ信号の取得を並行して実行するために必要な構成は、適宜選択できる。例えば、ＯＣＴ測定光を生体組織に照射するための光学系と、治療光を生体組織に照射するための光学系が、各々独立して設けられていてもよい。
【００３９】
正面画像撮影部４０は、生体組織（本実施形態では、少なくとも患者眼Ｅの眼底）の正面画像を得るために設けられている。つまり、正面画像撮影部４０は、測定光の光軸に沿う方向から見た場合の組織の画像を撮影する。正面画像撮影部４０の構成には、例えば、走査型レーザ検眼鏡（ＳＬＯ）、眼底カメラ等の少なくともいずれかの構成を採用できる。本実施形態では、ダイクロイックミラー２８とレーザ治療部３０の間の光路上に、ダイクロイックミラー２９が設けられている。正面画像を撮影するための光は、組織から、ダイクロイックミラー２８およびダイクロイックミラー２９を経て正面画像撮影部４０に入射する。
【００４０】
制御部５０について説明する。制御部５０は、医療装置１の各種制御を司る。制御部５０は、ＣＰＵ５１、ＲＡＭ５２、ＲＯＭ５３、および不揮発性メモリ（ＮＶＭ）５４を備える。ＣＰＵ５１は各種制御を行うコントローラである。ＲＡＭ５２は各種情報を一時的に記憶する。ＲＯＭ５３には、ＣＰＵ５１が実行するプログラム、および各種初期値等が記憶されている。ＮＶＭ５４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である。後述する変形量算出処理（図２参照）およびパノラマデータ取得処理（図４参照）を実行するための医療装置制御プログラムは、ＮＶＭ５４に記憶されていてもよい。前述したように、累積変形量算出処理を実行する制御部は、医療装置１に設けられている必要は無い。例えば、ＰＣ、ＯＣＴ装置、レーザ治療装置等の制御部の少なくともいずれかが、変形量算出処理およびパノラマデータ取得処理を実行してもよい。
【００４１】
＜変形量算出処理＞
図２および図３を参照して、変形量算出処理について説明する。変形量算出処理では、ＯＣＴ（本実施形態ではＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴ）の原理を用いて、組織（本実施形態では、被検眼Ｅの眼底）の変形量が算出される。さらに、本実施形態の変形量算出処理では、算出された変形量に基づいて、治療光の照射が制御される。制御部５０のＣＰＵ５１は、ＮＶＭ５４に記憶された医療装置制御プログラムに従って、図２に示す変形量算出処理を実行する。
【００４２】
まず、ＣＰＵ５１は、組織上における測定光の照射領域６１（図３参照）と、治療光の照射位置６２（図３参照）を設定する（Ｓ１）。図３は、測定光の照射領域６１と治療光の照射位置６２を含む眼底の正面画像６０の一例を示す図である。図３に例示する正面画像６０には、視神経乳頭２、黄斑３、および眼底血管４を含む眼底が表れている。図３に示すように、本実施形態の医療装置１は、測定光の微小なスポットを眼底上で走査させるのではなく、眼底上の二次元の照射領域６１に同時に測定光を照射させることで、照射領域におけるＯＣＴ信号を検出する。前述したように、図３に例示する照射領域６１は矩形である。また、治療光のスポットの形状は、照射領域６１の形状に合わせて、方形ファイバ等によって矩形に形成される。しかし、照射領域６１および治療光のスポットの形状の少なくともいずれかを、矩形以外の二次元の形状（例えば円形等）とすることも可能である。
【００４３】
なお、測定光の照射領域６１および治療光の照射位置６２を設定する方法は、適宜選択できる。例えば、照射領域６１および照射位置６２の位置を示すエイミング光が組織上に照射されてもよい。ユーザは、エイミング光が写っている正面画像６０を見ながら操作部（図示せず）を操作することで、照射領域６１の位置および治療光の照射位置６２を、医療装置１に入力してもよい。ＣＰＵ５１は、入力された操作指示に応じて、測定光の照射領域６１の位置、および治療光の照射位置６２を設定してもよい。照射領域６１の位置と共に、照射領域６１の大きさ、形状、および角度の少なくともいずれかが、ユーザから入力される操作指示に応じて設定されてもよい。また、ユーザは、スリットランプ等を用いて組織を観察しながら、照射領域６１および照射位置６２を移動させてもよい。また、治療光の照射位置６２のみが、ユーザから入力される操作指示に応じて設定されてもよい。この場合、測定光の照射領域６１は、治療光の照射位置６２に基づいて設定されてもよい。例えば、測定光の照射領域６１は、治療光の照射位置６２を中心とする領域に設定されてもよい。なお、測定光の照射領域６１と治療光の照射位置６２は、重複していなくてもよい。
【００４４】
また、図３に示す例では、測定光の照射領域６１内に治療光の照射位置６２が１つ設定される。しかし、治療光の照射領域６１内に治療光の照射位置６２が複数設定されてもよい。この場合、ＣＰＵ５１は、レーザ治療部３０の走査部を制御することで、複数の照射位置６２の各々に順に治療光を照射させてもよい。また、複数の照射位置６２に同時に治療光が照射されてもよい。医療装置１は、複数の照射位置６２に治療光が照射される際の、照射領域６１内の組織の変化を、ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴの原理によって適切に検出することができる。
【００４５】
次いで、ＣＰＵ５１は、組織上の二次元の照射領域６１（図３参照）に対するＯＣＴ信号の検出を開始する（Ｓ２）。照射領域６１によって反射された測定光は、参照光と合波されて干渉し、干渉光が二次元受光素子２６によって受光される。ＣＰＵ５１は、二次元受光素子２６の各画素から出力される干渉信号の各々をフーリエ変換することで、各々の画素に対応する照射領域６１内の各位置におけるＯＣＴ信号（複素ＯＣＴ信号）を検出する。照射領域６１に対するＯＣＴ信号の検出は、断続的に繰り返し行われる。
【００４６】
なお、本実施形態では、ＯＣＴ信号を取得する組織上の二次元の領域（以下、「検査対象領域」という）の位置および大きさは、測定光が照射される二次元の照射領域６１の位置および大きさと同一である。しかし、検査対象領域は、照射領域６１内の一部の領域であってもよい。
【００４７】
次いで、ＣＰＵ５１は、正面画像６０から組織（本実施形態では眼底）の移動量を検出する（Ｓ３）。一例として、本実施形態のＣＰＵ５１は、リアルタイムで撮影された正面画像６０（以下、「リアルタイム画像」という）を処理し、リアルタイム画像における基準部位（例えば、視神経乳頭２、黄斑３、および眼底血管４の少なくともいずれか）と、リアルタイム画像よりも前に撮影された正面画像６０（以下、「基準画像」という）の基準部位を比較する。その結果、基準画像撮影時に対するリアルタイム画像撮影時の組織の移動量が検出される。「移動」には、正面画像の撮影光軸に交差するＸＹ方向の移動に加え、光軸に平行な軸を中心とする回転方向の移動も含まれていてもよい。
【００４８】
ＣＰＵ５１は、Ｓ２で検出された組織の移動量に基づいて走査部２２の駆動を制御することで、測定光の照射領域６１の位置を、組織上の同一の位置に追従させる（Ｓ４）。つまり、ＣＰＵ５１は、照射領域６１のトラッキングを開始する。その結果、組織が動いてしまう場合でも、適切な位置に測定光が照射される。また、ＣＰＵ５１は、組織の移動量に基づいてレーザ治療部３０の走査部の駆動を制御することで、治療光の照射位置６２を、組織上の同一の位置に追従させる。つまり、ＣＰＵ５１は、治療光の照射位置６２のトラッキングを開始する。
【００４９】
ＣＰＵ５１は、組織に対する治療光（本実施形態では治療レーザ光）の照射を開始する（Ｓ５）。一例として、本実施形態では、図３に示すように、測定光の照射領域６１の内部（本実施形態では中心部分）が治療光の照射位置６２に設定されている。
【００５０】
ＣＰＵ５１は、検査対象領域内（つまり、本実施形態では照射領域６１内）の複数の位置の各々で断続的に検出された複数のＯＣＴ信号を取得する（Ｓ６）。ＣＰＵ５１は、眼底における特定の層の変形量を、検査対象領域内の複数の位置の各々で算出する（Ｓ７）。
【００５１】
なお、各々の位置における組織の変形量を算出する方法は、適宜選択できる。以下、各々の位置における組織の変形量を算出する方法の一例について説明する。本実施形態では、ＣＰＵ５１は、各々の位置における特定の層の局所光路長（ｌｏｃａｌ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｐａｔｈ  ｌｅｎｇｔｈ：ｌＯＰＬ）の時間変化率（以下、「局所光路長変化率」という）を算出する。さらに、ＣＰＵ５１は、局所光路長変化率の絶対値をＺ方向に積算することで、各々の位置における組織の特定の層の累積変形量を算出する。
【００５２】
詳細には、本実施形態のＣＰＵ５１は、各々の位置における複数のＯＣＴ信号を時間微分する。時間微分は、例えば、ＯＣＴ信号Γに、それをΔｔ（ｔは時間）ずらして複素共役をとった値を掛け合わせることで行われてもよい。次いで、ＣＰＵ５１は、得られた値を空間微分する。空間微分は、例えば、時間微分によって得られた値を深さ方向にΔｍピクセルずらして複素共役を掛け、その位相を取り出すことで行われてもよい。次いで、ＣＰＵ５１は、局所光路長変化率を算出する。局所光路長とは、深さ方向（Ｚ方向）における位置がそれぞれ異なるそれぞれの局所部位に入射して反射されたＯＣＴ測定光の光路長である。次いで、ＣＰＵ５１は、特定の層における局所光路長変化率の絶対値を、Ｚ方向に積算する。さらに、ＣＰＵ５１は、Ｚ方向に積算した値を時間方向に累積する。以上の処理を、検査対象領域内の各々の位置に対して行うことで、各々の位置における累積変形量を算出する。その結果、二次元の検査対象領域内における組織の変化の遷移が、得られたデータから容易に把握される。
【００５３】
なお、本実施形態では、眼底における複数の層のうち、網膜色素上皮およびブルッフ膜の少なくともいずれかの層の変形量を算出する。網膜色素上皮およびブルッフ膜は、治療光を吸収し易い。よって、網膜色素上皮およびブルッフ膜の少なくともいずれかの層の変形量を算出することで、治療光を吸収することによる組織の変形が、より適切に把握される。
【００５４】
また、眼底における複数の層のうち、網膜内層の少なくとも一部の変形量が算出されてもよい。網膜内層には視機能に関連する細胞が多く含まれているので、治療光による網膜内層の変性は抑制されるのが好ましい。よって、網膜内層の少なくとも一部の変形量が算出されることで、望ましくない変性が発生したか否かがより適切に把握される。
【００５５】
なお、本実施形態における組織の変形量の算出方法が一例であることは言うまでもない。つまり、変形量の算出方法を変更することも可能である。例えば、ＣＰＵ５１は、検査対象領域内の複数の位置の各々で検出された同一時刻の複数のＯＣＴ信号の空間微分を、変形量を算出する処理の中に含めてもよい。この場合、複数の位置の間における変形量の変化の遷移がより適切に把握される。また、ＣＰＵ５１は、エネルギーの印加（本実施形態では治療光の照射）が開始されるよりも前におけるＯＣＴ信号と、エネルギーの印加が開始された以後におけるＯＣＴ信号に基づいて、エネルギーの印加が開始される前後の２つの時点の間の組織の変形量を算出してもよい。また、ＣＰＵ５１は、眼底における特定の層の変形量に限定せずに、全ての層の変形量を算出してもよい。
【００５６】
次いで、ＣＰＵ５１は、算出された変形量に基づいて治療光の照射を制御する（Ｓ８，Ｓ９）。一例として、本実施形態では、ＣＰＵ５１は、算出された累積変形量が閾値以上となったか否かを判断する（Ｓ８）。閾値は、治療目的（例えば、光凝固治療および閾値化凝固治療のいずれを実行するか）等に応じて適宜設定すればよい。例えば、ＣＰＵ５１は、検査対象領域内の全ての位置の累積変形量の合計が閾値以上となったか否かを判断してもよい。また、ＣＰＵ５１は、検査対象領域内の特定の位置（例えば、検査対象領域の中心、検査対象領域の端部、または治療光の照射位置６２等）の累積変形量が閾値以上となったか否かを判断してもよい。累積変形量が閾値未満であれば（Ｓ８：ＮＯ）、処理はＳ６へ戻り、治療光の照射を継続したまま、累積変形量を算出する処理（Ｓ６，Ｓ７）を繰り返す。累積変形量が閾値以上となると（Ｓ８：ＹＥＳ）、ＣＰＵ５１は、治療光の照射を停止させて（Ｓ９）、処理を終了する。なお、治療光の照射位置６２が複数設定されている場合には、全ての照射位置６２への治療光の照射が完了するまでＳ６〜Ｓ８の処理が繰り返されてもよい。
【００５７】
＜パノラマデータ取得処理＞
図４から図６を参照して、パノラマデータ取得処理について説明する。パノラマデータ取得処理では、ＯＣＴ（本実施形態ではＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴ）の原理を用いて、複数の照射領域６１の各々における干渉信号が取得される。さらに、各々の照射領域６１における干渉信号に基づいて複数のＯＣＴデータが取得され、複数のＯＣＴデータが位置合わせされることで、パノラマデータが生成される。
【００５８】
ここで、パノラマデータとは、１つの照射領域６１よりも広範囲のＯＣＴデータである。また、干渉信号に基づいて取得されるＯＣＴデータには、種々のデータを採用できる。例えば、ＯＣＴデータは、二次元または三次元の断層画像のデータであってもよい。また、ＯＣＴデータは、測定光の光軸に沿う方向（正面方向）から組織を見た場合のＯＣＴ正面（Ｅｎｆａｃｅ）画像データであってもよい。また、ＯＣＴデータは、組織の動きを示すモーションコントラストデータであってもよい。また、ＯＣＴデータは、干渉信号に基づいて得られる種々の解析データ（例えば、特定の層の厚みの二次元分布を示すマップデータ等）であってもよい。
【００５９】
一例として、本実施形態では、モーションコントラストデータのパノラマデータを生成する場合について説明する。ＣＰＵ５１は、ＮＶＭ５４に記憶された医療装置制御プログラムに従って、図４に示すパノラマデータ取得処理を実行する。
【００６０】
まず、ＣＰＵ５１は、パノラマデータ８１（図６参照）を取得する組織上の領域（以下、「パノラマデータ取得領域７１」という）を設定する（Ｓ１１）。パノラマデータ取得領域７１を設定する方法は、適宜選択できる。図５は、正面画像７０上に設定されたパノラマデータ取得領域７１と、パノラマデータ取得領域７１内における複数の照射領域６１の関係を例示する図である。例えば、ユーザは、操作部（図示せず）を操作することで、組織（本実施形態では眼底）の正面画像７０上で、パノラマデータ取得領域７１の位置・大きさ・形状・角度の少なくともいずれかを指定する指示を入力してもよい。ＣＰＵ５１は、入力された指示に応じて、組織上にパノラマデータ取得領域７１を設定してもよい。
【００６１】
また、Ｓ１１では、ＣＰＵ５１は、パノラマデータ取得領域７１を設定すると、設定したパノラマデータ取得領域７１の全体が複数の照射領域６１によって覆われるように、組織上に複数の照射領域６１を設定する。複数の照射領域６１は、完全には互いに重複しないように設定される。図５に示す例では、隣接する照射領域６１同士が接するように、複数の照射領域６１が設定されている。しかし、隣接する照射領域６１同士の端部の領域が重複していてもよい。図５に示す例では、パノラマデータ取得領域７１内に、１番から９番まで計９個の照射領域６１が設定されている。
【００６２】
次いで、ＣＰＵ５１は、正面画像７０から組織の移動量を検出する（Ｓ１２）。組織の移動量の検出方法には、前述したＳ３（図２参照）と同様の方法を採用してもよい。ＣＰＵ５１は、Ｓ１２で検出された組織の移動量に基づいて走査部２２の駆動を制御することで、測定光の照射位置６１の位置を、組織上の同一の位置に追従させる（Ｓ１３）。つまり、ＣＰＵ５１は、照射領域６１のトラッキングを開始する。図５に示す例では、測定光は、１番の照射領域６１から９番の照射領域６１へ順に照射される。従って、トラッキングの開始時には、測定光の照射位置６１は、１番の位置に追従される。
【００６３】
次いで、ＣＰＵ５１は、パノラマデータ取得領域７１内の一部の照射領域６１（図５に示す例では、最初は１番の照射領域６１）における干渉信号を検出する（Ｓ１５）。次いで、パノラマデータ取得領域７１内の全領域における干渉信号の検出が完了していなければ（Ｓ１６：ＮＯ）、ＣＰＵ５１は、走査部２２を制御して、測定光を照射する照射領域６１を、次の照射領域６１に変更する（Ｓ１７）。なお、Ｓ１７では、トラッキングの対象となる領域も、次の照射領域６１に変更される。
【００６４】
パノラマデータ取得領域７１内の全領域における干渉信号の検出が完了すると（Ｓ１６：ＹＥＳ）、ＣＰＵ５１は、それぞれの照射領域６１における干渉信号からＯＣＴデータを作成する（Ｓ１８）。一例として、本実施形態では、ＯＣＴデータとしてモーションコントラストデータが作成される。従って、ＣＰＵ５１は、Ｓ１５の処理において、それぞれの照射領域６１に測定光を複数回照射することで、測定時間が異なる少なくとも２フレームの干渉信号をそれぞれの照射領域６１から取得する。Ｓ１８では、ＣＰＵ５１は、取得した複数フレームの干渉信号に対して演算処理を行うことで、それぞれの照射領域６１におけるモーションコントラストデータを作成する。干渉信号を処理してモーションコントラストデータを取得する方法には、例えば、複素ＯＣＴ信号の位相差を算出する方法、複素ＯＣＴ信号のベクトル差分を算出する方法、および、複素ＯＣＴ信号の位相差とベクトル差分を掛け合わせる方法等が存在するが、いずれの方法を採用してもよい。
【００６５】
次いで、ＣＰＵ５１は、それぞれのＯＣＴデータの位置合わせを行うことで、パノラマデータ８１を生成する（Ｓ１９）。図６は、モーションコントラストデータのパノラマデータ８１が正面画像７０上に重畳表示された状態の一例を示す。図６に示すように、パノラマデータ８１は、それぞれの照射位置６１に対応する複数のモーションコントラストデータ８２が位置合わせされることで生成される。従って、より広い範囲の組織のＯＣＴデータが、ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴに基づいて適切に取得される。
【００６６】
上記実施形態で開示された技術は一例に過ぎない。従って、上記実施形態で例示された技術を変更することも可能である。例えば、上記実施形態では、二次元の照射領域６１に測定光が照射されることで、ＦＦ−ＳＳ−ＯＣＴの原理によって干渉信号が取得される。しかし、例えば、図２に例示する変形量算出処理においてトラッキングを実行する必要が無い場合等には、医療装置１は走査部２２を備えていなくてもよい。
【００６７】
また、組織の変形量を算出する場合、医療装置１は、ＬＦ−ＯＣＴの原理によって組織の変形量を算出してもよい。つまり、医療装置１は、組織において一次元方向に延びる照射ライン上に測定光を同時に照射し、測定光の反射光と参照光の干渉信号を一次元受光素子または二次元受光素子によって受光することで、干渉信号を検出してもよい。この場合、医療装置１は、走査部２２の駆動を制御して照射ラインを移動させることで、二次元の照射領域６１における干渉信号を取得してもよい。なお、ＬＦ−ＯＣＴの原理が用いられる場合の医療装置１の構成は、適宜選択できる。例えば、測定光および参照光を出射するＯＣＴ光源として、上記実施形態と同様に波長掃引光源１１が用いられてもよい。この場合、干渉光を受光する受光素子は一次元受光素子であってもよい。また、測定光および参照光を出射するＯＣＴ光源として、低コヒーレント光源（広帯域光源）が用いられてもよい。この場合、眼科装置１は、干渉光を各周波数成分に分光する分光光学系と、分光された光を受光する二次元受光素子を備えていてもよい。
【符号の説明】
【００６８】
１    医療装置
１１    波長掃引光源
１２    分岐光学素子
１８    合波光学素子
２０    照射光学系
２２    走査部
２６    二次元受光素子
５１    ＣＰＵ
６１    照射領域
８１    パノラマデータ
【図１】
2019063085.tif 000003
【図２】
2019063085.tif 000004
【図３】
2019063085.tif 000005
【図４】
2019063085.tif 000006
【図５】
2019063085.tif 000007
【図６】
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