Source: https://patents.google.com/patent/JP4864516B2/en
Timestamp: 2019-06-27 04:55:25
Document Index: 396199134

Matched Legal Cases: ['art 8', 'art 8', 'art 8', 'art 8', 'art 8', 'art 151', 'art 151', 'art 8', 'art 112', 'art 112', 'art 240', 'art 240', 'art 240', 'art 240', 'art 220', 'art.\n１', 'art 212']

JP4864516B2 - Ophthalmic apparatus - Google Patents
JP4864516B2
JP4864516B2 JP2006106936A JP2006106936A JP4864516B2 JP 4864516 B2 JP4864516 B2 JP 4864516B2 JP 2006106936 A JP2006106936 A JP 2006106936A JP 2006106936 A JP2006106936 A JP 2006106936A JP 4864516 B2 JP4864516 B2 JP 4864516B2
JP2006106936A
JP2007275375A (en
2006-04-07 Application filed by 株式会社トプコン filed Critical 株式会社トプコン
2006-04-07 Priority to JP2006106936A priority Critical patent/JP4864516B2/en
2007-10-25 Publication of JP2007275375A publication Critical patent/JP2007275375A/en
2012-02-01 Publication of JP4864516B2 publication Critical patent/JP4864516B2/en
The ophthalmologic apparatus 1 splits low coherence light LO into a signal light LS and a reference light LR, the interference light LC being generated by having the signal light LS overlap with the reference light LR, and detects this interference light LC. In addition, the apparatus comprises an optical alignment system 190A for performing the alignment of an optical system forming the signal light path to the eye E. An intraocular distance calculator 214 determines the distance between the position where the signal light LS has been introduced onto the eye E and the position where the signal light LS has been reflected by the fundus oculi E based on length of the optical path of the signal light, the length of the optical path of the reference signal light, the working distance after alignment, and the detection signal output by the CCD 184 (or signal intensity data).
本発明は、被検眼の眼内における距離の測定を行うことが可能な眼科装置に関する。 The present invention relates to an ophthalmic apparatus capable of measuring the distance in the eye of the eye.
被検眼の眼内における距離（たとえば眼軸長）の測定に供される眼科装置としては、超音波を利用する手法と光を利用する手法とが一般に用いられている。 The ophthalmologic apparatus to be used for measurement of distance (e.g., axial length) of the eye of the eye, a method of using a technique and light utilizing ultrasound are generally used. 超音波を利用した手法については、たとえば下記の特許文献１に開示されている。 The method using ultrasound, for example, disclosed in Patent Document 1 below. また、光を利用した手法については、特許文献２に開示されている。 Further, a technique of utilizing light is disclosed in Patent Document 2.
超音波を利用した手法においては、超音波プローブを被検眼の角膜に接触させて（より正確には、液体やゲル状の超音波媒体を介して間接的に接触させて）測定を行うために、被検者に精神的・身体的な負担を与えてしまうという問題がある。 In the method using ultrasound, the ultrasound probe into contact with the cornea of ​​the eye (more precisely, through a liquid or gel ultrasonic medium by indirect contact) in order to make measurements , there is a problem that given the mental and physical burden to the subject. 更に、測定前に被検眼の消毒を行う必要があるため、その作業に時間が掛かるという問題や、被検者に対して負担を強いるという問題がある。 Furthermore, since it is necessary to disinfect of the eye prior to measurement, and a problem that time is required for the work, there is a problem that imposes burden on the examinee. 一方、光を利用した手法においては、被検眼に対して非接触で測定を行えることから、超音波の場合と比較して被検者に対する負担が小さく、また、消毒等の作業を行う必要もないというメリットがある。 On the other hand, in the method using light, since it can perform non-contact measurement with respect to the eye, the burden on comparison to subjects with the case of the ultrasound is small, also the tasks shown in the disinfection there is an advantage that no.
ここで、本発明に係る眼科装置の一例として［発明を実施するための最良の形態］の項において説明する装置に関する従来技術について説明する。 Here it will be described the prior art relates to apparatus described in the section as an example of the ophthalmologic apparatus according to the present invention BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION. この装置は、眼底カメラと、ＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）技術を応用した装置（光画像計測装置、光コヒーレンストポグラフィ装置などと呼ばれる。）とを融合して構成されるものである。 This apparatus includes a fundus camera, OCT (Optical Coherence Tomography) apparatus which applies the technology (optical image measurement device, called a optical coherence topography device.) By fusing and are those composed.
図１４は、従来の一般的な眼底カメラの外観構成の一例を表し、図１５は、この眼底カメラに内蔵される光学系の構成の一例を表している（たとえば特許文献３参照。）。 Figure 14 shows one example of the appearance of a conventional fundus camera in general, Fig. 15 shows one example of an optical system incorporated in the fundus camera (for example, see Patent Document 3.). まず、図１４を参照しつつ、従来の眼底カメラ１０００の外観構成について説明する。 First, referring to FIG. 14, a description will be given the appearance of a conventional retinal camera 1000. この眼底カメラ１０００は、ベース２上に前後左右方向（水平方向）にスライド可能に搭載された架台３を備えている。 The fundus camera 1000 is provided with a slidably mounted on the platform 3 in front and rear, right and left directions (horizontal direction) on a base 2. この架台３には、検者が各種操作を行うための操作パネル３ａとジョイスティック４が設置されている。 On this platform 3, examiner operation panel 3a and a control lever 4 for performing various operations are mounted.
本体部８の被検眼Ｅ側（図１４の紙面左方向）には、被検眼Ｅに対峙して配置される対物レンズ部８ａが設けられている。 The eye E side of the main body part 8 (the left side of the page in Fig 14), an objective lens part 8a is provided which is disposed opposite the eye E. また、本体部８の検者側（図１４の紙面右方向）には、被検眼Ｅの眼底を肉眼観察するための接眼レンズ部８ｂが設けられている。 Also, on the examiner's side of the main body part 8 (the right side of the page in FIG. 14), which is provided eyepiece part 8b for visual observation of the fundus of the eye E.
次に、図１５を参照しつつ、眼底カメラ１０００の光学系の構成について説明する。 Next, referring to FIG. 15, illustrating a structure of an optical system of the fundus camera 1000. 眼底カメラ１０００には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆを照明する照明光学系１００と、この照明光の眼底反射光を接眼レンズ部８ｂ、スチルカメラ９、撮像装置１０に導く撮影光学系１２０とが設けられている。 The fundus camera 1000 is provided with an illumination optical system 100 that illuminates a fundus oculi Ef of the eye E, an eyepiece part 8b the fundus reflection light of the illumination light, a still camera 9, and an imaging optical system 120 for guiding to the imaging device 10 is provided It is.
次に、撮影光学系１２０について説明する。 Next, the imaging optical system 120 will be described. 撮影光学系１２０は、対物レンズ１１３、孔開きミラー１１２（の孔部１１２ａ）、撮影絞り１２１、バリアフィルタ１２２及び１２３、合焦レンズ１２４、リレーレンズ１２５、撮影レンズ１２６、クイックリターンミラー１２７及び撮影媒体９ａを含んで構成される。 Imaging optical system 120 comprises: an objective lens 113, aperture mirror 112 (aperture 112a), an imaging diaphragm 121, barrier filters 122 and 123, focusing lens 124, a relay lens 125, an imaging lens 126, a quick return mirror 127 and an imaging configured to include a media 9a. ここで、撮影媒体９ａは、スチルカメラ９に用いられる任意の撮影媒体（ＣＣＤ等の撮像素子、カメラフィルム、インスタントフィルムなど）である。 Here, the imaging media 9a is an arbitrary imaging medium used in a still camera 9 (an imaging device such as CCD, camera film, instant film, etc.).
合焦レンズ１２４は、図示しない駆動機構によって撮影光学系１２０の光軸方向に移動可能とされている。 Focusing lens 124 is movable in the direction of the optical axis of the imaging optical system 120 by a drive mechanism not illustrated. それにより、観察倍率や撮影倍率の変更、眼底画像のフォーカスなどを行うことができる。 This makes it possible to change an observation magnifying ratio and an imaging magnification, and to focus images of a fundus oculi. 撮影レンズ１２６は、被検眼Ｅからの眼底反射光を撮影媒体９ａ上に結像させるレンズである。 The imaging lens 126 is a lens for forming on the imaging media 9a the fundus reflection light from the eye E.
このような眼底カメラ１０００は、眼底Ｅｆの表面、すなわち網膜の状態を観察するために用いられる眼科装置である。 Such a fundus camera 1000 is the surface of a fundus oculi Ef, that is, an ophthalmologic apparatus to be used for observing the state of the retina. 換言すると、眼底カメラ１０００は、被検眼Ｅの角膜の側から眼底Ｅｆを見たときの２次元的な眼底画像を得るための装置である。 In other words, the fundus camera 1000 is a device for obtaining a 2-dimensional fundus oculi image when it sees the fundus oculi Ef from the side of the cornea of ​​the eye E. 一方、網膜の深層には脈絡膜や強膜といった組織が存在し、これらの組織の状態を観察するための技術が望まれていたが、近年、これら深層組織を観察するための装置の実用化が進んでいる（たとえば特許文献４、５参照）。 On the other hand, in the deep layer of the retina and tissues such as the choroidea or sclera exist, technology for observing the state of these tissues has been desired in recent years, commercialization of devices for observing these deep layer tissues advances and is (for example, see Patent documents 4 and 5).
特許文献４、５に開示された光画像計測装置は、低コヒーレンス光を二分して、その一方（信号光）を眼底に導き、他方（参照光）を所定の参照物体に導くとともに、眼底を経由した信号光と参照物体を経由した参照光とを重畳して得られる干渉光を検出して解析することにより、眼底の表面ないし深層組織の断層画像を形成する装置である。 The optical image measurement device disclosed in Patent Documents 4 and 5, together with the low coherence light is split into two, guides while the (signal light) to a fundus leads the other (the reference beam) to a predetermined reference object, the fundus by detecting and analyzing the interference light obtained by superimposing the reference light propagated through a reference object and the signal light propagated through a device for forming a tomographic image of the fundus oculi surface to deeper tissues. また、光画像計測装置は、複数の断層画像に基づいて、眼底の３次元画像を形成することが可能である。 Further, the optical image measuring apparatus based on the plurality of tomographic images, it is possible to form a three-dimensional image of the fundus. なお、特許文献４に記載の光画像計測装置は、一般に、フーリエドメイン（Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｄｏｍａｉｎ）ＯＣＴなどと呼ばれている。 The optical image measurement device described in Patent Document 4 is commonly called a Fourier domain (Fourier Domain) OCT.
また、眼底の３次元画像を形成する場合、複数の走査線に沿ってＢスキャンを実行し、それにより得られる複数の断層画像に補間処理を施すなどして３次元画像データを生成する。 In the case of forming a three-dimensional image of the fundus oculi, a B-scan is performed along a plurality of scan lines to produce a three-dimensional image data and the like thereby performing the interpolation process on the plurality of tomographic images obtained. この３次元画像データは、Ｘ線ＣＴ装置等の医用画像診断装置と同様に、ボリュームデータ或いはボクセルデータなどと呼ばれるデータであり、３次元的に配列された各ボクセルに画素データ（明るさ、濃淡、色等のデータ。輝度値やＲＧＢ値など）が割り当てられた形態の画像データである。 The 3-dimensional image data, similarly to the medical image diagnostic apparatus such as X-ray CT apparatus, a data called as volume data, voxel data, each voxel in the pixel data (brightness arranged three-dimensionally, gray , data. luminance value and RGB value of the color, etc.) image data in a form assigned. ３次元画像は、ボリュームデータをレンダリングして得られる所定の視線方向から見た擬似的な３次元画像として表示される。 3-dimensional image is displayed as a pseudo 3-dimensional image seen from a certain viewing angle obtained by rendering volume data.
特開２００１−６１７８４号公報 JP 2001-61784 JP 特開平５−２７７０７５号公報 JP-5-277075 discloses 特開２００４−３５０８４９号公報 JP 2004-350849 JP 特開２００３−５４３号公報 JP 2003-543 JP 特開２００５−２４１４６４号公報 JP 2005-241464 JP
被検眼の眼軸長は、たとえば白内障の手術によって被検眼に挿入される眼内レンズ（ＩＯＬ；ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ ｌｅｎｓ）の位置決めなどに用いられ、高い測定精度が要求されるものである。 Axial length of the eye, for example intraocular lenses to be inserted into the subject's eye by cataract surgery; used in such positioning (IOL intraocular lens), in which high measurement accuracy is required. 超音波を利用した眼軸長測定では、超音波の波長が比較的長いことから、光を利用する場合と比較して測定精度が低くなる（測定波の波長以上の測定誤差が生じるため）。 (Because the measurement error than the wavelength of the measurement wave occurs) in axial length measurement using ultrasound, since the wavelength of the ultrasonic wave is relatively long, the compared measurement accuracy becomes lower and when using the light. したがって、眼軸長測定等の眼内における距離測定は、光学的な手法を用いて行うことが望ましいと考えられる。 Therefore, the distance measurement in the eye, such as eye axial length measurement is considered to be desirable to perform by using an optical technique.
本発明は、以上のような事情に鑑みてなされたものであり、眼内における距離測定を新たな光学的手法により行うことを可能とする眼科装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide an ophthalmologic apparatus capable of performing a distance measurement in the eye by new optical technique.
上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、低コヒーレンス光を出力する光源と、該出力された低コヒーレンス光を被検眼の眼底に向かう信号光と参照物体に向かう参照光とに分割するとともに、信号光路を介して被検眼に照射されて眼底にて反射された信号光と、参照光路を介して前記参照物体にて反射された参照光とを重畳させて干渉光を生成する干渉光生成手段と、該生成された干渉光を受光して検出信号を出力する検出手段と、 前記検出信号に基づいて、前記眼底の奥行方向の断層画像を形成する手段と、前記信号光路を形成する光学系の被検眼に対するアライメントを行うアライメント手段と、前記信号光路の光路長と、前記参照光路の光路長と、被検眼と前記光学系との間の前記アライメントされた距離と、前記形成 To achieve the above object, a first aspect of the present invention, a light source that emits low coherence light, the reference light and the low coherence light said output toward the reference object and the signal light directed toward the fundus of the eye as well as divided into the signal light reflected on the fundus via a signal light path is irradiated to the eye, through the reference light path are superimposed with the reference light reflected by the reference object by generating an interference light an interference light generating means for a detection means for outputting a detection signal by receiving the interference light the generated, based on said detection signal, means for forming a depth direction of the tomographic image of the fundus, the signal light path an alignment means for aligning with the eye of an optical system for forming an, the optical path length of said signal light path, the optical path length of the reference light path, wherein the alignment distance between the optical system between the eye, the formation れた断層画像とに基づいて、 前記被検眼の外眼軸長及び内眼軸長を選択的に演算する眼内距離演算手段と、を備える、ことを特徴とする眼科装置である。 Based on the tomographic images, the comprises a intraocular distance calculator means for selectively calculating an outer axial length and the inner axial length of the eye, and it is an ophthalmologic apparatus according to claim.
また、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の眼科装置であって、前記眼内距離演算手段は、 前記眼底の強膜の情報を前記断層画像から取得し、前記強膜の情報に基づいて前記外眼軸長の演算を行うことを特徴とする 。 Further, an invention according to claim 2, an ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the intraocular distance calculating means obtains the information of the fundus of the sclera from the tomographic images, the sclera and performing arithmetic operation of the outer axial length based on the information.
また、請求項３に記載の発明は、 請求項１又は請求項２に記載の眼科装置であって、 前記眼内距離演算手段は、前記眼底の中心窩の網膜面の情報を前記断層画像から取得し、前記網膜面の情報に基づいて前記内眼軸長の演算を行うことを特徴とする 。 The invention described in Claim 3 is the ophthalmologic apparatus according to claim 1 or claim 2, wherein the intraocular distance calculator means, the information of the retinal surface of the fovea of the fundus oculi from the tomographic image get, and performing an operation in the eye axial length based on the information of the retina surface.
本発明に係る眼科装置は、低コヒーレンス光を出力する光源と、この低コヒーレンス光を被検眼の眼底に向かう信号光と参照物体に向かう参照光とに分割し、信号光路を介して被検眼に照射されて眼底にて反射された信号光と、参照光路を介して前記参照物体にて反射された参照光とを重畳させて干渉光を生成する干渉光生成手段と、この干渉光を受光して検出信号を出力する検出手段とを備えている。 Ophthalmologic apparatus according to the present invention includes a light source that emits low coherence light, the low coherence light is split into the reference beam and directed toward the reference object and the signal light directed toward the fundus of the eye, the eye via a signal light path a signal light reflected by the fundus is irradiated with the interference light generating means for generating by superimposing the interference light and the reference light reflected by said reference object via a reference light path, it receives this interference light and a detecting means for outputting a detection signal Te. また、信号光路を形成する光学系の被検眼に対するアライメントを行うアライメント手段が設けられている。 Further, the alignment means for aligning with the eye of an optical system forming the signal light path is provided. 更に、信号光路の光路長と、参照光路の光路長と、アライメントされた被検眼と光学系との間の距離と、検出手段により出力された検出信号とに基づいて、信号光が被検眼に入射した位置と信号光が眼底にて反射された位置との間の眼内距離を演算する眼内距離演算手段を備えている。 Furthermore, the optical path length of the signal light path, the optical path length of the reference optical path, the distance between the aligned subject's eye and the optical system, based on a detection signal outputted by the detection means, the signal light is the eye incident position and the signal light is provided with an intraocular distance calculator for calculating the intraocular distance between the position reflected by the fundus.
このように、本発明に係る眼科装置によれば、被検眼の眼内における距離測定を従来とは異なる光学的手法によって行うことが可能である。 Thus, according to the ophthalmologic apparatus according to the present invention, the conventional distance measurement in the eye of the eye can be performed by a different optical method.
本発明に係る眼科装置の好適な実施の形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。 An example of a preferred embodiment of an ophthalmologic apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. なお、従来と同様の構成部分については、図１４、図１５と同じ符号を用いることにする。 It should be noted that the conventional similar components, will be denoted by the same reference numerals as in FIG. 14, FIG. 15.
まず、図１〜図９を参照しつつ、本実施形態に係る眼科装置の構成について説明する。 First, with reference to FIGS. 1-9, the configuration of the ophthalmologic apparatus according to the present embodiment. 図１は、本実施形態に係る眼科装置１の全体構成の一例を表している。 Figure 1 shows one example of the entire configuration of the ophthalmologic apparatus 1 according to this embodiment. 図２は、この眼科装置１のアライメント光学系の構成の一例を表している。 Figure 2 shows an example of the ophthalmologic apparatus 1 of the alignment optical system configuration. 図３は、このアライメント光学系を用いたアライメント動作の一例を表している。 Figure 3 shows an example of an alignment operation using the alignment optical system. 図４は、この眼科装置１の眼底カメラユニット１Ａ内の走査ユニット１４１の構成の一例を表している。 4 shows an example of the configuration of the scanning unit 141 of the ophthalmologic apparatus 1 of the retinal camera unit 1A. 図５は、この眼科装置１のＯＣＴユニット１５０の構成の一例を表している。 5 shows an example of the configuration of an OCT unit 150 of the ophthalmologic apparatus 1. 図６は、この眼科装置１の演算制御装置２００のハードウェア構成の一例を表している。 Figure 6 shows an example of a hardware configuration of the arithmetic and control unit 200 of the ophthalmologic apparatus 1. 図７は、眼科装置１の制御系の構成の一例を表している。 Figure 7 shows one example of a configuration of a control system of the ophthalmologic apparatus 1. 図８は、眼底カメラユニット１Ａに設けられた操作パネル３ａの構成の一例を表している。 Figure 8 shows an example of a configuration of an operation panel 3a disposed to the retinal camera unit 1A. 図９は、演算制御装置２００の制御系の構成の一例を表している。 Figure 9 shows an example of a configuration of a control system of an arithmetic and control unit 200.
図１に示すように、眼科装置１は、従来の眼底カメラと同様に機能する眼底カメラユニット１Ａと、光画像計測装置（ＯＣＴ装置）の光学系を格納したＯＣＴユニット１５０と、各種の演算処理や制御処理等を実行する演算制御装置２００とを含んで構成されている。 As shown in FIG. 1, the ophthalmologic apparatus 1, and the retinal camera unit 1A that functions similarly to the conventional retinal camera, an OCT unit 150 accommodating an optical system of an optical image measurement device (OCT device), various calculations It is configured to include an arithmetic and control unit 200 that executes, control processes, or the like.
ＯＣＴユニット１５０には、接続線１５２の一端が取り付けられている。 The OCT unit 150, one end of a connection line 152 is attached. この接続線１５２の他端には、コネクタ部１５１が取り付けられている。 The other end of this connection line 152, a connector part 151 is attached. このコネクタ部１５１は、図１４に示した装着部８ｃに装着される。 This connector part 151 is attached to a mounting part 8c shown in FIG. 14. また、接続線１５２の内部には光ファイバが導通されている。 Further, a conductive optical fiber runs through inside the connection line 152. ＯＣＴユニット１５０と眼底カメラユニット１Ａは、接続線１５２を介して光学的に接続されている。 OCT unit 150 and the retinal camera unit 1A are optically connected via the connection line 152. ＯＣＴユニット１５０の詳細構成については、図５を参照しつつ後述することにする。 The detailed configuration of the OCT unit 150, will be described below with reference to FIG.
まず、図１〜図４を参照しつつ眼底カメラユニット１Ａについて説明する。 First described the retinal camera unit 1A with reference to FIGS. 眼底カメラユニット１Ａは、光学的に取得されるデータ（撮像装置１０、１２により検出されるデータ）に基づいて被検眼の眼底の表面の２次元画像を形成する装置であり、図１４に示した従来の眼底カメラ１０００とほぼ同様の外観構成を有している。 Retinal camera unit 1A is a device for forming a 2-dimensional image of the fundus oculi of the surface of the eye based on data optically obtained data (data detected by imaging devices 10 and 12), shown in FIG. 14 It has substantially the same appearance as the conventional fundus camera 1000. また、眼底カメラユニット１Ａは、図１５に示した従来の光学系と同様に、被検眼Ｅの眼底Ｅｆを照明する照明光学系１００と、この照明光の眼底反射光を撮像装置１０に導く撮影光学系１２０とを備えている。 Further, the fundus camera unit 1A is, as in the conventional optical system shown in FIG. 15, an illumination optical system 100 that illuminates a fundus oculi Ef of the eye E, guiding the fundus reflection light of the illumination light to the imaging device 10 imaging and an optical system 120.
なお、詳細は後述するが、本実施形態の撮影光学系１２０における撮像装置１０は、近赤外領域の波長を有する照明光を検出するものである。 Although the details will be described later, the imaging device 10 in the imaging optical system 120 of the present embodiment is used for detecting the illumination light having a wavelength in the near infrared region. また、この撮影光学系１２０には、可視領域の波長を有する照明光を検出する撮像装置１２が別途設けられている。 Furthermore, in this imaging optical system 120, an imaging device 12 for detecting the illumination light having a wavelength in the visible region is provided separately. 更に、この撮影光学系１２０は、ＯＣＴユニット１５０から入力される信号光を眼底Ｅｆに導くとともに、眼底Ｅｆを経由した信号光をＯＣＴユニット１５０に出力するようになっている。 Moreover, this imaging optical system 120 guides a signal light inputted from the OCT unit 150 to the fundus oculi Ef, and outputs the signal light through the fundus oculi Ef to the OCT unit 150.
観察光源１０１は、約４００ｎｍ〜７００ｎｍの範囲に含まれる可視領域の波長の照明光を出力する。 Observation light source 101 outputs the illumination light of a wavelength in the visible region included within about 400 nm to 700 nm. また、撮影光源１０３は、約７００ｎｍ〜８００ｎｍの範囲に含まれる近赤外領域の波長の照明光を出力する。 Also, the imaging light source 103 outputs the illumination light of a wavelength in the near-infrared region included within about 700 nm to 800 nm. この撮影光源１０３から出力される近赤外光は、ＯＣＴユニット１５０で使用する光の波長（後述）よりも短く設定されている。 Near-infrared light emitted from this imaging light source 103 is provided shorter than the wavelength of light used by the OCT unit 150 (described later).
また、撮影光学系１２０は、対物レンズ１１３、孔開きミラー１１２（の孔部１１２ａ）、撮影絞り１２１、バリアフィルタ１２２及び１２３、合焦レンズ１２４、リレーレンズ１２５、撮影レンズ１２６、ダイクロイックミラー１３４、フィールドレンズ（視野レンズ）１２８、ハーフミラー１３５、リレーレンズ１３１、ダイクロイックミラー１３６、撮影レンズ１３３、撮像装置１０（撮像素子１０ａ）、反射ミラー１３７、撮影レンズ１３８、撮影装置１２（撮像素子１２ａ）、レンズ１３９及びＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）１４０を含んで構成される。 The imaging optical system 120 comprises: an objective lens 113, an aperture mirror 112 (aperture part 112a), an imaging diaphragm 121, barrier filters 122 and 123, focusing lens 124, a relay lens 125, an imaging lens 126, the dichroic mirror 134, a field lens 128, half mirror 135, a relay lens 131, a dichroic mirror 136, imaging lens 133, the imaging device 10 (imaging device 10a), a reflection mirror 137, an imaging lens 138, an imaging device 12 (image pick-up element 12a), configured to include a lens 139 and LCD (Liquid Crystal Display) 140.
本実施形態に係る撮影光学系１２０においては、図１５に示した従来の撮影光学系１２０と異なり、ダイクロイックミラー１３４、ハーフミラー１３５、ダイクロイックミラー１３６、反射ミラー１３７、撮影レンズ１３８、レンズ１３９及びＬＣＤ１４０が設けられている。 In the imaging optical system 120 according to this embodiment is different from the conventional imaging optical system 120 shown in FIG. 15, the dichroic mirror 134, the half mirror 135, the dichroic mirror 136, the reflection mirror 137, imaging lens 138, a lens 139 and LCD140 It is provided.
ＬＣＤ１４０は、内部固視標等を表示するように作用する。 LCD140 serves to display the internal fixation target or the like. このＬＣＤ１４０の表示画面から出力された光は、レンズ１３９により集光された後に、ハーフミラー１３５により反射され、フィールドレンズ１２８を経由してダイクロイックミラー１３６に反射される。 Light output from the display screen of the LCD140, after being converged by the lens 139, is reflected by the half mirror 135, it is reflected by the dichroic mirror 136 through the field lens 128. そして、撮影レンズ１２６、リレーレンズ１２５、合焦レンズ１２４、孔開きミラー１１２（の孔部１１２ａ）、対物レンズ１１３等を経由して、被検眼Ｅに入射する。 Then, the imaging lens 126, relay lens 125, the focusing lens 124, the aperture mirror 112 (aperture part 112a), the objective lens 113 and the like, and enters the eye E. それにより、被検眼Ｅの眼底Ｅｆに内部固視標等が投影される。 Consequently, an internal fixation target, etc. is displayed in a fundus oculi Ef of the eye E.
撮像素子１０ａは、テレビカメラ等の撮像装置１０に内蔵されたＣＣＤやＣＭＯＳ等の任意の撮像素子であり、特に、近赤外領域の波長の光を検出するために用いられる（つまり、撮像装置１０は、近赤外領域の光に感度を有する赤外線テレビカメラである。）。 The imaging element 10a is an image pick-up element of CCD and CMOS, etc. installed internally in an imaging device 10 such as a TV camera, used for detecting light of a wavelength in the near-infrared region (that is, the imaging device 10 is an infrared TV camera for detecting light in the near infrared region.). 撮像装置１０は、近赤外光を検出した結果として映像信号を出力する。 The imaging device 10 outputs video signals as a result of detecting near-infrared light. タッチパネルモニタ１１は、この映像信号に基づいて、眼底Ｅｆの表面の２次元画像（眼底画像Ｅｆ′）を表示する。 The touch panel monitor 11, based on the video signal, and displays a two-dimensional image of the surface of the fundus oculi Ef (fundus oculi image Ef '). また、この映像信号は演算制御装置２００に送られ、そのディスプレイ（後述）に眼底画像が表示されるようになっている。 The video signals are sent to the arithmetic and control unit 200, the fundus image is adapted to be displayed on the display (described later). なお、この撮像装置１０による眼底撮影時には、たとえば照明光学系１００の撮影光源１０３から出力される近赤外領域の波長を有する照明光が用いられる。 Furthermore, when the fundus oculi are being imaged by this imaging device 10, for example, the illumination light is used having a wavelength in the near infrared region outputted from the imaging light source 103 of the illumination optical system 100.
一方、撮像素子１２ａは、テレビカメラ等の撮像装置１２に内蔵されたＣＣＤやＣＭＯＳ等の任意の撮像素子であり、特に、可視領域の波長の光を検出するために用いられる（つまり、撮像装置１２は、可視領域の光に感度を有するテレビカメラである。）。 On the other hand, the imaging element 12a is an image pick-up element of CCD and CMOS, etc. installed internally in an imaging device 12 such as a TV camera, used for detecting light of a wavelength in the visible region (that is, the imaging device 12 is a TV camera for detecting light in the visible region.). 撮像装置１２は、可視光を検出した結果として映像信号を出力する。 The imaging device 12 outputs video signals as a result of detecting visible light. タッチパネルモニタ１１は、この映像信号に基づいて、眼底Ｅｆの表面の２次元画像（眼底画像Ｅｆ′）を表示する。 The touch panel monitor 11, based on the video signal, and displays a two-dimensional image of the surface of the fundus oculi Ef (fundus oculi image Ef '). また、この映像信号は演算制御装置２００に送られ、そのディスプレイ（後述）に眼底画像が表示されるようになっている。 The video signals are sent to the arithmetic and control unit 200, the fundus image is adapted to be displayed on the display (described later). なお、この撮像装置１２による眼底撮影時には、たとえば照明光学系１００の観察光源１０１から出力される可視領域の波長を有する照明光が用いられる。 Furthermore, when the fundus oculi are being imaged by this imaging device 12, an illumination light having a wavelength in the visible region outputted from the observation light source 101 of the illumination optical system 100 is used.
図４に、走査ユニット１４１の具体的構成の一例を示す。 4 shows an example of a specific configuration of the scanning unit 141. 走査ユニット１４１は、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂと、反射ミラー１４１Ｃ、１４１Ｄとを含んで構成されている。 The scanning unit 141 is comprised including Galvanometer mirrors 141A, 141B, and reflection mirrors 141C, 141D.
ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂは、それぞれ回動軸１４１ａ、１４１ｂを中心に回動可能とされている。 Galvano mirrors 141A, 141B are each rotary shafts 141a, and is rotatable about a 141b. 回動軸１４１ａ、１４１ｂは、互いに直交するように配設されている。 Turning shaft 141a, 141b are arranged perpendicular to each other. 図４においては、ガルバノミラー１４１Ａの回動軸１４１ａは、同図の紙面に対して平行方向に配設されており、ガルバノミラー１４１Ｂの回動軸１４１ｂは、同図の紙面に対して直交する方向に配設されている。 In FIG. 4, the rotary shaft 141a of the Galvano mirror 141A is arranged parallel to the paper face of the figure, the rotary shaft 141b of the Galvano mirror 141B is perpendicular to the plane of the figure It is arranged in a direction. すなわち、ガルバノミラー１４１Ｂは、図４中の両側矢印に示す方向に回動可能に構成され、ガルバノミラー１４１Ａは、当該両側矢印に対して直交する方向に回動可能に構成されている。 That is, the Galvano mirror 141B is to be rotatable in the directions indicated by an arrow pointing in both directions in FIG. 4, the Galvano mirror 141A is to be rotatable in the directions perpendicular to the arrow pointing in both directions. それにより、この一対のガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂは、信号光ＬＳの反射方向を互いに直交する方向に変更するようにそれぞれ作用する。 As a result, this pair of Galvano mirrors 141A, 141B act so as to change the reflecting directions of the signal light LS into directions orthogonal to each other. なお、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂのそれぞれの回動動作は、後述のミラー駆動機構（図７参照）によって駆動される。 Incidentally, the Galvano mirror 141A, each rotation of 141B is driven by later of the mirror drive mechanism (see FIG. 7).
合焦レンズ１２４とリレーレンズ１２５との間の光路上には、ハーフミラー１９０が斜設されている。 On the optical path between the focusing lens 124 and the relay lens 125, half mirror 190 is obliquely disposed. このハーフミラー１９０は、図２（Ａ）に示すアライメント光学系１９０Ａの光路と撮影光学系１２０の光路（撮影光路）とを合成するように作用する。 The half mirror 190 acts to combine the optical paths of the imaging optical system 120 of the alignment optical system 190A shown in FIG. 2 (A) (photographing optical path). このアライメント光学系１９０Ａは、本発明の「アライメント手段」の一例に相当するので、被検眼Ｅに対する光学系の位置合わせに用いられるアライメント輝点を被検眼Ｅに投影するための光学系である。 The alignment optical system 190A, since the equivalent of one example of the "alignment means" of the present invention, an optical system for projecting the alignment bright points used for alignment of the optical system with respect to the eye E to the eye E.
このアライメント輝点は、被検眼Ｅの角膜頂点を光学系１００、１２０の光軸に一致させるアライメント（図１に示すｘｙ方向のアライメント）と、被検眼Ｅと光学系１００、１２０との間の距離（図１のｚ方向；ワーキングディスタンス（ｗｏｒｋｉｎｇ ｄｉｓｔａｎｃｅ）；被検眼Ｅの角膜（頂点）と対物レンズ１１３との間の距離）のアライメントとの双方に用いられる（たとえば特開平１１−４８０８号公報を参照）。 This alignment bright spot, the alignment to match the corneal apex of the eye E with the optical axis of the optical systems 100 and 120 (xy direction of the alignment shown in FIG. 1), between the eye E and the optical systems 100 and 120 distance both (e.g. Japanese Patent 11-4808 discloses used for the alignment (z direction in FIG. 1; working distance (working distance) of the eye E cornea (vertex) and the distance between the objective lens 113) see).
アライメント光学系１９０Ａは、図２（Ａ）に示すように、ハーフミラー１９０とともに、たとえば近赤外光等の光（アライメント光）を出力するＬＥＤ等からなるアライメント光源１９０ａ、ライトガイド１９０ｂ、反射ミラー１９０ｃ、２孔絞り１９０ｄ及びリレーレンズ１９０ｅを含んで構成されている。 Alignment optical system 190A, as shown in FIG. 2 (A), together with the half mirror 190, the alignment light source 190a comprising, for example, an LED that outputs light (alignment light), such as near-infrared light, a light guide 190b, a reflection mirror 190c, 2-hole aperture 190d, and is configured to include a relay lens 190e.
２つのアライメント光束（アライメント光）の角膜反射光は、撮影光学系１２０を介して撮像素子１０ａにより受光される。 Corneal reflection light of the two alignment light fluxes (alignment light) is received by the imaging device 10a via the imaging optical system 120. 撮像素子１０ａによる撮影画像は、タッチパネルモニタ１１や演算制御装置２００のディスプレイ（後述）等の表示デバイスに表示される。 Image captured by the imaging device 10a is displayed on the display device such as a display (described later) of the touch panel monitor 11 or the arithmetic and control unit 200. このときのアライメント光の表示態様を図３に示す。 Indicating the display mode of the alignment light at this time is shown in FIG.
図３中の符号Ｓは括弧形状を有するスケールを表し、符号Ｐ１、Ｐ２は２つのアライメント光束の受光像（アライメント輝点）を表している。 Symbol S in FIG. 3 represents a scale having parentheses shape, sign P1, P2 represents the light-receiving image of the two alignment light fluxes (alignment bright points). なお、スケールＳは、その中心位置が撮影光学系１２０の光軸に一致するようにしてタッチパネルモニタ１１に表示される。 Incidentally, the scale S is, the center position is displayed on the touch panel monitor 11 so as to coincide with the optical axis of the imaging optical system 120.
被検眼Ｅの位置と眼底カメラユニット１Ａの位置とが上下方向（ｙ方向）や左右方向（ｘ方向）にずれている場合、図３（Ａ）に示すように、アライメント輝点Ｐ１、Ｐ２は、スケールＳに対して上下方向や左右方向にずれた位置に表示される。 If the positions of the retinal camera unit 1A of the eye E is displaced in the vertical direction (y-direction) and lateral direction (x direction), as shown in FIG. 3 (A), the alignment bright points P1, P2 is It is displayed in a position shifted in the vertical direction or horizontal direction relative to the scale S. また、ワーキングディスタンスが適正でない場合には、アライメント輝点Ｐ１、Ｐ２は、それぞれ別々の位置に表示される。 Further, when the working distance is not appropriate, the alignment bright points P1, P2 are each displayed at separate positions.
一方、被検眼Ｅと眼底カメラユニット１Ａとのｘｙ方向の位置が一致しており、かつ、ワーキングディスタンスが適正である場合、アライメント輝点Ｐ１、Ｐ２は、図３（Ｂ）に示すように、互いに重なった状態でスケールＳ内に表示される。 On the other hand, a match xy position of the eye E and the retinal camera unit 1A, and, when the working distance is appropriate, the alignment bright points P1, P2, as shown in FIG. 3 (B), It is displayed in the scale S in the state of overlapping each other. 検者は、アライメント輝点Ｐ１、Ｐ２が互いに重なるように、かつ、それらがスケールＳ内に表示されるように、被検眼Ｅと眼底カメラユニット１Ａとの位置関係を調整することにより、アライメントを実施する。 Examiner, as the alignment bright points P1, P2 overlap each other and so that they can be displayed in the scale S, by adjusting the positional relationship between the eye E and the retinal camera unit 1A, the alignment carry out.
次に、図５を参照しつつＯＣＴユニット１５０の構成について説明する。 Next, description will be given of a configuration of the OCT unit 150 with reference to FIG. 同図に示すＯＣＴユニット１５０は、光学的な走査により取得されるデータ（後述のＣＣＤ１８４により検出されるデータ）に基づいて前記眼底の断層画像を形成するための装置であり、従来の光画像計測装置とほぼ同様の光学系、すなわち、光源から出力された光を参照光と信号光とに分割し、参照物体を経由した参照光と被測定物体（眼底Ｅｆ）を経由した信号光とを重畳して干渉光を生成する干渉計と、この干渉光を検出した結果としての信号を演算制御装置２００に向けて出力する手段とを具備している。 OCT unit 150 shown in the figure is a device for forming a tomographic image of the fundus oculi based on data captured by optical scan (data detected by the CCD184 described below), a conventional optical image measurement apparatus substantially the same optical system, i.e., splits the light output from the light source into reference light and signal light, superimposed with the signal light via the reference light propagated through a reference object to the object to be measured (fundus oculi Ef) an interferometer to generate an interference light by, and a means for outputting a signal as a result of detecting the interference light toward the arithmetic and control unit 200. 演算制御装置２００は、この信号を解析して被測定物体（眼底Ｅｆ）の画像を形成する。 Arithmetic and control unit 200 forms an image of the object to be measured (fundus oculi Ef) by analyzing this signal.
また、参照ミラー１７４は、参照光ＬＲの進行方向（図５に示す矢印方向）に移動されるように構成されている。 Further, the reference mirror 174 is configured so as to move in the traveling direction of the reference light LR (arrow direction shown in FIG. 5). それにより、被検眼Ｅの眼軸長などに応じた参照光ＬＲの光路長を確保するようになっている。 Thus, so as to ensure the optical path length of the reference light LR according to the axial length of the eye E. なお、この参照ミラー１７４の移動は、モータ等の駆動装置を含んで構成される駆動機構（後述の参照ミラー駆動機構２４３；図７参照）によって行われる。 The movement of the reference mirror 174 is a drive mechanism including a driving part such as a motor; performed by (reference mirror drive mechanism 243 described later see Figure 7).
信号光ＬＳは、接続線１５２内部を導光されて眼底カメラユニット１Ａに案内される。 The signal light LS is guided to the retinal camera unit 1A the inside of the connection line 152 and guided. そして、レンズ１４２、走査ユニット１４１、ダイクロイックミラー１３４、撮影レンズ１２６、リレーレンズ１２５、合焦レンズ１２４、撮影絞り１２１、孔開きミラー１１２の孔部１１２ａ、対物レンズ１１３を経由して、被検眼Ｅに入射する（このとき、バリアフィルタ１２２、１２３は、それぞれ光路から退避されている。）。 Then, the lens 142, the scanning unit 141, the dichroic mirror 134, imaging lens 126, relay lens 125, the focusing lens 124, the imaging diaphragm 121, the aperture 112a of the aperture mirror 112, an objective lens 113, the eye E incident on the (at this time, the barrier filter 122 and 123 are retracted from the optical path respectively.).
ここで、本発明の「干渉光生成手段」は、少なくとも、光カプラ１６２、光ファイバ１６３、１６４、参照ミラー１７４を含む干渉計によって構成される。 Here, the "interference light generator" of the present invention, at least an optical coupler 162, optical fibers 163 and 164, comprised of an interferometer including a reference mirror 174. なお、本実施形態ではマイケルソン型の干渉計を採用したが、任意のタイプの干渉計を適宜採用することが可能である。 In the present embodiment has been adopted a Michelson interferometer, it is possible to appropriately employ any type of interferometer.
スペクトロメータ（分光計）１８０は、コリメータレンズ１８１、回折格子１８２、結像レンズ１８３、ＣＣＤ１８４を含んで構成される。 The spectrometer 180 comprises a collimator lens 181, a diffraction grating 182, an image forming lens 183, CCD 184. 本実施形態の回折格子１８２は、透過型回折格子であるが、反射型回折格子を用いることも可能である。 Diffraction grating 182 of the present embodiment is a transmission type diffraction grating, it is also possible to use a reflection type diffraction grating. また、ＣＣＤ１８４に代えて、その他の光検出素子を適用することももちろん可能である。 In place of the CCD 184, it is also possible to adopt other photo-detecting elements. このような光検出素子は、本発明の「検出手段」の一例に相当するものである。 This photo-detecting element is the equivalent of one example of the "detector" of the present invention.
眼底カメラユニット１Ａの制御としては、たとえば、観察光源１０１や撮影光源１０３による照明光の出力制御、エキサイタフィルタ１０５、１０６やバリアフィルタ１２２、１２３の光路上への挿入／退避動作の制御、ＬＣＤ１４０等の表示動作の制御、照明絞り１１０の移動制御（絞り値の制御）、撮影絞り１２１の絞り値の制御、合焦レンズ１２４の移動制御、アライメント光源１９０ａの点灯／消灯動作の制御、走査ユニット１４１内のガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂの回動動作の制御などを行う。 The control of the retinal camera unit 1A, for example, the output control of the illumination light by the observation light source 101 or by the imaging light source 103, control of insertion / retraction operation of the optical path of the exciter filters 105 and 106 or the barrier filters 122 and 123, LCD 140, etc. control of the display operation, the movement control of the illumination diaphragm 110 (control of the diaphragm value), the control of the diaphragm value of the imaging diaphragm 121, the movement control of the focusing lens 124, control the on / off operation of alignment light source 190a, the scanning unit 141 galvano mirrors 141A of the inner, and control and 141B in the rotational motion performed.
以上のように作用する演算制御装置２００のハードウェア構成の一例について、図６を参照しつつ説明する。 One example of the hardware configuration of the arithmetic and control unit 200 that acts as described above will be described with reference to FIG. 演算制御装置２００は、従来のコンピュータと同様のハードウェア構成を備えている。 The arithmetic and control unit 200 is provided with the same hardware configuration as conventional computers. 具体的には、マイクロプロセッサ２０１（ＣＰＵ、ＭＰＵ等）、ＲＡＭ２０２、ＲＯＭ２０３、ハードディスクドライブ（ＨＤＤ）２０４、キーボード２０５、マウス２０６、ディスプレイ２０７、画像形成ボード２０８及び通信インターフェイス（Ｉ／Ｆ）２０９を含んで構成されている。 Specifically, the microprocessor 201 (CPU, MPU, etc.), RAM 202, ROM 203, hard disk drive (HDD) 204, a keyboard 205, a mouse 206, includes a display 207, an image forming board 208, and a communication interface (I / F) 209 in is configured. これら各部は、バス２００ａを介して接続されている。 These parts are connected via a bus 200a.
キーボード２０５、マウス２０６及びディスプレイ２０７は、眼科装置１のユーザインターフェイスとして機能する。 Keyboard 205, mouse 206 and the display 207 functions as a user interface of the ophthalmologic apparatus 1. キーボード２０５は、たとえば文字や数字等をタイピング入力するためのデバイスとして用いられる。 Keyboard 205 is used, for example, letters, figures, etc. a device for typing. マウス２０６は、ディスプレイ２０７の表示画面に対する各種入力操作を行うためのデバイスとして用いられる。 The mouse 206 is used as a device for performing various input operations to the display screen of the display 207.
また、ディスプレイ２０７は、ＬＣＤやＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）等の任意の表示デバイスであり、眼科装置１により形成された眼底Ｅｆの画像を表示したり、各種の操作画面や設定画面などを表示したりする。 The display 207 is any display device such as LCD or CRT (Cathode Ray Tube), etc. displays images of a fundus oculi Ef formed by the ophthalmologic apparatus 1, such as to display various operation screens and setting screens or.
なお、眼科装置１のユーザインターフェイスは、このような構成に限定されるものではなく、たとえばトラックボール、ジョイスティック、タッチパネル式のＬＣＤ、眼科検査用のコントロールパネルなど、各種情報を表示出力する機能と、各種情報を入力する機能とを具備する任意のユーザインターフェイス手段を用いて構成することが可能である。 The user interface of the ophthalmologic apparatus 1 includes a such a configuration is not limited, for example a track ball, a joystick, a touch panel type of LCD, such as a control panel for ophthalmic examination, displays and outputs various kinds of information functions, It can be constructed using any user interface means comprising a function for inputting various types of information.
画像形成ボード２０８は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの画像（画像データ）を形成する処理を行う専用の電子回路である。 Image forming board 208 is a dedicated electronic circuit for operating to form the image of the fundus oculi Ef (the image data) of the eye E. この画像形成ボード２０８には、眼底画像形成ボード２０８ａとＯＣＴ画像形成ボード２０８ｂとが設けられている。 The image forming board 208 is provided with a fundus oculi image forming board 208a and an OCT image forming board 208b. 眼底画像形成ボード２０８ａは、眼底カメラユニット１Ａの撮像装置１０や撮像装置１２からの映像信号に基づいて眼底画像の画像データを形成するように動作する、専用の電子回路である。 Fundus image forming board 208a operates to form image data of fundus oculi images based on the video signal from the imaging device 10 and the imaging device 12 of the retinal camera unit 1A, which is a dedicated electronic circuit. また、ＯＣＴ画像形成ボード２０８ｂは、ＯＣＴユニット１５０のスペクトロメータ１８０のＣＣＤ１８４からの検出信号に基づいて眼底Ｅｆの断層画像の画像データを形成するように動作する、専用の電子回路である。 Further, OCT image forming board 208b operates to form image data of tomographic images of the fundus oculi Ef based on the detection signal from CCD184 of the spectrometer 180 of the OCT unit 150 is a dedicated electronic circuit. このような画像形成ボード２０８を設けることにより、眼底画像や断層画像の画像データを形成する処理の処理速度を向上させることができる。 By providing the image forming board 208, it is possible to improve the processing speed for forming image data of fundus oculi images and tomographic images.
以上のような構成を有する眼科装置１の制御系の構成について、図７〜図９を参照しつつ説明する。 The configuration of the control system of the ophthalmologic apparatus 1 having the above configuration will be described with reference to FIGS. 図７に示すブロック図には、眼科装置１が具備する構成のうち、本実施形態に特徴的な動作や処理に関わる部分が特に記載されている。 The block diagram shown in FIG. 7, of the configuration of the ophthalmologic apparatus 1 is a part related to characteristic operation and processing in this embodiment is specifically described. 図８には、眼底カメラユニット１Ａに設けられた操作パネル３ａの構成の一例が記載されている。 Figure 8 shows an example of a configuration of an operation panel 3a disposed to the retinal camera unit 1A is described. 図９に示すブロック図には、演算制御装置２００の詳細構成が記載されている。 The block diagram shown in FIG. 9, detailed configuration of the arithmetic and control unit 200 is described.
眼科装置１の制御系は、演算制御装置２００の制御部２１０を中心に構成される。 Control system of the ophthalmologic apparatus 1 is configured mainly having a controller 210 of the arithmetic and control unit 200. 制御部２１０は、マイクロプロセッサ２０１、ＲＡＭ２０２、ＲＯＭ２０３、ハードディスクドライブ２０４（制御プログラム２０４ａ）、通信インターフェイス２０９等を含んで構成される。 The controller 210 comprises the microprocessor 201, RAM 202, ROM 203, hard disk drive 204 (control program 204a), and the communication interface 209 or the like.
制御部２１０は、制御プログラム２０４ａに基づいて動作するマイクロプロセッサ２０１により、前述の制御処理を実行する。 Control unit 210, the microprocessor 201 operating based on the control program 204a, executes the aforementioned controlling processes. 特に、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂをそれぞれ独立に動作させるための眼底カメラユニット１Ａのミラー駆動機構２４１、２４２の制御や、参照光ＬＲの進行方向に参照ミラー１７４を移動させるための参照ミラー駆動機構２４３の制御や、アライメント光源１９０ａの動作（点灯／消灯）の制御などを実行する。 In particular, the Galvano mirror 141A, the control of the mirror drive mechanisms 241 and 242 of the fundus camera unit 1A for operating 141B to independently reference mirror for moving the reference mirror 174 in the traveling direction of the reference light LR drive mechanism 243 control of, and executes a control operation of the alignment light source 190a (on / off).
また、制御部２１０は、眼科装置１により撮影される２種類の画像、すなわち眼底カメラユニット１Ａによる眼底Ｅｆの表面の２次元画像（眼底画像Ｅｆ′）と、ＯＣＴユニット１５０により得られた検出信号を基に形成される眼底Ｅｆの断層画像（ないし、断層画像に基づいて形成される３次元画像）とを、ユーザインターフェイス２４０のディスプレイ２０７に表示させるための制御を行う。 The control unit 210, ophthalmic device two kinds of images captured by 1, i.e. a two-dimensional image of the surface of the fundus oculi Ef by the fundus camera unit 1A (the fundus oculi image Ef '), the detection signal obtained by the OCT unit 150 (to no 3-dimensional image formed based on the tomographic images) tomographic image of the fundus oculi Ef formed based on a performs control for displaying on the display 207 of the user interface 240. これらの画像は、それぞれ別々にディスプレイ２０７にさせることもできるし、それらを並べて同時に表示させることもできる。 These images may be respectively separately to the display 207, may be side by side they are displayed simultaneously. なお、制御部２１０の構成の詳細については、図９を参照しつつ後述する。 The details of the configuration of the control unit 210 will be described later with reference to FIG.
画像形成部２２０は、眼底カメラユニット１Ａの撮像装置１０、１２からの映像信号に基づいて眼底画像の画像データを形成する処理と、ＯＣＴユニット１５０のＣＣＤ１８４からの検出信号に基づいて眼底Ｅｆの断層画像の画像データを形成する処理とを行う。 The image forming unit 220 includes a process of forming image data of fundus oculi images based on the video signals from the imaging devices 10 and 12 of the retinal camera unit 1A, the fault of the fundus oculi Ef based on the detection signal from CCD184 of the OCT unit 150 and a process of forming image data of the image. この画像形成部２２０は、画像形成ボード２０８や通信インターフェイス２０９等を含んで構成される。 The image forming unit 220 includes the image forming board 208, the communication interface 209 or the like. なお、本明細書において、「画像」と、それに対応する「画像データ」とを同一視することがある。 In this specification, "image" may be identified with "image data" corresponding thereto.
画像処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された画像の画像データに対して各種の画像処理を施すものである。 The image processor 230 applies various image processes to image data of images formed by the image forming section 220. たとえば、ＯＣＴユニット１５０からの検出信号に基づく眼底Ｅｆの断層画像に基づいて眼底Ｅｆの３次元画像の画像データを形成する処理や、画像の輝度調整等の各種補正処理などを実行するものである。 For example, and executes processing for forming an image data of a three-dimensional image of the fundus oculi Ef, various correction processes luminance adjustment of the image or the like based on the tomographic image of the fundus oculi Ef based on the detection signal from the OCT unit 150 .
ユーザインターフェイス（ＵＩ）２４０は、図９に示すように、ディスプレイ２０７等の表示デバイスからなる表示部２４０Ａと、キーボード２０５やマウス２０６などの入力デバイスや操作デバイスからなる操作部２４０Ｂとを備えている。 The user interface (UI) 240, as shown in FIG. 9, and includes a display part 240A consisting of a display device such as a display 207, and an operation part 240B consisting of an operation device and an input device such as a keyboard 205 and a mouse 206 .
眼底カメラユニット１Ａの操作パネル３ａについて説明する。 It will be described the operation panel 3a of the retinal camera unit 1A. この撮影パネル３ａは、たとえば、図１４に示すように、眼底カメラユニット１Ａの架台３上に配設されている。 The imaging panel 3a is, for example, as shown in FIG. 14, is arranged on the platform 3 of the retinal camera unit 1A. 本実施形態における操作パネル３ａは、［背景技術］の項における従来の構成とは異なり、眼底Ｅｆの表面の２次元画像を取得するための操作要求の入力に使用される操作部と、眼底Ｅｆの断層画像を取得するための操作入力に使用される操作部とが設けられている（従来は前者の操作部のみ）。 The operation panel 3a in the present embodiment is different from the conventional configuration in Background of the Invention, with an operating part used to input the operation request for capturing a 2-dimensional image of the surface of the fundus oculi Ef, the fundus oculi Ef and an operating part used to input operation for capturing a tomographic image of a is provided (conventional former operating part only). それにより、従来の眼底カメラを操作するときと同じ要領でＯＣＴ画像の取得に関わる操作も行えるようになっている。 Thereby, so that it performs well operations involving the acquisition of an OCT image in the same manner as when operating a conventional retinal camera.
本実施形態における操作パネル３ａには、図８に示すように、メニュースイッチ３０１、スプリットスイッチ３０２、撮影光量スイッチ３０３、観察光量スイッチ３０４、顎受けスイッチ３０５、撮影スイッチ３０６、ズームスイッチ３０７、画像切替スイッチ３０８、固視標切替スイッチ３０９、固視標位置調整スイッチ３１０、固視標サイズ切替スイッチ３１１及びモード切替ノブ３１２が設けられている。 On the operation panel 3a in the present embodiment, as shown in FIG. 8, a menu switch 301, a split switch 302, an imaging light amount switch 303, an observation light amount switch 304, a jaw holder switch 305, a photographing switch 306, a zoom switch 307, an image switching switch 308, a fixation target switching switch 309, a fixation target position adjusting switch 310, a fixation target size switching switch 311, is provided.
顎受けスイッチ３０５は、図１４に示す顎受け６の位置を移動させるためのスイッチである。 The jaw holder switch 305 is a switch to move the position of the jaw holder 6 shown in FIG. 14. この顎受けスイッチ３０５には、たとえば、顎受け６を上方に移動させるための上方移動スイッチ（上向き三角形）と、顎受け６を下方に移動させるための下方移動スイッチ（下向き三角形）とが設けられている。 The jaw holder switch 305, for example, an upward movement switch (upward triangle) for moving the jaw holder 6 upward, downward movement switch (downward triangle) for moving the jaw holder 6 downward and is provided ing. 顎受けスイッチ３０５の一つが操作されると、その操作信号が制御部２１０に入力される。 When one of the jaw holder switches 305 is operated, the operation signal is inputted to the control unit 210. 制御部２１０は、入力された操作信号に応じて顎受け移動機構（図示せず）を制御して、顎受け６を上方又は下方に移動させる。 Control unit 210 controls the jaw holder movement mechanism (not shown) in response to the inputted operation signal and moves the jaw holder 6 upward or downward.
撮影スイッチ３０６は、眼底Ｅｆの表面の２次元画像或いは眼底Ｅｆの断層画像を取得するためのトリガスイッチとして使用されるスイッチである。 The photographing switch 306 is a switch used as a trigger switch for capturing a tomographic image of the two-dimensional image or the fundus oculi Ef of the surface of the fundus oculi Ef. ２次元画像を撮影するメニューが選択されているときに撮影スイッチ３０６が操作されると、その操作信号を受けた制御部２１０は、撮影光源１０３を制御して撮影照明光を出力させるとともに、その眼底反射光を検出した撮像装置１０から出力される映像信号に基づいて、表示部２４０Ａやタッチパネルモニタ１１に眼底Ｅｆの表面の２次元画像を表示させる。 When the photographing switch 306 is operated when a menu for photographing a 2-dimensional image is selected, the control unit 210 that has received the operation signal, to emit photographing illumination light by controlling the imaging light source 103, the based on the video signal output from the imaging device 10 having detected the fundus reflection light, thereby displaying a two-dimensional image of the surface of the fundus oculi Ef on the display part 240A or the touch panel monitor 11. 一方、断層画像を取得するメニューが選択されているときに撮影スイッチ３０６が操作されると、その操作信号を受けた制御部２１０は、低コヒーレンス光源１６０を制御して低コヒーレンス光Ｌ０を出力させ、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂを制御して信号光ＬＳを走査させるとともに、干渉光ＬＣを検出したＣＣＤ１８４から出力される検出信号に基づいて画像形成部２２０（及び画像処理部２３０）が形成した眼底Ｅｆの断層画像を表示部２４０Ａ或いはタッチパネルモニタ１１に表示させる。 On the other hand, when the photographing switch 306 is operated in a state where a menu to capture a tomographic image is selected, the control unit 210 that has received the operation signal, to emit the low coherence light L0 by controlling the low-coherence light source 160 galvano mirrors 141A, to scan the signal light LS to control 141B, the fundus oculi Ef based on the detection signal outputted from CCD184 of detecting the interference light LC image forming unit 220 (and the image processing section 230) was formed to display the tomographic image on the display part 240A or the touch panel monitor 11.
ズームスイッチ３０７は、眼底Ｅｆの撮影時の画角（ズーム倍率）を変更するために操作されるスイッチである。 The zoom switch 307 is a switch operated to change the angle of the fundus oculi Ef view (zoom magnification) for photographing. このズームスイッチ３０７を操作する度毎に、たとえば撮影画角４５度と２２．５度とが交互に設定されるようになっている。 Every time this zoom switch 307 is operated, for example, a photographing angle of 45 degrees and 22.5 degrees are adapted to be set alternately. このズームスイッチ３０７が操作されると、その操作信号を受けた制御部２１０は、図示しない合焦レンズ駆動機構を制御し、合焦レンズ１２４を光軸方向に移動させて撮影画角を変更する。 When this zoom switch 307 is operated, the control unit 210 that has received the operation signal controls the focusing lens driving mechanism (not shown), to change the photographing field angle by moving the focusing lens 124 in the optical axis direction .
固視標切替スイッチ３０９は、ＬＣＤ１４０による内部固視標の表示位置（つまり眼底Ｅｆにおける内部固視標の投影位置）を切り替えるために操作されるスイッチである。 Fixation target switching switch 309 is a switch operated to switch the position of the internal fixation target displayed by LCD 140 (i.e. the projection position of the internal fixation target on the fundus oculi Ef). この固視標切替スイッチ３０９を操作することにより、内部固視標の表示位置が、たとえば、内部固視標の表示位置を「眼底中心の周辺領域の画像を取得するための固視位置」と、「黄斑の周辺領域の画像を取得するための固視位置」と、「視神経乳頭の周辺領域の画像を取得するための固視位置」との間で巡回的に切り替えられるようになっている。 By operating this fixation target switching switch 309, the display position of the internal fixation target, for example, the display position of the internal fixation target and "fixation position to capture the image of the peripheral region of the fundus oculi center" , and "fixation position to capture the image of the peripheral region of macula" so that it can be switched cyclically between the "fixation position to capture the image of the peripheral region of the optic nerve head." . 制御部２１０は、固視標切替スイッチ３０９からの操作信号に対応し、ＬＣＤ１４０の表示面上の異なる位置に内部固視標を表示させる。 Control unit 210 corresponds to the operation signal from the fixation target switching switch 309, to display the internal fixation target in different positions on the display surface of the LCD 140. なお、上記３つの固視位置に対応する内部固視標の表示位置は、たとえば臨床データに基づいてあらかじめ設定されているか、或いは、当該被検眼Ｅ（眼底Ｅｆの画像）ごとに事前に設定されている。 The display position of the internal fixation target corresponding to the above three fixation positions, for example, it is set in advance based on clinical data, or is set in advance for each said eye to be examined E (fundus oculi Ef images) ing.
固視標位置調整スイッチ３１０は、内部固視標の表示位置を調整するために操作されるスイッチである。 Fixation target position adjusting switch 310 is a switch operated to adjust the display position of the internal fixation target. この固視標位置調整スイッチ３１０には、たとえば、内部固視標の表示位置を上方に移動させるための上方移動スイッチと、下方に移動させるための下方移動スイッチと、左方に移動させるための左方移動スイッチと、右方に移動させるための右方移動スイッチと、所定の初期位置（デフォルト位置）に移動させるためのリセットスイッチとが設けられている。 The fixation target position adjusting switch 310, for example, an upward movement switch for moving the display position of the internal fixation target upward, a downward movement switch for moving it downward, for moving to the left a leftward movement switch, a rightward movement switch for moving, and a reset switch for moving a predetermined initial position (default position) is provided to the right. 制御部３１０は、これらのいずれかのスイッチからの操作信号を受けると、この操作信号に応じてＬＣＤ１４０を制御して内部固視標の表示位置を移動させる。 Control unit 310 receives the operation signal from either of these switches, moving the display position of the internal fixation target by controlling the LCD140 in response to the operation signal.
モード切替ノブ３１２は、各種の撮影モード（眼底Ｅｆの２次元画像を撮影するための眼底撮影モード、信号光ＬＳのＢスキャンを行うためのＢスキャンモード、信号光ＬＳを３次元的にスキャンさせるための３次元スキャンモードなど）を選択するために回転操作されるノブである。 Mode switching knob 312, a fundus photographing mode to photograph a 2-dimensional image of the various kinds of photographing modes (fundus oculi Ef, a B-scan mode to perform B-scan of the signal light LS, to three-dimensionally scan the signal light LS it is a knob rotationally operated to select like 3-dimensional scan mode) for. また、このモード切替ノブ３１２は、取得された眼底Ｅｆの２次元画像や断層画像を再生表示させるための再生モードを選択できるようになっていてもよい。 Also, this mode switching knob 312 may be configured so as to be capable of selecting a replay mode to replay and display a two-dimensional image or tomographic image of the fundus oculi Ef. また、信号光ＬＳのスキャンの直後に眼底撮影を行うように制御する撮影モードを選択できるようにしてもよい。 Further, the photographing mode for controlling so as to perform fundus photographing may select immediately after scanning the signal light LS. これらの各モードを実行するための装置の動作制御は、制御部２１０が実行する。 Operation control of the apparatus for performing these modes, the control unit 210 executes.
図１０は、眼底Ｅｆの画像を形成するための信号光ＬＳの走査態様の一例を表している。 Figure 10 represents one example of scanning features of signal light LS for forming images of the fundus oculi Ef. 図１０（Ａ）は、信号光ＬＳが被検眼Ｅに入射する方向から眼底Ｅｆを見た（つまり図１の−ｚ方向から＋ｚ方向を見た）ときの、信号光ＬＳの走査態様の一例を表す。 FIG. 10 (A) signal light LS is viewed fundus oculi Ef from a direction enters the eye E (that is viewed + z-direction from the -z direction in FIG. 1) when, one example of scanning features of signal light LS a representative. また、図１０（Ｂ）は、眼底Ｅｆ上の各走査線における走査点（画像計測を行う位置）の配列態様の一例を表す。 Further, FIG. 10 (B) represents one example of arrangement features of scanning points on each scanning line on the fundus oculi Ef (the fundus positions to perform image measurement).
図１０（Ａ）に示すように、信号光ＬＳは、あらかじめ設定された矩形の走査領域Ｒ内を走査される。 As shown in FIG. 10 (A), the signal light LS is scanned preset within a rectangular scanning region R. この走査領域Ｒ内には、ｘ方向に複数（ｍ本）の走査線Ｒ１〜Ｒｍが設定されている。 Within this scanning region R, the scanning line R1~Rm a plurality of (m number of) the x direction is set. 各走査線Ｒｉ（ｉ＝１〜ｍ）に沿って信号光ＬＳが走査されるときに、干渉光ＬＣの検出信号が生成されるようになっている。 When the signal light LS is scanned along each scanning line Ri (i = 1~m), detection signals of interference light LC are generated.
各走査線Ｒｉ上には、図１０（Ｂ）に示すように、複数（ｎ個）の走査点Ｒｉ１〜Ｒｉｎがあらかじめ設定されている。 On each scanning line Ri, as shown in FIG. 10 (B), the scanning point Ri1~Rin plurality (n pieces) are set in advance.
図１０に示す走査を実行するために、制御部２１０は、まず、ガルバノミラー１４１Ａ、１４１Ｂを制御し、眼底Ｅｆに対する信号光ＬＳの入射目標を第１の走査線Ｒ１上の走査開始位置ＲＳ（走査点Ｒ１１）に設定する。 In order to execute the scanning shown in FIG. 10, the control unit 210, first, the Galvano mirror 141A, and controls the 141B, scan start position of the incident target of the signal light LS into the fundus oculi Ef on the first scan line R1 RS ( to set the scanning point R11). 続いて、制御部２１０は、低コヒーレンス光源１６０を制御し、低コヒーレンス光Ｌ０をフラッシュ発光させて、走査開始位置ＲＳに信号光ＬＳを入射させる。 Subsequently, the control unit 210 controls the low coherence light source 160, a low-coherence light L0 by flash emitting the signal light LS enter the scan start position RS. ＣＣＤ１８４は、この信号光ＬＳの走査開始位置ＲＳにおける眼底反射光に基づく干渉光ＬＣを受光し、検出信号を制御部２１０に出力する。 CCD184 receives the interference light LC based on the fundus reflection light at the scan start position RS of the signal light LS, and outputs a detection signal to the control unit 210.
図１１は、画像形成部２２０により形成される断層画像（群）の態様を表している。 Figure 11 represents a feature of a tomographic image (s) formed by the image forming section 220. 第２段階の演算処理においては、各走査線Ｒｉについて、その上のｎ個の走査点Ｒｉ１〜Ｒｉｎにおける深度方向の画像に基づき、この走査線Ｒｉに沿った眼底Ｅｆの断層画像Ｇｉを形成する。 In the second step of the arithmetic process, on each scanning line Ri, based on depth-wise images at the n number of scanning points Ri1~Rin thereon, forms a tomographic image Gi of the fundus oculi Ef along this scanning line Ri . このとき、画像形成部２２０は、各走査点Ｒｉ１〜Ｒｉｎの位置情報（前述の走査位置情報）を参照して各走査点Ｒｉ１〜Ｒｉｎの配列及び間隔を決定して、この走査線Ｒｉを形成するようになっている。 At this time, the image forming unit 220, referring to determines the arrangement and the distance of each scanning point Ri1 through Rin to the positional information of each scanning point Ri1 through Rin (scan position information described above), forming the scanning lines Ri It has become way. 以上の処理により、副走査方向（ｙ方向）の異なる位置におけるｍ個の断層画像（断層画像群）Ｇ１〜Ｇｍが得られる。 Through the above process, m number of tomographic images at different positions in the sub-scanning direction (y-direction) (a group of tomographic images) G1 through Gm are obtained. これらの断層画像Ｇ１〜Ｇｍのそれぞれの画像データが、図９に示す断層画像の画像データＧａ等に相当する（後述）。 Each of the image data of the tomographic image G1~Gm corresponds to the image data Ga or the like of the tomographic image shown in FIG. 9 (described later).
なお、図１１に示す画像Ｇｍｊは、走査線Ｒｍ上の走査点Ｒｍｊにおける深度方向（ｚ方向）の画像を表している。 Furthermore, an image Gmj shown in Fig. 11 represents an image in the depth direction (z-direction) at the scanning point Rmj on the scanning line Rm. 同様に、前述の第１段階の演算処理において形成される、各走査線Ｒｉ上の各走査点Ｒｉｊにおける深度方向の画像を、「画像Ｇｉｊ」と表す。 Similarly, it is formed in the aforementioned first-step arithmetic process, an image in the depth direction at each scanning point Rij on each scanning line Ri, represented as "image Gij."
演算制御装置２００の制御部２１０の構成の詳細について、図９を参照しつつ説明する。 Details of the configuration of the controller 210 of the arithmetic and control unit 200 will be described with reference to FIG. 制御部２１０には、主制御部２１１、画像記憶部２１２、情報記憶部２１３及び眼内距離演算部２１４が設けられている。 The control unit 210, the main control unit 211, the image storage unit 212, an information storage unit 213 and intraocular distance calculator 214 is provided.
主制御部２１１は、マイクロプロセッサ２０１等を含んで構成され、眼科装置１の各部の制御を行う（前述）。 The main controller 211 comprises a microprocessor 201 or the like, performs control of the ophthalmologic apparatus 1 respective sections (above).
画像記憶部２１２は、画像形成部２２０により形成された眼底Ｅｆの表面の２次元画像（眼底画像Ｅｆ′）の画像データや、断層画像の画像データを記憶する。 Image storage unit 212 stores the image data of the two-dimensional image of the surface of the fundus oculi Ef formed by the image forming part 220 (the fundus oculi image Ef ') and the image data of the tomographic image. なお、断層画像の画像データの基になるデータを記憶するようにしてもよい。 Incidentally, it is also possible to store data on which to base the image data of the tomographic image. このデータは、ＣＣＤ１８４から入力される検出信号（干渉光ＬＣのスペクトルデータ）をフーリエ変換して得られるものであり、眼底Ｅｆの深度に対応する信号強度を表すデータである。 This data detection signal input from CCD184 the (spectral data of interference light LC) are those obtained by Fourier transform, the data representing the signal intensity corresponding to the depth of the fundus oculi Ef. この深度毎の信号強度のデータ（信号強度データ）を画像化することにより、断層画像の画像データが形成される。 By imaging the data (signal intensity data) of the signal strength of each the depth image data of the tomographic image is formed.
画像記憶部２１２への画像データの記憶処理と、画像記憶部２１２からの画像データの読み出し処理は、主制御部２１１によって実行される。 And storage processing of image data to the image storage unit 212, read processing of image data from the image storage unit 212 is executed by the main control unit 211. 画像記憶部２１２は、ハードディスクドライブ２０４等の記憶装置を含んで構成される。 Image storage unit 212 is configured to include a storage device such as a hard disk drive 204.
情報記憶部２１３は、演算制御装置２００による演算処理や制御処理に供される各種の情報を記憶するものであり、ハードディスクドライブ等の記憶装置を含んで構成されている。 Information storage unit 213 is for storing various kinds of information to be subjected to arithmetic processing and control processing by the arithmetic and control unit 200, is configured to include a storage device such as a hard disk drive. 本実施形態の情報記憶部２１３には、信号光路長情報２１３ａ、参照光路長情報２１３ｂ及びアライメント位置情報２１３ｃが記憶される。 The information storage unit 213 of the present embodiment, signal light path length information 213a, reference light path length information 213b, and alignment position information 213c is stored.
信号光路長情報２１３ａは、信号光ＬＳの光路（信号光路）の長さを表す情報である。 Signal light path length information 213a is information indicating the length of the optical path of the signal light LS (signal light path). すなわち、ＯＣＴユニット１５０の光カプラ１６２から、光ファイバ１６４、接続線１５２内の光ファイバ１５２ａ、レンズ１４２、走査ユニット１４１、ダイクロイックミラー１３４、撮影レンズ１２６、リレーレンズ１２５、ハーフミラー１９０、合焦レンズ１２４、撮影絞り１２１、孔開きミラー１１２の孔部１１２ａを経由して対物レンズ１１３に至るまでの光路の長さを表している。 That is, from the optical coupler 162 of the OCT unit 150, optical fiber 164, the optical fiber 152a within the connection line 152, a lens 142, the scanning unit 141, the dichroic mirror 134, imaging lens 126, relay lens 125, half mirror 190, a focusing lens 124, the imaging diaphragm 121, which represents the length of the optical path up to the objective lens 113 via the aperture 112a of the aperture mirror 112. この信号光ＬＳの光路長は、眼科装置１の光学系の設計に応じて決定される。 The optical path length of the signal light LS is determined depending on the design of the optical system of the ophthalmologic apparatus 1. 信号光路長情報２１３ａは、情報記憶部２１３にあらかじめ記憶されている。 Signal light path length information 213a is previously stored in the information storage unit 213.
参照光路長情報２１３ｂは、参照光ＬＲの光路（参照光路）の長さを表す情報である。 Reference light path length information 213b, the optical path of the reference light LR (see optical path) is information representing the length. 参照ミラー１７４は、主制御部２１１の制御によって移動される。 Reference mirror 174 is moved by the control of the main control unit 211. より具体的には、主制御部２１１は、参照ミラー駆動機構２４３に対し、目的の移動距離に応じた数の駆動パルスを送信する。 More specifically, the main controller 211 to the reference mirror drive mechanism 243, and transmits the number of drive pulses corresponding to the moving distance of the object. 参照ミラー駆動機構２４３は、この駆動パルスに基づいて参照ミラーを移動させる。 Reference mirror drive mechanism 243 moves the reference mirror based on the drive pulse.
ここで、参照ミラー１７４は、たとえば電源投入時に所定のデフォルト位置に移動されるものとする。 Here, the reference mirror 174 shall be moved to a predetermined default position when e.g. the power is turned on. また、一つの駆動パルスによる参照ミラー１７４の移動量は等しいものとする。 Further, the amount of movement of the reference mirror 174 by one of the drive pulses are equal. また、情報記憶部２１３には、光カプラ１６２から、光ファイバ１６３、コリメータレンズ１７１、ガラスブロック１７２及び濃度フィルタ１７３を経由して、デフォルト位置の参照ミラー１７４に至るまでの参照光ＬＲの光路長の情報（デフォルト光路長情報；図示せず）があらかじめ記憶されているものとする。 Further, the information storage unit 213, from the optical coupler 162, optical fiber 163, collimator lens 171, and through a glass block 172 and a density filter 173, the optical path length of the reference light LR up to the reference mirror 174 in the default position information (default light path length information; not shown) is assumed to be stored in advance.
主制御部２１１は、参照ミラー駆動機構２４３に送信された駆動パルスのパルス数に基づいて、上記デフォルト位置からの参照ミラー１７４の変位を演算するとともに、この演算された変位の値とデフォルト光路長情報とに基づいて、参照ミラー１７４が移動された後の参照光ＬＲの光路長を演算する。 The main controller 211, based on the number of pulses transmitted driving pulses to the reference mirror drive mechanism 243, as well as calculating the displacement of the reference mirror 174 from the default position, and default light path length of the calculated displacement based on the information, the reference mirror 174 calculates the optical path length of the reference light LR after being moved. この演算結果が、参照光路長情報２１３ｂとして情報記憶部２１３に記憶される。 The calculation result is stored as reference light path length information 213b in the information storage unit 213. この参照光路長情報２１３ｂは、参照ミラー１７４の位置を移動させる度毎に生成される。 The reference light path length information 213b is generated every time moving the position of the reference mirror 174.
なお、参照ミラー１７４の位置を検出する位置センサをＯＣＴユニット１５０内に設け、検出された参照ミラー１７４の位置に基づいて参照光路長情報２１３ｂを生成するように構成することも可能である。 Note that a position sensor for detecting the position of the reference mirror 174 in the OCT unit 150, can be configured to generate a reference light path length information 213b based on the detected position of the reference mirror 174.
アライメント位置情報２１３ｃは、眼底カメラユニット１Ａ内の光学系１００、１２０の被検眼Ｅに対するアライメント結果を表す情報である。 Alignment position information 213c is information indicating the alignment results with respect to the eye E of the optical systems 100 and 120 in a retinal camera unit 1A. 光学系１００、１２０が被検眼Ｅに対して適正な位置にアライメントされると、被検眼Ｅの角膜（頂点）と対物レンズ１１３との間の距離（ワーキングディスタンス）が、アライメント位置情報２１３ｃとして情報記憶部２１３に記憶される。 When the optical systems 100 and 120 are aligned in the proper position with respect to the eye E, the distance between the objective lens 113 and cornea (vertex) of the eye E (working distance), the information as the alignment position information 213c It is stored in the storage unit 213.
被検眼Ｅの角膜と対物レンズ１１３との間のワーキングディスタンスは、常に一定であってもよいし、アライメントを実施する度毎に取得するようにしてもよい。 Working distance between the cornea and the objective lens 113 of the eye E is always may be constant or may be acquired every time alignment is performed. 前者の場合、アライメント位置情報２１３ｃは、常に一定であり、あらかじめ情報記憶部２１３に記憶される。 In the former case, the alignment position information 213c is always constant, is stored in advance in the information storage unit 213. また、後者の場合、ワーキングディスタンスは、たとえば、アライメントにおいて、ベース２上をスライドされた架台３の移動量に基づいて制御部２１１により演算される。 In the latter case, the working distance is, for example, in the alignment is calculated by the control unit 211 based on the amount of movement of the platform 3 slid on the base 2.
（眼内距離演算部） (Intraocular distance calculator)
眼内距離演算部２１４は、信号光路長情報２１３ａと、参照光路長情報２１３ｂと、アライメント位置情報２１３ｃと、干渉光ＬＣの検出に対応してＣＣＤ１８４から入力される検出信号（ないしそれに基づく信号強度データ）に基づいて、信号光ＬＳが被検眼Ｅに入射した位置と、信号光ＬＳが眼底Ｅｆにて反射された位置との間の距離（眼内距離）を演算する。 The intraocular distance calculator 214, and the signal light path length information 213a, the reference light path length information 213b, alignment position information 213c and the detection signal (or signal intensity based on it input from CCD184 in response to the detection of the interference light LC based on the data), it calculates the position of the signal light LS enters the eye E, the distance between the position where the signal light LS is reflected by the fundus oculi Ef (the intraocular distance). この眼内距離演算部２１４は、本発明の「眼内距離演算手段」の一例に相当するものである。 The intraocular distance calculator 214 is equivalent to an example of the "intraocular distance calculator" of the invention.
眼内距離演算部２１４の処理についてより具体的に説明する。 Will be described more specifically the processing of the intraocular distance calculator 214. 信号光ＬＳと参照光ＬＲは、低コヒーレンス光Ｌ０に基づいて生成される。 The signal light LS and the reference light LR are generated based on low coherence light L0. したがって、干渉光ＬＣに含まれる成分のうち信号強度が最大となる成分は、参照ミラー１７４の位置に対応する眼底Ｅｆの位置（深度）において反射された信号光ＬＳに基づく成分である。 Thus, component signal intensity is maximum among components contained in the interference light LC is a component based on the reflected signal light LS at position (depth) of the corresponding fundus oculi Ef to the position of the reference mirror 174.
この実施形態では、眼底Ｅｆの表面上の所定位置が、参照ミラー１７４の位置に対応する眼底Ｅｆの位置になるように、参照ミラー１７４の位置が設定されているものとする。 In this embodiment, the predetermined position on the surface of the fundus oculi Ef is, so that the position of the corresponding fundus oculi Ef to the position of the reference mirror 174, the position of the reference mirror 174 is assumed to be set. それにより、信号強度データの成分（眼底Ｅｆの深度に対応する成分）のうち、眼底Ｅｆの表面にて反射された信号光ＬＳに基づく成分の強度が最大となっている。 Thus, among the components of the signal intensity data (components corresponding to the depth of the fundus oculi Ef), the intensity of the component based on the reflected signal light LS by the surface of the fundus oculi Ef is the maximum.
以上の考察及び図１、図５から分かるように、信号光路の光路長ｌｓと、参照光路の光路長ｌｒと、ワーキングディスタンスｗと、信号光ＬＳが被検眼Ｅに入射した位置から眼底Ｅｆにおける信号光ＬＳの反射位置（参照ミラー１７４の位置に対応する位置）までの眼内距離ｄとの間には、次のような関係がある：ｌｒ＝ｌｓ＋ｗ＋ｄ。 Above discussion and FIG. 1, as seen from FIG. 5, the optical path length ls of the signal light path, the optical path length lr of the reference light path, a working distance w, on the fundus Ef from the position where the signal light LS enters the eye E between the intraocular distance d to the reflecting position of the signal light LS (position corresponding to the position of the reference mirror 174), the following relationship: lr = ls + w + d. したがって、眼内距離ｄは、演算式ｄ＝ｌｒ−ｌｓ−ｗによって求めることができる。 Therefore, the intraocular distance d can be obtained by the calculation equation d = lr-ls-w.
眼内距離演算部２１４は、検出信号（ないし信号強度データ）に基づく信号光ＬＳの反射位置について、信号光路長情報２１３ａに示す光路長ｌｓと、参照光路長情報２１３ｂに示す光路長ｌｒと、アライメント位置情報２１３ｃに示すワーキングディスタンスｗとを上記演算式に代入することにより、当該反射位置に対応する眼内距離ｄを演算する。 The intraocular distance calculator 214, the reflection position of the signal light LS based on the detection signal (or signal intensity data), the optical path length ls shown in the signal light path length information 213a, the optical path length lr shown in the reference light path length information 213b, the working distance w shown in the alignment position information 213c by substituting the above operation expression, to calculate the intraocular distance d corresponding to the reflection position.
なお、眼底カメラユニット１Ａの光学系１００、１２０の被検眼Ｅに対するアライメントにおいて、光学系１００、１２０の光軸が角膜頂点に（ほぼ）一致されており、かつ、参照ミラー１７４の位置に対応する信号光ＬＳの反射位置が眼底Ｅｆの表面に（ほぼ）一致されているときには、眼内距離演算部２１４により演算される眼内距離ｄは、被検眼Ｅの眼軸長に（ほぼ）等しくなる。 Incidentally, in the alignment with the eye E of the optical systems 100 and 120 of the retinal camera unit 1A, the optical axis corneal vertex of the optical systems 100 and 120 (approximately) are coincident, and, corresponding to the position of the reference mirror 174 when the reflection position of the signal light LS is consistent (approximately) on the surface of the fundus oculi Ef, the intraocular distance d is calculated by the intraocular distance calculator 214 is equal to the axial length of the eye E (approximately) .
以上のような構成を有する眼科装置１の動作について説明する。 A description will be given of the operation of the ophthalmologic apparatus 1 having the configuration described above. 図１２に示すフローチャートは、この眼科装置１の動作の一例を表している。 Flowchart shown in FIG. 12 shows one example of the operation of the ophthalmologic apparatus 1.
まず、被検眼Ｅに対する眼底カメラユニット１Ａの光学系１００、１２０のアライメントを行う（Ｓ１）。 First, the alignment of the optical systems 100 and 120 of the retinal camera unit 1A with the eye E (S1). このアライメントは、アライメント光源１９０ａを点灯して被検眼Ｅにアライメント輝点を投影することによって行う（前述）。 This alignment is performed by projecting the alignment bright points illuminated the alignment light source 190a onto the eye E (described above). 主制御部２１１は、このアライメントにより決定されたワーキングディスタンスを、アライメント位置情報２１３ｃとして情報記憶部２１３に記憶させる（Ｓ２）。 The main controller 211, the working distance determined by this alignment, is stored as the alignment position information 213c in the information storage unit 213 (S2).
次に、眼底Ｅｆの表面に対応する位置に参照ミラー１７４を配置させる（Ｓ３）。 Next to situate the reference mirror 174 at a position corresponding to the surface of the fundus oculi Ef (S3). そのために、たとえばＯＣＴユニット１５０を駆動して実際に眼底Ｅｆの断層画像を表示部２４０Ａに表示させ、眼底Ｅｆの表面に相当する画像領域の強度（輝度）が最大になるように参照ミラー１７４の位置を調整する。 Therefore, for example, to display the actual tomographic image of the fundus oculi Ef by driving the OCT unit 150 to the display unit 240A, the image region corresponding to the surface of the fundus oculi Ef intensity (luminance) of the reference mirror 174 so as to maximize position to adjust. また、ＯＣＴユニット１５０を駆動して信号強度データを取得し、この信号強度データの強度最大の深度成分が眼底Ｅｆの表面の位置に一致するように参照ミラー１７４の位置を調整するようにしてもよい。 Also, to get the signal intensity data by driving the OCT unit 150, even as the intensity maximum depth component of the signal strength data to adjust the position of the reference mirror 174 so as to match the position of the surface of the fundus oculi Ef good.
主制御部２１１は、調整された参照ミラー１７４の位置に対応する参照光路の光路長を演算し（Ｓ４）、この演算結果を参照光路長情報２１３ｂとして情報記憶部２１３に記憶させる（Ｓ５）。 The main controller 211 calculates the optical path length of the reference light path corresponding to the position of the reference mirror 174 is adjusted (S4), and stores the result of the calculation in the information storage unit 213 as reference light path length information 213b (S5).
続いて、眼内距離演算部２１４は、信号光路長情報２１３ａに示す信号光路の光路長と、参照光路長情報２１３ｂに示す参照光路の光路長と、アライメント位置情報２１３ｃに示すワーキングディスタンスとを上記の演算式に代入して、ステップＳ３により配置された参照ミラー１７４の位置に対応する眼内距離を演算する（Ｓ６）。 Subsequently, the intraocular distance calculator 214, the optical path length of the signal light path indicated in the signal light path length information 213a, the optical path length of the reference light path indicated in the reference light path length information 213b, and a working distance indicated in the alignment position information 213c of substituting the arithmetic expression, it calculates the intraocular distance corresponding to the position of the reference mirror 174 arranged by step S3 (S6).
演算された眼内距離は、主制御部２１１によって情報記憶部２１３に記憶されるとともに、表示部２４０Ａに表示される。 The calculated intraocular distance is stored in the information storage unit 213 by the main control unit 211, it is displayed on the display unit 240A. また、当該患者の電子カルテに演算結果を送信して、電子カルテに自動的に記録するようにしてもよい。 It also sends the result to the electronic medical record of the patient may be automatically recorded on the electronic medical record.
以上のような眼科装置１の作用及び効果について説明する。 Will be described operation and effects of the ophthalmologic apparatus 1 as described above. この眼科装置１は、低コヒーレンス光Ｌ０を信号光ＬＳと参照光ＬＲとに分割し、信号光路を介して被検眼Ｅに照射されて眼底にて反射された信号光ＬＳと、参照光路を介して参照ミラー１７４にて反射された参照光ＬＲとを重畳させて干渉光ＬＣを生成してそれを検出する装置である。 The ophthalmologic apparatus 1 splits the low coherence light L0 into reference light LR and the signal light LS, through the signal light LS reflected by the fundus via a signal light path is irradiated onto the eye E, the reference light path Referring to generate interference light LC by superimposing the reference light LR reflected by the mirror 174 Te is a device to detect it. また、眼科装置１は、信号光路を形成する光学系の被検眼Ｅに対するアライメントを行う手段を備えている。 Further, the ophthalmologic apparatus 1 is provided with means for aligning with the eye E of the optical system forming the signal light path. そして、信号光路の光路長と、参照光路の光路長と、アライメントにより決定されたワーキングディスタンスと、干渉光ＬＣの検出結果とに基づいて、信号光ＬＳが被検眼Ｅに入射した位置と信号光ＬＳが眼底Ｅｆの表面にて反射された位置との間の眼内距離を演算するように作用する。 Then, the optical path length of the signal light path, the optical path length of the reference light path, a working distance determined by the alignment, based on the detection result of the interference light LC, the position and signal light signal light LS enters the eye E LS acts to compute the intraocular distance between the position reflected by the surface of the fundus oculi Ef.
このような眼科装置１によれば、被検眼Ｅの眼内距離の測定を光学的手法によって行うことができる。 According to the ophthalmologic apparatus 1 can be carried out by an optical method to measure the intraocular distance of the eye E. また、低コヒーレンス光を用いることにより、眼底Ｅｆの表面に対応する位置に参照ミラー１７４を高い精度で配置させることができるので、眼内距離測定を高精度で行うことが可能である。 Further, by using a low coherence light, it is possible to arrange the reference mirror 174 at a position corresponding to the surface of the fundus oculi Ef with high accuracy, it is possible to perform intraocular distance measurement with high accuracy. また、超音波を利用して眼内距離（眼軸長等）を測定する場合のような負担を被検者に与えることがない。 Also, never give a burden, such as in the case of measuring the usage to intraocular distance ultrasound (axial length, etc.) to the subject.
以上に詳述した本実施形態に係る構成は、本発明に係る眼科装置を好適に実施するための一例に過ぎないものである。 Configuration according to the present embodiment described above is merely one example to preferably implement the ophthalmologic apparatus according to the present invention. したがって、本発明の要旨の範囲内における任意の変形を適宜に施すことが可能である。 Therefore, it may be implemented appropriately any modification within the scope of the present invention. 以下、このような変形例のいくつかを説明する。 Hereinafter will be described a number of such variations.
上記の実施形態においては、眼底Ｅｆの表面に対応する位置に参照ミラー１７４を配置させて、信号光ＬＳの入射位置から眼底Ｅｆの表面における反射位置までの眼内距離（眼軸長など）を測定しているが、これに限定されるものではない。 In the above embodiment, by arranging the reference mirror 174 at a position corresponding to the surface of the fundus oculi Ef, the intraocular distance from the incident position of the signal light LS to the reflection position on the surface of the fundus oculi Ef (the axial length, etc.) While it measured, but is not limited thereto. たとえば、眼底Ｅｆの表面から所定深度の位置に対応する位置に参照ミラー１７４を配置させる場合には、上記実施形態と同様の処理を行うことにより、信号光ＬＳの入射位置から当該所定深度の位置までの間の眼内距離を測定することが可能である。 For example, in the case of arranging the reference mirror 174 at a position corresponding the surface of the fundus oculi Ef at a position of a predetermined depth, by performing the same processing as the above-described embodiment, the position of the predetermined depth from the incident position of the signal light LS it is possible to measure the intraocular distance until.
図１３は、本発明に係る眼科装置による眼内距離（眼軸長）の他の測定態様の一例を表している。 Figure 13 shows an example of another measurement aspects of the intraocular distance by the ophthalmologic apparatus according to the present invention (axial length). 同図に示す測定態様を実施する場合、被検眼Ｅの角膜Ｅｃの曲率半径Ｒ（及び曲率中心Ｃ）は平均的な初期値を設定して測定することができる。 When carrying out the measurement mode shown in the figure, the radius of curvature R (and the center of curvature C) of the cornea Ec of the eye E can be measured by setting the average initial value. また、曲率半径Ｒは、あらかじめ取得されていてもよく、たとえばケラトメータ等の角膜の曲率半径を測定可能な任意の装置によって取得される。 Moreover, the radius of curvature R is obtained by the well be obtained in advance, for example, measurable any device the radius of curvature of the cornea, such keratometer. ここで、本発明の眼科装置は、曲率半径Ｒを測定する構成を具備していてもよい。 Here, the ophthalmologic apparatus of the present invention may be provided with a configuration for measuring the radius of curvature R. 取得された角膜曲率半径Ｒ（曲率中心Ｃ）の情報は、情報記憶部２１３に記憶される。 Information of the obtained corneal curvature radius R (curvature center C) is stored in the information storage unit 213. なお、図１３中の符号Ｏは、光学系１００、１２０の光軸を表している。 Reference numeral O in Fig. 13 represents the optical axis of the optical system 100, 120.
図１３に示す例では、アライメント光学系１９０Ａを用いて被検眼Ｅに対する装置光学系のアライメントを行うときに、角膜Ｅｃの表面ではなく、角膜Ｅｃの曲率中心Ｃから曲率半径Ｒの１／２だけ離れた位置Ｐにアライメント光（束）ＡＬが投影される（すなわち、アライメント輝点（アライメント指標）は、この位置Ｐに投影される。）。 In the example shown in FIG. 13, when the alignment of the apparatus optical system with the eye E by using the alignment optical system 190A, instead of the surface of the cornea Ec, by half the radius of curvature R from the center of curvature C of the cornea Ec alignment light to a remote location P (flux) AL is projected (i.e., the alignment bright point (alignment target) is projected to this position P.). この場合、ワーキングディスタンスの実測値ＷＤは、対物レンズ１１３の前面位置と位置Ｐとの間の距離として取得される。 In this case, the actual measurement value WD of the working distance is acquired as a distance between the position P and the front position of the objective lens 113.
このとき、信号光路の光路長ｌｓと、参照光路の光路長ｌｒと、ワーキングディスタンスの実測値ＷＤと、眼軸長ｄとの間には、次のような関係がある：ｌｒ＝ｌｓ＋ＷＤ＋ｄ−Ｒ／２。 In this case, the optical path length ls of the signal light path, the optical path length lr of the reference light path, the actual measurement value WD of the working distance, between the axial length d is the following relationship: lr = ls + WD + d-R / 2. したがって、眼軸長ｄは、演算式ｄ＝ｌｒ−ｌｓ−ＷＤ＋Ｒ／２により求めることができる。 Thus, the axial length d can be obtained by calculating equation d = lr-ls-WD + R / 2. すなわち、眼内距離演算部２１４は、ＣＣＤ１８４からの検出信号に含まれる成分のうち眼底Ｅｆの表面にて反射された信号光ＬＳの一部に対応する成分の強度が最大とされている場合において、信号光路の光路長ｌｓとアライメントされた距離（ワーキングディスタンスの実測値）ＷＤとを参照光路の光路長ｌｒからそれぞれ減算するとともに、この減算結果に曲率半径Ｒの１／２の距離を加算して、被検眼Ｅの眼軸長ｄを演算するように作用する。 That is, the intraocular distance calculator 214, in the case where the intensity of the component corresponding to a portion of the reflected signal light LS by the surface of the fundus oculi Ef of the components contained in the detection signal from CCD184 is maximized , as well as subtract and WD (actual measurement value of the working distance) optical path length ls of the signal light path and the alignment distance from the optical path length lr of the reference light path, by adding the half of the distance of the radius of curvature R to the subtraction result Te acts to calculating the axial length d of the eye E.
このような眼軸長演算処理を行うことにより、アライメント指標の投影位置を考慮した精度の高い眼軸長測定を行うことができる。 By performing such axial length calculation processing, it is possible to perform highly accurate measuring ocular axial length in consideration of the projection position of the alignment target.
また、眼内距離（眼軸長）には、一般的に角膜頂点（図１３中の符号Ｅｃｔ）と眼球後極（符号Ｅｆｃ）との間の距離を示す外眼軸長と、角膜頂点（符号Ｅｆｃ）と中心窩の網膜面（図示せず）との間の距離を示す内眼軸長とがある。 Further, the intraocular distance (axial length) is generally the outer axial length indicating the distance between the corneal vertex (code Ect in Fig. 13) and the eyeball posterior pole (code Efc), corneal vertex ( there is a axial length among indicating the distance between the code Efc) and the retinal surface of the fovea (not shown). 本発明に係る眼科装置においては、眼底の奥行方向に解像力を持った断層画像を取得可能であることから、外眼軸長を測定するための強膜の情報や、内眼軸長を測定するための中心窩の網膜面の情報を取得でき、更には、眼底の任意の層（視細胞層、網膜色素上皮層など）の情報を取得することができる。 The ophthalmic apparatus according to the present invention is measured since the depth direction of the fundus can acquire a tomographic image having a resolving power, information and the sclera for measuring the external axial length, the inner axial length to obtain information retinal surface of the fovea for, further, it is possible to obtain information in any layer of the fundus oculi (photoreceptor cell layer, retinal pigment epithelium, etc.). そのため、眼内距離（眼軸長）測定に際し、眼底の任意の層を基準として眼内距離を測定することが可能であり、更に精度の高い眼内距離測定を行うことが可能である。 Therefore, when the intraocular distance (axial length) measurements, it is possible to measure the intraocular distance with reference to the optional layer of the fundus oculi, it is possible to perform a higher intraocular distance measurement accuracy.
眼底の任意の層や位置を基準として眼内距離（眼軸長）を測定するために、２次元又は３次元の眼底の画像に示す層や位置を指定するための指定手段を設けることができる。 Any layer or position of the fundus to measure the intraocular distance (axial length) based, it can be provided specifying means for specifying a layer or position shown in a two-dimensional or three-dimensional fundus image . この指定手段としては、たとえば、マウス等のポインティングデバイスを用いることができる。 As the designating means, for example, it can be used a pointing device such as a mouse.
それにより、目的に応じて外眼軸長と内眼軸長とを選択的に（又は双方を）測定することができる。 Thereby, (or both) selectively and an outer axial length and internal axial length according to the purpose can be measured. また、所望の層や位置を基準とする眼内距離を高精度で測定することが可能になる。 Further, it becomes possible to measure the intraocular distance relative to the desired layer or position with high accuracy. なお、眼底の断層画像によれば、中心窩の位置を把握することができるので、一般的に用いられる外眼軸長や内眼軸長の測定の際に中心窩の網膜面に対応する位置を精度良くかつ容易に指定することが可能となる。 Incidentally, according to the fundus oculi of the tomographic image, it is possible to grasp the position of the fovea, a position corresponding to the retinal surface of the fovea during generally the outer axial length to be used and the inner axial length of the measurement it is possible to accurately and easily specify.
また、眼底の断層画像を解析して、眼底の所定の層（あらかじめ設定されている）の位置を検出し、その層を基準として眼内距離（眼軸長）を求めるように構成することも可能である。 Further, by analyzing a tomographic image of the fundus oculi, detect the position of a predetermined layer of the fundus oculi (previously set), also be configured to determine the intraocular distance (axial length) of the layer as a reference possible it is.
なお、図１３に示す例では、アライメント用の光束ＡＬが角膜の曲率中心から曲率半径の１／２だけ離れた位置に映って得られる虚像によりアライメントを行うようになっているが、この際に、光軸Ｏを挟んだ複数の方向からのアライメント光束ＡＬの角膜反射光を用いて、角膜Ｅｃの曲率半径Ｒを求めるように構成することができる。 In the example shown in FIG. 13, but is adapted to perform alignment by virtual image light flux AL for alignment is obtained reflected 1/2 apart position of the radius of curvature from the center of curvature of the cornea, when the , using the corneal reflection light of the alignment light flux AL from a plurality of directions across the optical axis O, it can be configured to determine the radius of curvature R of the cornea Ec.
本発明に係る眼科装置は、眼底表面の２次元画像の形成する装置として眼底カメラ（ユニット）を有しているが、たとえばスリットランプ（細隙灯顕微鏡装置）などの任意の眼科装置を用いて眼底表面の２次元画像を形成するように構成することも可能である。 Ophthalmologic apparatus according to the present invention has a retinal camera (unit) as a device that forms two-dimensional images of the fundus oculi surface, for example using any ophthalmic device such as a slit lamp (slit lamp microscopic device) it is also possible to configure so as to form a two-dimensional image of the fundus oculi surface.
本発明に係る眼科装置の好適な実施形態の全体構成の一例を表す概略構成図である。 Is a schematic diagram showing an example of the entire configuration of a preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態における眼底カメラユニットに内蔵されたアライメント光学系の構成の一例を表す概略構成図である。 It is a schematic diagram showing an example of the configuration of the alignment optical system incorporated in the retinal camera unit in the preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態によるアライメント動作の一例を説明するための概略図である。 It is a schematic diagram for explaining an example of an alignment operation in accordance with a preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態における眼底カメラユニットに内蔵される走査ユニットの構成の一例を表す概略構成図である。 Is a schematic diagram showing an example of the configuration of a scanning unit incorporated in the retinal camera unit in the preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態におけるＯＣＴユニットの構成の一例を表す概略構成図である。 It is a schematic configuration diagram showing an example of the configuration of an OCT unit in the preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態における演算制御装置のハードウェア構成の一例を表す概略ブロック図である。 It is a schematic block diagram showing an example of a hardware configuration of the arithmetic and control unit in the preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態の制御系の構成の一例を表す概略ブロック図である。 It is a schematic block diagram showing an example of a control system configuration of a preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態における操作パネルの外観構成の一例を表す概略図である。 It is a schematic diagram illustrating an example of an appearance configuration of the operation panel in the preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態における演算制御装置の構成の一例を表す概略ブロック図である。 It is a schematic block diagram showing an example of a configuration of the arithmetic and control unit in the preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態による信号光の走査態様の一例を表す概略図である。 Is a schematic diagram showing an example of a preferred embodiment according to the signal light of the scanning pattern of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 図１０（Ａ）は、被検眼に対する信号光の入射側から眼底を見たときの信号光の走査態様の一例を表している。 FIG. 10 (A) shows an example of the signal light scanning manner when viewed fundus from the incident side of the signal light with respect to the eye. また、図１０（Ｂ）は、各走査線上の走査点の配列態様の一例を表している。 Further, FIG. 10 (B) shows an example of arrangement features of scanning points on each scan line. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態による信号光の走査態様、及び、各走査線に沿って形成される断層画像の態様の一例を表す概略図である。 Preferred embodiment the signal light scanning manner by the ophthalmologic apparatus according to the present invention, and is a schematic diagram showing an example of a mode of a tomographic image formed along each scanning line. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態の動作の一例を表すフローチャートである。 Is a flow chart showing an example of operation of the preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 本発明に係る眼科装置の好適な実施形態の変形例による眼内距離の演算態様を説明するための概略説明図である。 It is a schematic explanatory view for explaining the operation mode of the intraocular distance by a modification of the preferred embodiment of the ophthalmologic apparatus according to the present invention. 従来における眼科装置（眼底カメラ）の外観構成の一例を表す概略側面図である。 It is a schematic side view showing an example of the external configuration of an ophthalmic apparatus (fundus camera) in the prior art. 従来における眼科装置（眼底カメラ）の内部構成（光学系の構成）の一例を表す概略図である。 Is a schematic diagram showing an example of the internal configuration of the ophthalmologic apparatus (fundus camera) (structure of the optical system) in the prior art.
１ 眼科装置１Ａ 眼底カメラユニット８ｃ 装着部１０、１２ 撮像装置１００ 照明光学系１０１ 観察光源１０３ 撮影光源１２０ 撮影光学系１３４、１３６ ダイクロイックミラー１４０ ＬＣＤ 1 ophthalmologic apparatus 1A retinal camera unit 8c mounting portion 10, 12 the imaging apparatus 100 illuminating optical system 101 the observation light source 103 imaging light source 120 taking optical system 134, 136 dichroic mirror 140 LCD
１９０ ハーフミラー１９０Ａ アライメント光学系１９０ａ アライメント光源１９０ｂ ライトガイド１９０ｃ 反射ミラー１９０ｄ ２孔絞り１９０ｅ リレーレンズ２００ 演算制御装置２０１ マイクロプロセッサ２０８ 画像形成ボード２０８ａ 眼底画像形成ボード２０８ｂ ＯＣＴ画像形成ボード２１０ 制御部２１１ 主制御部２１２ 画像記憶部２１３ 情報記憶部２１３ａ 信号光路長情報２１３ｂ 参照光路長情報２１３ｃ アライメント位置情報２１４ 眼内距離演算部２２０ 画像形成部２３０ 画像処理部２４０ ユーザインターフェイス２４０Ａ 表示部２４０Ｂ 操作部２４１、２４２ ミラー駆動機構２４３ 参照ミラー駆動機構Ｌ０ 低コヒーレンス光ＬＲ 参照光ＬＳ 信号光ＬＣ 干渉光Ｒ、Ｒ′ 走査領域Ｒ１〜Ｒｍ 走査線Ｒｉｊ（ｉ＝１ 190 half mirror 190A alignment optical system 190a alignment light source 190b light guide 190c reflecting mirror 190d 2-aperture stop 190e relay lens 200 arithmetic and control unit 201 microprocessor 208 image forming board 208a fundus oculi image forming board 208b OCT image forming board 210 controller 211 main control part 212 the image storage unit 213 information storage unit 213a signal light path length information 213b reference light path length information 213c alignment position information 214 intraocular distance calculator 220 an image forming unit 230 image processing unit 240 user interface 240A display unit 240B operation unit 241, 242 mirror drive mechanism 243 reference mirror drive mechanism L0 low coherence light LR reference light LS signal light LC interference light R, R 'scanning area R1~Rm scanning line Rij (i = 1 ｍ、ｊ＝１〜ｎ） 走査点Ｇ、Ｇ１〜Ｇｍ、Ｇａ、Ｇｂ 断層画像（の画像データ） m, j = 1 to n) scanning point G, G1~Gm, Ga, Gb tomographic image (image data)
Ｇｉｊ（ｉ＝１〜ｍ、ｊ＝１〜ｎ） 深度方向の画像Ｅ 被検眼Ｅｆ 眼底Ｅｆ′ 眼底画像（眼底の表面の２次元画像） Gij (i = 1~m, j = 1~n) (2-dimensional image of the fundus oculi surface) depthwise images E subject's eye Ef fundus Ef 'fundus image
Ｅｃ 角膜 Ec cornea
低コヒーレンス光を出力する光源と、 A light source that emits low coherence light,
該出力された低コヒーレンス光を被検眼の眼底に向かう信号光と参照物体に向かう参照光とに分割するとともに、信号光路を介して被検眼に照射されて眼底にて反射された信号光と、参照光路を介して前記参照物体にて反射された参照光とを重畳させて干渉光を生成する干渉光生成手段と、 With splitting the low coherence light said output and a reference light directed toward a reference object and the signal light directed toward the fundus of the eye, the signal light reflected on the fundus via a signal light path is irradiated onto the eye, an interference light generating means for generating interference light by superimposing the reference light reflected by said reference object via a reference light path,
該生成された干渉光を受光して検出信号を出力する検出手段と、 A detecting means for outputting a detection signal by receiving the interference light the generated,
前記検出信号に基づいて、前記眼底の奥行方向の断層画像を形成する手段と、 Based on the detection signal, means for forming a tomographic image of said fundus oculi in a depth direction,
前記信号光路を形成する光学系の被検眼に対するアライメントを行うアライメント手段と、 An alignment means for aligning with the eye of an optical system forming the signal light path,
前記信号光路の光路長と、前記参照光路の光路長と、被検眼と前記光学系との間の前記アライメントされた距離と、前記形成された断層画像とに基づいて、 前記被検眼の外眼軸長及び内眼軸長を選択的に演算する眼内距離演算手段と、 The optical path length of said signal light path, the optical path length of the reference light path, said aligned distance between the optical system between the eye, based on the tomographic image which the formed, extraocular of the subject's eye and intraocular distance calculator means for selectively calculating the axial length and the inner axial length,
ことを特徴とする眼科装置。 Ophthalmologic apparatus characterized by.
前記眼内距離演算手段は、前記眼底の強膜の情報を前記断層画像から取得し、前記強膜の情報に基づいて前記外眼軸長の演算を行うことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。 The intraocular distance calculating means, wherein the information of the fundus of the sclera to claim 1, wherein obtained from the tomographic image, and performs arithmetic operation of the outer axial length based on the information of the sclera the ophthalmic apparatus.
前記眼内距離演算手段は、前記眼底の中心窩の網膜面の情報を前記断層画像から取得し、前記網膜面の情報に基づいて前記内眼軸長の演算を行うことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の眼科装置。 The intraocular distance calculating means, the claims obtains information retinal surface of the fovea of the fundus oculi from the tomographic images, and performing an operation in the eye axial length based on the information of the retinal surface 1 or ophthalmic device according to claim 2.
JP2006106936A 2006-04-07 2006-04-07 Ophthalmic apparatus Active JP4864516B2 (en)
JP2006106936A JP4864516B2 (en) 2006-04-07 2006-04-07 Ophthalmic apparatus
CN 200710090335 CN101049229A (en) 2006-04-07 2007-04-04 Ophthalmic device
US11/697,042 US7370966B2 (en) 2006-04-07 2007-04-05 Opthalmologic apparatus
EP07007260A EP1842482A3 (en) 2006-04-07 2007-04-06 Ophthalmologic apparatus
JP2007275375A JP2007275375A (en) 2007-10-25
JP4864516B2 true JP4864516B2 (en) 2012-02-01
ID=38330247
JP2006106936A Active JP4864516B2 (en) 2006-04-07 2006-04-07 Ophthalmic apparatus
US (1) US7370966B2 (en)
EP (1) EP1842482A3 (en)
JP (1) JP4864516B2 (en)
CN (1) CN101049229A (en)
JP2008035944A (en) * 2006-08-02 2008-02-21 Topcon Corp System for ophthalmologic imaging
JP5179894B2 (en) * 2008-02-15 2013-04-10 株式会社トプコン Ophthalmic apparatus
JP5473429B2 (en) * 2009-06-25 2014-04-16 キヤノン株式会社 Fundus imaging apparatus and a control method thereof
JP5700947B2 (en) * 2010-03-31 2015-04-15 キヤノン株式会社 An imaging apparatus and an imaging method
JP5782262B2 (en) * 2011-01-20 2015-09-24 キヤノン株式会社 Tomographic image correction method and the tomographic image correction apparatus
JP5893248B2 (en) * 2011-01-20 2016-03-23 キヤノン株式会社 Optical tomographic imaging method and an optical tomographic imaging apparatus
DE102012019473A1 (en) 2012-09-28 2014-06-12 Carl Zeiss Meditec Ag A process for the reliable determination of the axial length of an eye
JP6367563B2 (en) 2014-01-28 2018-08-01 株式会社トプコン Ophthalmic apparatus
CN103892791B (en) * 2014-04-04 2015-09-23 深圳市斯尔顿科技有限公司 Ophthalmic measuring apparatus and method
JP6294423B2 (en) * 2016-09-08 2018-03-14 株式会社トーメーコーポレーション Ophthalmic apparatus
CN107728304A (en) * 2017-10-24 2018-02-23 佛山科学技术学院 Multi-focus frequency domain OCT adaptive focusing device and method thereof
TWI647423B (en) * 2018-03-23 2019-01-11 陽程科技股份有限公司
JP3276177B2 (en) * 1991-10-25 2002-04-22 株式会社トプコン Power correcting function living eye size measuring device
JPH05253188A (en) * 1992-03-16 1993-10-05 Topcon Corp Optic axial length measuring instrument
JP4475608B2 (en) 1999-08-30 2010-06-09 株式会社トーメーコーポレーション Eye axial length measurement attachment
JP4244160B2 (en) 2003-05-28 2009-03-25 株式会社トプコン Fundus camera
JP2005198851A (en) * 2004-01-16 2005-07-28 Konan Medical Inc Interference type ocular metering device
JP4619694B2 (en) * 2004-06-08 2011-01-26 株式会社ニデック Ophthalmic measurement device
2006-04-07 JP JP2006106936A patent/JP4864516B2/en active Active
2007-04-04 CN CN 200710090335 patent/CN101049229A/en not_active Application Discontinuation
2007-04-05 US US11/697,042 patent/US7370966B2/en active Active
2007-04-06 EP EP07007260A patent/EP1842482A3/en not_active Withdrawn
EP1842482A2 (en) 2007-10-10
JP2007275375A (en) 2007-10-25
US20070236661A1 (en) 2007-10-11
US7370966B2 (en) 2008-05-13
EP1842482A3 (en) 2008-11-26
CN101049229A (en) 2007-10-10
JP5364385B2 (en) 2013-12-11 Optical image measuring apparatus and control method thereof
EP1935329B1 (en) 2012-05-02 Fundus oculi observation device and fundus oculi image display device
JP5017079B2 (en) 2012-09-05 The optical image measurement device