JP7349807B2 - ophthalmology equipment - Google Patents

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Description

この発明に係る実施形態は、眼科装置に関する。 Embodiments according to the present invention relate to an ophthalmological apparatus.

眼科装置には、被検眼の画像を得るための眼科撮影装置と、被検眼の特性を測定するための眼科測定装置と、被検眼を治療するための眼科治療装置とが含まれる。 The ophthalmological apparatus includes an ophthalmological photographing apparatus for obtaining an image of the eye to be examined, an ophthalmological measuring apparatus for measuring the characteristics of the eye to be examined, and an ophthalmological treatment apparatus for treating the eye to be examined.

眼科撮影装置の例として、光コヒーレンストモグラフィ(Optical Coherence Tomography:OCT)を用いて断層像を得る光干渉断層計、眼底を写真撮影する眼底カメラ、共焦点光学系を用いたレーザー走査により眼底像を得る走査型レーザー検眼鏡(Scanning Laser Ophthalmoscope:SLO)、スリットランプ顕微鏡、手術用顕微鏡などがある。 Examples of ophthalmological imaging devices include optical coherence tomography that obtains tomographic images using optical coherence tomography (OCT), fundus cameras that take photographs of the fundus, and fundus images that are obtained by laser scanning using a confocal optical system. There are scanning laser ophthalmoscopes (SLOs), slit lamp microscopes, surgical microscopes, etc.

眼科測定装置の例として、被検眼の屈折特性を測定する眼屈折検査装置(レフラクトメータ、ケラトメータ)や、眼圧計や、角膜の特性(角膜厚、細胞分布等)を得るスペキュラーマイクロスコープや、ハルトマン-シャックセンサを用いて被検眼の収差情報を得るウェーブフロントアナライザや、視野状態を測定する視野計・マイクロペリメータなどがある。 Examples of ophthalmological measurement devices include ocular refraction testing devices (refractometers, keratometers) that measure the refractive characteristics of the eye being examined, tonometers, specular microscopes that measure corneal characteristics (corneal thickness, cell distribution, etc.), There are wavefront analyzers that use a Hartmann-Shack sensor to obtain aberration information about the subject's eye, and perimeter meters and microperimeters that measure visual field conditions.

眼科治療装置の例として、疾患部等の治療対象部位にレーザー光を投射するレーザー治療装置や、特定の目的(白内障手術、角膜屈折矯正手術等)のための手術装置、手術用顕微鏡などがある。 Examples of ophthalmic treatment devices include laser treatment devices that project laser light onto treatment target areas such as diseased areas, surgical devices for specific purposes (cataract surgery, corneal refractive surgery, etc.), and surgical microscopes. .

眼科装置では、検査の精度や確度の観点から、検査の開始前だけではなく検査中における装置光学系と被検眼との間の位置合わせ(アライメント、トラッキング)が極めて重要である。 In an ophthalmological apparatus, from the viewpoint of the precision and accuracy of an examination, positioning (alignment, tracking) between the apparatus optical system and the eye to be examined not only before the start of the examination but also during the examination is extremely important.

例えば、特許文献1には、角膜に光束を投射し、その反射像(プルキンエ像)を検出してアライメントを行う手法が開示されている。 For example, Patent Document 1 discloses a method of projecting a light beam onto the cornea and detecting the reflected image (Purkinje image) to perform alignment.

例えば、特許文献2には、定期的に取得される眼底観察画像から眼底の移動量を求め、求められた移動量に応じて光スキャナーを制御することで測定光が常に眼底の同一領域に照射されるように走査位置を補正する手法が開示されている。 For example, Patent Document 2 discloses that by determining the amount of movement of the fundus from periodically acquired fundus observation images and controlling an optical scanner according to the determined amount of movement, measurement light is always irradiated onto the same area of the fundus. A method is disclosed for correcting the scanning position so that the scanning position is corrected.

例えば、特許文献3には、前眼部を異なる方向から撮影して得られた2以上の撮影画像から被検眼の3次元位置を特定し、この3次元位置に基づいてアライメントを行う手法が開示されている。 For example, Patent Document 3 discloses a method in which the three-dimensional position of the eye to be examined is specified from two or more captured images obtained by photographing the anterior segment of the eye from different directions, and alignment is performed based on this three-dimensional position. has been done.

特開平8-275921号公報Japanese Patent Application Publication No. 8-275921 特開2013-153793号公報Japanese Patent Application Publication No. 2013-153793 特開2013-248376号公報Japanese Patent Application Publication No. 2013-248376

しかしながら、従来の手法では、網膜(眼底)を観察するための照明系が必要になる。それにより、光学系の構成が複雑になり、光学系の大型化及びコスト高を招く。特に、複数の光学系の光路が光学的に結合される場合、各光学系において用いられる光の波長分離が難しくなり、光学設計が複雑化し、光学系の追加が困難になる場合がある。このような光学系の追加は、光を合成又は分離するための光学素子が必要になるため、各光学系における計測に必要な光量の低下を招き、計測精度が低くなる。 However, conventional methods require an illumination system for observing the retina (fundus of the eye). As a result, the configuration of the optical system becomes complicated, leading to an increase in the size and cost of the optical system. In particular, when the optical paths of a plurality of optical systems are optically coupled, it becomes difficult to separate the wavelengths of the light used in each optical system, which complicates the optical design and makes it difficult to add optical systems. Addition of such an optical system requires an optical element for combining or separating light, resulting in a decrease in the amount of light required for measurement in each optical system, resulting in a decrease in measurement accuracy.

また、特許文献2に開示されているような眼底の移動量を求めるための処理にはパターンマッチング処理が含まれるため、処理負荷が重くなる。 Furthermore, the processing for determining the amount of movement of the fundus as disclosed in Patent Document 2 includes pattern matching processing, which increases the processing load.

本発明は、このような事情を鑑みてなされたものであり、その目的は、例えば被検眼の眼底と装置光学系との位置合わせを簡素な構成及び処理で実現するための新たな技術を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and its purpose is to provide a new technique for realizing alignment between the fundus of the eye to be examined and the optical system of the device with a simple configuration and processing. It's about doing.

いくつかの実施形態の第1態様は、光スキャナーを含み、前記光スキャナーにより偏向された光を被検眼に照射する光学系と、被検眼の前眼部像を取得する取得部と、前記取得部により取得された前記前眼部像を解析することにより前記被検眼の角膜において前記光が入射する角膜入射位置を特定し、前記角膜入射位置に入射する光が前記被検眼の網膜において入射する網膜入射位置を特定する解析部と、前記網膜における基準位置に対する前記網膜入射位置の変位に基づいて前記光スキャナーを制御する制御部と、を含む眼科装置である。 A first aspect of some embodiments includes an optical system that includes an optical scanner and irradiates a subject's eye with light deflected by the optical scanner, an acquisition unit that acquires an anterior segment image of the subject's eye, and the acquisition unit that acquires an anterior segment image of the subject's eye. A corneal incident position where the light enters the cornea of the eye to be examined is identified by analyzing the anterior ocular segment image acquired by the unit, and the light incident on the cornea incidence position is incident on the retina of the eye to be examined. The ophthalmologic apparatus includes an analysis section that specifies a retinal incidence position, and a control section that controls the optical scanner based on a displacement of the retinal incidence position with respect to a reference position on the retina.

いくつかの実施形態の第2態様は、第1態様において、前記被検眼にアライメント光束を投射するアライメント光学系を含み、前記解析部は、前記前眼部像において前記アライメント光束に基づいて形成された像に基づいて前記角膜入射位置を特定する。 A second aspect of some embodiments includes, in the first aspect, an alignment optical system that projects an alignment light beam onto the subject's eye, and the analysis unit is configured to form an anterior segment image based on the alignment light beam. The corneal incident position is specified based on the image obtained.

いくつかの実施形態の第3態様は、第2態様において、前記被検眼と前記光学系とを相対的に移動する移動機構を含み、前記制御部は、前記前眼部像において前記アライメント光束に基づいて形成された像に基づいて前記移動機構を制御した後、前記変位に基づいて前記光スキャナーを制御する。 A third aspect of some embodiments includes, in the second aspect, a moving mechanism that relatively moves the eye to be examined and the optical system, and the control unit adjusts the alignment light beam in the anterior segment image. After controlling the moving mechanism based on the image formed based on the image, the optical scanner is controlled based on the displacement.

いくつかの実施形態の第4態様では、第3態様において、前記取得部は、前記前眼部を異なる方向から実質的に同時に撮影する2以上の撮影部を含み、前記制御部は、前記2以上の撮影部の位置と、前記2以上の撮影部により取得された2以上の撮影画像を解析することにより得られた前記像の位置とに基づいて前記移動機構を制御する。 In a fourth aspect of some embodiments, in the third aspect, the acquisition unit includes two or more imaging units that image the anterior segment from different directions substantially simultaneously, and the control unit The moving mechanism is controlled based on the position of the above-mentioned photographing unit and the position of the image obtained by analyzing two or more photographed images acquired by the two or more photographing units.

いくつかの実施形態の第5態様では、第1態様~第4態様のいずれかにおいて、前記解析部は、前記角膜入射位置に入射する前記光に対して前記被検眼又は所定の模型眼の光学特性を表す眼球パラメータを用いた光線追跡処理を施すことにより前記網膜入射位置を特定する。 In a fifth aspect of some embodiments, in any one of the first to fourth aspects, the analysis unit may perform an optical analysis of the eye to be examined or a predetermined model eye with respect to the light incident on the cornea incident position. The retinal incident position is specified by performing ray tracing processing using eyeball parameters representing characteristics.

いくつかの実施形態の第6態様では、第1態様~第5態様のいずれかにおいて、前記制御部は、前記角膜入射位置における前記光の入射角の所定の変化量に対して、前記網膜における基準位置に対する前記網膜入射位置の変位の変化量が所定の閾値以内になるように光線追跡処理を繰り返すことにより制御情報を特定し、前記制御情報に基づいて前記光スキャナーを制御する。 In a sixth aspect of some embodiments, in any one of the first to fifth aspects, the control unit adjusts the amount of change in the angle of incidence of the light at the corneal incident position to the retina. Control information is specified by repeating ray tracing processing so that the amount of change in displacement of the retina incident position with respect to a reference position is within a predetermined threshold, and the optical scanner is controlled based on the control information.

いくつかの実施形態の第7態様では、第1態様~第5態様のいずれかにおいて、前記制御部は、前記被検眼又は所定の模型眼の光学特性に対応したテーブル情報又は関数を用いて前記角膜入射位置における前記光の入射角の変化量を特定し、特定された変化量に基づいて制御情報を特定し、前記制御情報に基づいて前記光スキャナーを制御する。 In a seventh aspect of some embodiments, in any of the first to fifth aspects, the control unit performs the control using table information or a function corresponding to the optical characteristics of the eye to be examined or a predetermined model eye. The amount of change in the angle of incidence of the light at the corneal incident position is specified, control information is specified based on the specified amount of change, and the optical scanner is controlled based on the control information.

いくつかの実施形態の第8態様では、第5態様又は第7態様において、前記光学特性は、前記被検眼の角膜形状情報を含む。 In an eighth aspect of some embodiments, in the fifth aspect or the seventh aspect, the optical characteristics include corneal shape information of the eye to be examined.

いくつかの実施形態の第9態様では、第8態様において、前記光学系は、前記被検眼に測定パターンを投射し、その戻り光を検出する角膜形状測定光学系を含み、前記角膜形状測定光学系により得られた前記戻り光の検出結果に基づいて前記被検眼の前記角膜形状情報を算出する角膜形状算出部を含む。 In a ninth aspect of some embodiments, in the eighth aspect, the optical system includes a corneal shape measuring optical system that projects a measurement pattern onto the eye to be examined and detects the returned light, and the corneal shape measuring optical system The apparatus includes a corneal shape calculation unit that calculates the corneal shape information of the eye to be examined based on the detection result of the returned light obtained by the system.

いくつかの実施形態の第10態様では、第5態様、第7態様~第9態様のいずれかにおいて、前記光学特性は、前記被検眼の屈折力値を含む。 In a tenth aspect of some embodiments, in any of the fifth aspect and the seventh to ninth aspects, the optical property includes a refractive power value of the eye to be examined.

いくつかの実施形態の第11態様では、第10態様において、前記光学系は、前記被検眼に光を投射し、その戻り光を検出する屈折力測定光学系を含み、前記屈折力測定光学系により得られた前記戻り光の検出結果に基づいて前記被検眼の屈折力値を算出する屈折力値算出部を含む。 In an eleventh aspect of some embodiments, in the tenth aspect, the optical system includes a refractive power measuring optical system that projects light onto the subject's eye and detects the returned light, and the refractive power measuring optical system The apparatus includes a refractive power value calculation unit that calculates a refractive power value of the eye to be examined based on the detection result of the returned light obtained by.

いくつかの実施形態の第12態様では、第5態様、第7態様~第11態様のいずれかにおいて、前記光学特性は、前記被検眼の眼内距離を含む。 In a twelfth aspect of some embodiments, in any of the fifth aspect, seventh aspect to eleventh aspect, the optical property includes an intraocular distance of the eye to be examined.

いくつかの実施形態の第13態様では、第12態様において、前記光学系は、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、前記光スキャナーにより偏向された前記測定光を前記被検眼に投射し、前記被検眼からの戻り光と前記参照光との干渉光を検出するOCT光学系を含み、前記OCT光学系により得られた前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼の眼内距離を算出する眼内距離算出部を含む。 In a thirteenth aspect of some embodiments, in the twelfth aspect, the optical system splits the light from the light source into a reference light and a measurement light, and directs the measurement light deflected by the optical scanner to the eye to be examined. an OCT optical system that projects interference light between the return light from the eye to be examined and the reference light, and detects interference light between the return light from the eye to be examined and the reference light, and based on the detection result of the interference light obtained by the OCT optical system, It includes an intraocular distance calculation unit that calculates an intraocular distance.

いくつかの実施形態の第14態様では、第13態様において、前記解析部は、前記OCT光学系により得られた前記干渉光の検出結果に基づいて前記基準位置を特定する。 In a fourteenth aspect of some embodiments, in the thirteenth aspect, the analysis unit specifies the reference position based on a detection result of the interference light obtained by the OCT optical system.

いくつかの実施形態の第15態様では、第1態様~第12態様のいずれかにおいて、前記光学系は、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、前記光スキャナーにより偏向された前記測定光を前記被検眼に投射し、前記被検眼からの戻り光と前記参照光との干渉光を検出するOCT光学系を含み、前記解析部は、前記OCT光学系により得られた前記干渉光の検出結果に基づいて前記基準位置を特定する。 In a fifteenth aspect of some embodiments, in any of the first to twelfth aspects, the optical system splits the light from the light source into a reference light and a measurement light, and the optical system splits the light from the light source into a reference light and a measurement light, and the light is deflected by the optical scanner. The analysis unit includes an OCT optical system that projects the measurement light onto the eye to be examined and detects interference light between the return light from the eye to be examined and the reference light, and the analysis unit is configured to detect the interference light obtained by the OCT optical system. The reference position is specified based on the light detection result.

なお、上記した複数の態様に係る構成を任意に組み合わせることが可能である。 Note that it is possible to arbitrarily combine the configurations according to the plurality of aspects described above.

本発明によれば、例えば被検眼の眼底と装置光学系との位置合わせを簡素な処理及び処理で実現するための新たな技術を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide a new technique for realizing alignment between, for example, the fundus of the eye to be examined and the optical system of the apparatus through simple processing and processing.

実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of composition of an optical system of an ophthalmologic device concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of composition of an optical system of an ophthalmologic device concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of composition of an optical system of an ophthalmologic device concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の処理系の構成の一例を表す概略図である。1 is a schematic diagram showing an example of the configuration of a processing system of an ophthalmologic apparatus according to an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の処理系の構成の一例を表す概略図である。1 is a schematic diagram showing an example of the configuration of a processing system of an ophthalmologic apparatus according to an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の処理系の構成の一例を表す概略図である。1 is a schematic diagram showing an example of the configuration of a processing system of an ophthalmologic apparatus according to an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の処理系の構成の一例を表す概略図である。1 is a schematic diagram showing an example of the configuration of a processing system of an ophthalmologic apparatus according to an embodiment. 実施形態に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。It is a schematic diagram for explaining processing performed by an ophthalmologic apparatus according to an embodiment. 実施形態に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。It is a schematic diagram for explaining processing performed by an ophthalmologic apparatus according to an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of operation of an ophthalmological device concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of operation of an ophthalmological device concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of operation of an ophthalmological device concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。It is a schematic diagram for explaining processing performed by an ophthalmologic apparatus according to an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of operation of an ophthalmological device concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of operation of an ophthalmological device concerning an embodiment. 実施形態に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。It is a schematic diagram for explaining processing performed by an ophthalmologic apparatus according to an embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を表す概略図である。It is a schematic diagram showing an example of operation of an ophthalmological device concerning an embodiment.

この発明に係る眼科装置の実施形態の例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、この明細書において引用された文献の記載内容や任意の公知技術を、以下の実施形態に援用することが可能である。 An example of an embodiment of an ophthalmologic apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. Note that the contents of the documents cited in this specification and any known technology can be incorporated into the following embodiments.

実施形態に係る眼科装置は、被検眼の前眼部像を取得する取得部と、光スキャナーを含み、光スキャナーにより偏向された光を被検眼(例えば、眼底、網膜)に照射する光学系とを備える。いくつかの実施形態に係る光学系は、光スキャナーにより偏向された光を被検眼に照射し、その戻り光を検出するように構成される。実施形態に係る光学系の例として、屈折力測定光学系、角膜形状測定光学系、OCT光学系、SLO光学系、レーザー照射光学系などがある。 The ophthalmological apparatus according to the embodiment includes an acquisition unit that acquires an anterior segment image of an eye to be examined, and an optical system that includes an optical scanner and irradiates the eye to be examined (e.g., fundus, retina) with light deflected by the optical scanner. Equipped with The optical system according to some embodiments is configured to irradiate a subject's eye with light polarized by an optical scanner and detect the returned light. Examples of the optical system according to the embodiment include a refractive power measurement optical system, a corneal shape measurement optical system, an OCT optical system, an SLO optical system, a laser irradiation optical system, and the like.

眼科装置は、網膜(眼底)において光学系からの光が入射する網膜入射位置を被検眼の前眼部像から特定(推定)し、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位に基づいて光スキャナーを制御する。いくつかの実施形態では、角膜において光学系からの光が入射する角膜入射位置が被検眼の前眼部像から特定され、特定された角膜入射位置に基づいて網膜入射位置が特定される。網膜における基準位置は、他の光学系により得られた検出結果(例えば、断層像)から特定されてもよいし、操作部を用いてユーザにより指定されてもよい。それにより、網膜を観察することなく、網膜上の所望の位置を中心に光スキャナーを制御することが可能になるため、当該位置に対して光学系を高精度に位置合わせすることが可能になる。このような制御は、被検眼と光学系とのアライメントやトラッキングに用いることが可能である。 The ophthalmological device identifies (estimates) the retinal incidence position where light from the optical system enters the retina (fundus) from the anterior segment image of the eye to be examined, and uses an optical scanner based on the displacement of the retinal incidence position with respect to the reference position on the retina. control. In some embodiments, a corneal incident position on the cornea where light from the optical system is incident is specified from an anterior segment image of the eye to be examined, and a retinal incident position is specified based on the specified corneal incident position. The reference position on the retina may be specified from a detection result (for example, a tomographic image) obtained by another optical system, or may be specified by the user using an operation unit. This makes it possible to control the optical scanner around a desired position on the retina without observing the retina, making it possible to align the optical system with respect to that position with high precision. . Such control can be used for alignment and tracking between the eye to be examined and the optical system.

以下、実施形態に係る眼科装置が、上記の手法を用いて、主にトラッキングを行う場合について説明する。 Hereinafter, a case will be described in which the ophthalmologic apparatus according to the embodiment mainly performs tracking using the above-described method.

実施形態に係る眼科装置は、OCTを用いた計測や撮影を実行可能である。いくつかの実施形態に係る眼科装置は、OCT計測等に加えて、角膜形状測定(ケラト測定)及び屈折力測定(レフ測定)の少なくとも一方を実行可能である。 The ophthalmological apparatus according to the embodiment can perform measurement and imaging using OCT. The ophthalmological apparatus according to some embodiments is capable of performing at least one of corneal topography measurement (keratometry) and refractive power measurement (REF measurement) in addition to OCT measurement and the like.

以下、実施形態では、OCTを用いた計測等においてスウェプトソースタイプのOCTの手法を用いる場合について特に詳しく説明するが、他のタイプ(例えば、スペクトラルドメインタイプ)のOCTを用いる眼科装置に対して、実施形態に係る構成を適用することも可能である。 Hereinafter, in the embodiment, a case where a swept source type OCT method is used in measurements using OCT will be explained in detail. It is also possible to apply the configuration according to the embodiment.

いくつかの実施形態に係る眼科装置は、更に、自覚検査を行うための自覚検査光学系や、その他の他覚測定を行うための他覚測定系を含む。 The ophthalmological apparatus according to some embodiments further includes a subjective test optical system for performing a subjective test and an objective measurement system for performing other objective measurements.

自覚検査は、被検者からの応答を利用して情報を取得する測定手法である。自覚検査には、遠用検査、近用検査、コントラスト検査、グレア検査等の自覚屈折測定や、視野検査などがある。 A subjective test is a measurement technique that uses responses from a subject to obtain information. Subjective tests include subjective refraction measurements such as distance tests, near tests, contrast tests, and glare tests, and visual field tests.

他覚測定は、被検者からの応答を参照することなく、主に物理的な手法を用いて被検眼に関する情報を取得する測定手法である。他覚測定には、被検眼の特性を取得するための測定と、被検眼の画像を取得するための撮影とが含まれる。その他の他覚測定には、眼圧測定、眼底撮影等がある。 Objective measurement is a measurement method that acquires information regarding the subject's eye mainly using physical methods without referring to responses from the subject. The objective measurement includes measurement for acquiring characteristics of the eye to be examined and photographing for acquiring an image of the eye to be examined. Other objective measurements include intraocular pressure measurement and fundus photography.

以下、眼底共役位置は、アライメントが完了した状態での被検眼の眼底と光学的に略共役な位置であり、被検眼の眼底と光学的に共役な位置又はその近傍を意味するものとする。同様に、瞳孔共役位置は、アライメントが完了した状態での被検眼の瞳孔と光学的に略共役な位置であり、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置又はその近傍を意味するものとする。 Hereinafter, the conjugate position of the fundus is a position that is approximately optically conjugate with the fundus of the subject's eye after alignment has been completed, and means a position that is optically conjugate with the fundus of the subject's eye or its vicinity. Similarly, the pupil conjugate position is a position that is approximately optically conjugate with the pupil of the eye to be examined after alignment has been completed, and means a position that is optically conjugate with the pupil of the eye to be examined or its vicinity. .

<光学系の構成>
図1に、実施形態に係る眼科装置の光学系の構成例を示す。実施形態に係る眼科装置1000は、被検眼Eを観察するための光学系と、被検眼Eを検査するための光学系と、これらの光学系の光路を波長分離するダイクロイックミラーとを含む。被検眼Eを観察するための光学系として、前眼部観察(撮影)系5が設けられている。被検眼Eを検査するための光学系としてOCT光学系やレフ測定光学系(屈折力測定光学系)などが設けられている。
<Optical system configuration>
FIG. 1 shows a configuration example of an optical system of an ophthalmologic apparatus according to an embodiment. The ophthalmological apparatus 1000 according to the embodiment includes an optical system for observing the eye E, an optical system for testing the eye E, and a dichroic mirror that separates the optical paths of these optical systems into wavelengths. An anterior segment observation (imaging) system 5 is provided as an optical system for observing the eye E to be examined. As an optical system for testing the eye E, an OCT optical system, a reflex measuring optical system (refractive power measuring optical system), etc. are provided.

眼科装置1000は、アライメント光投射系2、ケラト測定系3、固視投影系4、前眼部観察系5、レフ測定投射系6、レフ測定受光系7、及びOCT光学系8を含む。以下では、例えば、前眼部観察系5が主に940nm~1000nmの光を用い、レフ測定光学系(レフ測定投射系6、レフ測定受光系7)が830nm~880nmの光を用い、固視投影系4が400nm~700nmの光を用い、OCT光学系8が1000nm~1100nmの光を用いるものとする。 The ophthalmologic apparatus 1000 includes an alignment light projection system 2 , a keratometry system 3 , a fixation projection system 4 , an anterior segment observation system 5 , a reflex measurement projection system 6 , a reflex measurement light receiving system 7 , and an OCT optical system 8 . In the following, for example, the anterior segment observation system 5 mainly uses light of 940 nm to 1000 nm, the reflex measurement optical system (the reflex measurement projection system 6, the reflex measurement light receiving system 7) uses light of 830 nm to 880 nm, and the fixation It is assumed that the projection system 4 uses light of 400 nm to 700 nm, and the OCT optical system 8 uses light of 1000 nm to 1100 nm.

(前眼部観察系5)
前眼部観察系5は、被検眼Eの前眼部を動画撮影する。前眼部観察系5を経由する光学系において、撮像素子59の撮像面は瞳孔共役位置に配置されている。前眼部照明光源50は、被検眼Eの前眼部に照明光(例えば、赤外光)を照射する。被検眼Eの前眼部により反射された光は、対物レンズ51を通過し、ダイクロイックミラー52を透過し、絞り(テレセン絞り)53に形成された孔部を通過し、ハーフミラー23を透過し、リレーレンズ55及び56を通過し、ダイクロイックミラー76を透過する。ダイクロイックミラー52は、レフ測定光学系の光路と前眼部観察系5の光路とを合成(分離)する。ダイクロイックミラー52は、これらの光路を合成する光路合成面が対物レンズ51の光軸に対して傾斜して配置される。ダイクロイックミラー76を透過した光は、結像レンズ58により撮像素子59(エリアセンサー)の撮像面に結像される。撮像素子59は、所定のレートで撮像及び信号出力を行う。撮像素子59の出力(映像信号)は、後述の処理部9に入力される。処理部9は、この映像信号に基づく前眼部像E´を後述の表示部10の表示画面10aに表示させる。前眼部像E´は、例えば赤外動画像である。前眼部像E´は、後述の前眼部カメラ300を用いて取得されてもよい。
(Anterior segment observation system 5)
The anterior segment observation system 5 takes a video of the anterior segment of the eye E to be examined. In the optical system passing through the anterior segment observation system 5, the imaging surface of the imaging element 59 is arranged at the pupil conjugate position. The anterior segment illumination light source 50 irradiates the anterior segment of the eye E with illumination light (for example, infrared light). The light reflected by the anterior segment of the eye E to be examined passes through the objective lens 51, the dichroic mirror 52, the hole formed in the diaphragm (telecentric diaphragm) 53, and the half mirror 23. , relay lenses 55 and 56, and dichroic mirror 76. The dichroic mirror 52 combines (separates) the optical path of the reflex measurement optical system and the optical path of the anterior segment observation system 5. The dichroic mirror 52 is arranged such that an optical path combining surface for combining these optical paths is inclined with respect to the optical axis of the objective lens 51. The light transmitted through the dichroic mirror 76 is imaged by the imaging lens 58 on the imaging surface of the imaging element 59 (area sensor). The image sensor 59 captures images and outputs signals at a predetermined rate. The output (video signal) of the image sensor 59 is input to the processing section 9, which will be described later. The processing section 9 displays an anterior eye segment image E' based on this video signal on a display screen 10a of a display section 10, which will be described later. The anterior segment image E' is, for example, an infrared moving image. The anterior segment image E' may be acquired using an anterior segment camera 300, which will be described later.

(アライメント光投射系2)
アライメント光投射系2は、前眼部観察系5の光軸方向(前後方向、Z方向)及び光軸に直交する方向(左右方向(X方向)、上下方向(Y方向))のアライメントを行うための光(赤外光)を被検眼Eに照射する。アライメント光投射系2は、ハーフミラー23により前眼部観察系5の光路から分岐された光路に設けられたアライメント光源21とコリメータレンズ22とを含む。アライメント光源21から出力された光は、コリメータレンズ22を通過し、ハーフミラー23により反射され、前眼部観察系5を通じて被検眼Eに投射される。被検眼Eの角膜Crによる反射光は、前眼部観察系5を通じて撮像素子59に導かれる。
(Alignment light projection system 2)
The alignment light projection system 2 aligns the anterior segment observation system 5 in the optical axis direction (anterior-posterior direction, Z direction) and in the direction perpendicular to the optical axis (left-right direction (X direction), up-down direction (Y direction)). The subject's eye E is irradiated with light (infrared light). The alignment light projection system 2 includes an alignment light source 21 and a collimator lens 22 provided in an optical path branched from the optical path of the anterior segment observation system 5 by a half mirror 23 . The light output from the alignment light source 21 passes through the collimator lens 22, is reflected by the half mirror 23, and is projected onto the eye E through the anterior segment observation system 5. Light reflected by the cornea Cr of the eye E to be examined is guided to the imaging device 59 through the anterior segment observation system 5.

この反射光に基づく像(輝点像)Brは前眼部像E´に含まれる。処理部9は、輝点像Brを含む前眼部像E´とアライメントマークALとを表示部の表示画面に表示させる。手動でXYアライメントを行う場合、ユーザは、アライメントマークAL内に輝点像Brを誘導するように光学系の移動操作を行うことができる。手動でZアライメントを行う場合、ユーザは、表示部の表示画面に表示された前眼部像E´を参照しながら光学系の移動操作を行うことができる。自動でアライメントを行う場合、処理部9は、後述するように被検眼Eの所定部位(例えば、瞳孔中心位置)の位置と輝点像Brの位置とに基づいて、所定のアライメント完了条件を満たすように光学系を移動させる機構を制御する。 An image (bright spot image) Br based on this reflected light is included in the anterior segment image E'. The processing section 9 causes the anterior segment image E' including the bright spot image Br and the alignment mark AL to be displayed on the display screen of the display section. When manually performing the XY alignment, the user can move the optical system so as to guide the bright spot image Br within the alignment mark AL. When manually performing Z alignment, the user can operate the optical system to move while referring to the anterior segment image E' displayed on the display screen of the display unit. When performing automatic alignment, the processing unit 9 satisfies a predetermined alignment completion condition based on the position of a predetermined part (for example, pupil center position) of the eye E to be examined and the position of the bright spot image Br, as described later. This controls the mechanism that moves the optical system.

(ケラト測定系3)
ケラト測定系3は、被検眼Eの角膜Crの形状を測定するためのリング状光束(赤外光)を角膜Crに投射する。ケラト板31は、対物レンズ51と被検眼Eとの間に配置されている。ケラト板31の背面側(対物レンズ51側)にはケラトリング光源32が設けられている。ケラトリング光源32からの光でケラト板31を照明することにより、被検眼Eの角膜Crにリング状得光束(円弧状又は円周状の測定パターン)が投射される。被検眼Eの角膜Crからの反射光(ケラトリング像)は撮像素子59により前眼部像E´とともに検出される。処理部9は、このケラトリング像を基に公知の演算を行うことで、角膜Crの形状を表す角膜形状パラメータを算出する。
(Kerato measurement system 3)
The keratometry system 3 projects a ring-shaped light beam (infrared light) onto the cornea Cr of the eye E to be examined. The keratoplate 31 is arranged between the objective lens 51 and the eye E to be examined. A kerato ring light source 32 is provided on the back side of the kerato plate 31 (on the objective lens 51 side). By illuminating the kerato plate 31 with light from the kerato ring light source 32, a ring-shaped obtained light beam (arc-shaped or circumferential measurement pattern) is projected onto the cornea Cr of the eye E to be examined. The reflected light (keratling image) from the cornea Cr of the eye E to be examined is detected by the image sensor 59 together with the anterior segment image E'. The processing unit 9 calculates a corneal shape parameter representing the shape of the cornea Cr by performing a known calculation based on this keratoring image.

(レフ測定投射系6、レフ測定受光系7)
レフ測定光学系は、眼屈折力測定に用いられるレフ測定投射系6及びレフ測定受光系7を含む。レフ測定投射系6は、眼屈折力測定用の光束(例えば、リング状光束)(赤外光)を眼底Efに投射する。レフ測定受光系7は、この光束の被検眼Eからの戻り光を受光する。レフ測定投射系6は、レフ測定受光系7の光路に設けられた孔開きプリズム65によって分岐された光路に設けられる。孔開きプリズム65に形成されている孔部は、瞳孔共役位置に配置される。レフ測定受光系7を経由する光学系において、撮像素子59の撮像面は眼底共役位置に配置される。
(Reflex measurement projection system 6, reflex measurement receiving system 7)
The reflex measurement optical system includes a reflex measurement projection system 6 and a reflex measurement light receiving system 7 used for eye refractive power measurement. The reflex measurement projection system 6 projects a light beam (for example, a ring-shaped light beam) (infrared light) for eye refractive power measurement onto the fundus Ef. The reflex measurement light receiving system 7 receives the returned light from the eye E of this luminous flux. The reflex measurement projection system 6 is provided in an optical path branched by a perforated prism 65 provided in the optical path of the reflex measurement light receiving system 7. The hole formed in the apertured prism 65 is arranged at the pupil conjugate position. In the optical system that passes through the reflex measurement light receiving system 7, the imaging surface of the image sensor 59 is arranged at a conjugate position of the fundus.

いくつかの実施形態では、レフ測定光源61は、高輝度光源であるSLD(Superluminescent Diode)光源である。レフ測定光源61は、光軸方向に移動可能である。レフ測定光源61は、眼底共役位置に配置される。レフ測定光源61から出力された光は、リレーレンズ62を通過し、円錐プリズム63の円錐面に入射する。円錐面に入射した光は偏向され、円錐プリズム63の底面から出射する。円錐プリズム63の底面から出射した光は、リング絞り64にリング状に形成された透光部を通過する。リング絞り64の透光部を通過した光(リング状光束)は、孔開きプリズム65の孔部の周囲に形成された反射面により反射され、ロータリープリズム66を通過し、ダイクロイックミラー67により反射される。ダイクロイックミラー67により反射された光は、ダイクロイックミラー52により反射され、対物レンズ51を通過し、被検眼Eに投射される。ロータリープリズム66は、眼底Efの血管や疾患部位に対するリング状光束の光量分布を平均化や光源に起因するスペックルノイズの低減のために用いられる。 In some embodiments, the reflex measurement light source 61 is an SLD (Superluminescent Diode) light source that is a high-intensity light source. The reflex measurement light source 61 is movable in the optical axis direction. The reflex measurement light source 61 is placed at a fundus conjugate position. The light output from the reflex measurement light source 61 passes through the relay lens 62 and enters the conical surface of the conical prism 63. The light incident on the conical surface is deflected and exits from the bottom surface of the conical prism 63. The light emitted from the bottom surface of the conical prism 63 passes through a light-transmitting portion formed in a ring shape in the ring diaphragm 64 . The light (ring-shaped luminous flux) that has passed through the transparent part of the ring diaphragm 64 is reflected by the reflective surface formed around the hole of the apertured prism 65, passes through the rotary prism 66, and is reflected by the dichroic mirror 67. Ru. The light reflected by the dichroic mirror 67 is reflected by the dichroic mirror 52, passes through the objective lens 51, and is projected onto the eye E to be examined. The rotary prism 66 is used to average the light intensity distribution of the ring-shaped light beam to the blood vessels and diseased areas of the fundus Ef and to reduce speckle noise caused by the light source.

眼底Efに投射されたリング状光束の戻り光は、対物レンズ51を通過し、ダイクロイックミラー52及びダイクロイックミラー67により反射される。ダイクロイックミラー67により反射された戻り光は、ロータリープリズム66を通過し、孔開きプリズム65の孔部を通過し、リレーレンズ71を通過し、反射ミラー72により反射され、リレーレンズ73及び合焦レンズ74を通過する。合焦レンズ74は、レフ測定受光系7の光軸に沿って移動可能である。合焦レンズ74を通過した光は、反射ミラー75により反射され、ダイクロイックミラー76により反射され、結像レンズ58により撮像素子59の撮像面に結像される。処理部9は、撮像素子59からの出力を基に公知の演算を行うことで被検眼Eの眼屈折度数(眼屈折力値)を算出する。例えば、眼屈折度数は、球面度数、乱視度数及び乱視軸角度、又は等価球面度数を含む。 The return light of the ring-shaped light beam projected onto the fundus Ef passes through the objective lens 51 and is reflected by the dichroic mirror 52 and the dichroic mirror 67. The return light reflected by the dichroic mirror 67 passes through the rotary prism 66, passes through the hole of the apertured prism 65, passes through the relay lens 71, is reflected by the reflection mirror 72, and is then passed through the relay lens 73 and the focusing lens. Pass through 74. The focusing lens 74 is movable along the optical axis of the reflex measurement light receiving system 7. The light that has passed through the focusing lens 74 is reflected by a reflecting mirror 75, then reflected by a dichroic mirror 76, and is imaged by the imaging lens 58 on the imaging surface of the imaging element 59. The processing unit 9 calculates the eye refractive power (eye refractive power value) of the eye E by performing a known calculation based on the output from the image sensor 59. For example, eye refractive power includes spherical power, astigmatic power and astigmatic axis angle, or equivalent spherical power.

(固視投影系4)
ダイクロイックミラー67によりレフ測定光学系の光路から波長分離された光路に、後述のOCT光学系8が設けられる。ダイクロイックミラー83によりOCT光学系8の光路から分岐された光路に固視投影系4が設けられる。
(Fixation projection system 4)
An OCT optical system 8, which will be described later, is provided in an optical path that is wavelength-separated from the optical path of the reflex measuring optical system by the dichroic mirror 67. A fixation projection system 4 is provided in an optical path branched from the optical path of the OCT optical system 8 by a dichroic mirror 83 .

固視投影系4は、固視標を被検眼Eに呈示する。固視投影系4の光路には、固視ユニット40が配置されている。固視ユニット40は、後述の処理部9からの制御を受け、固視投影系4の光路に沿って移動可能である。固視ユニット40は、液晶パネル41を含む。 The fixation projection system 4 presents a fixation target to the eye E to be examined. A fixation unit 40 is arranged in the optical path of the fixation projection system 4 . The fixation unit 40 is movable along the optical path of the fixation projection system 4 under control from a processing section 9, which will be described later. Fixation unit 40 includes a liquid crystal panel 41.

処理部9による制御を受けた液晶パネル41は、固視標を表すパターンを表示する。液晶パネル41の画面上におけるパターンの表示位置を変更することにより、被検眼Eの固視位置を変更できる。被検眼Eの固視位置としては、眼底Efの黄斑部を中心とする画像を取得するための位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための位置や、黄斑部と視神経乳頭との間の眼底中心を中心とする画像を取得するための位置などがある。固視標を表すパターンの表示位置を任意に変更することが可能である。 The liquid crystal panel 41 under the control of the processing unit 9 displays a pattern representing the fixation target. By changing the display position of the pattern on the screen of the liquid crystal panel 41, the fixation position of the eye E to be examined can be changed. The fixation position of the eye E to be examined may be a position for acquiring an image centered on the macular area of the fundus Ef, a position for acquiring an image centered on the optic disc, or a position for acquiring an image centered on the optic disc, or a position between the macula and the optic disc. There are positions for acquiring images centered on the center of the fundus between the two. It is possible to arbitrarily change the display position of the pattern representing the fixation target.

液晶パネル41からの光は、リレーレンズ42を通過し、ダイクロイックミラー83を透過し、リレーレンズ82を通過し、反射ミラー81により反射され、ダイクロイックミラー67を透過し、ダイクロイックミラー52により反射される。ダイクロイックミラー52により反射された光は、対物レンズ51を通過して眼底Efに投射される。いくつかの実施形態では、液晶パネル41及びリレーレンズ42のそれぞれは、独立に光軸方向に移動可能である。 The light from the liquid crystal panel 41 passes through the relay lens 42 , the dichroic mirror 83 , the relay lens 82 , the reflection mirror 81 , the dichroic mirror 67 , and the dichroic mirror 52 . . The light reflected by the dichroic mirror 52 passes through the objective lens 51 and is projected onto the fundus Ef. In some embodiments, each of the liquid crystal panel 41 and the relay lens 42 is movable independently in the optical axis direction.

なお、液晶パネル41に代えて、フィルム等に視標等が印刷された透過型のレフ測定用の視標チャートと、視標チャートを照明する照明用光源と、OCT計測用の点光源とが設けられていてもよい。 In addition, instead of the liquid crystal panel 41, a transmission-type reflex measurement chart with optotypes printed on a film or the like, an illumination light source for illuminating the optotype chart, and a point light source for OCT measurement are used. may be provided.

図2に、実施形態に係る固視投影系4の他の構成例を示す。図2において、図1と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。 FIG. 2 shows another example of the configuration of the fixation projection system 4 according to the embodiment. In FIG. 2, parts similar to those in FIG. 1 are designated by the same reference numerals, and description thereof will be omitted as appropriate.

本例に係る固視投影系4に設けられた固視ユニット40には、液晶パネル41に代えて、照明用光源45aと、視標チャート46aと、固視光源47aとが設けられている。照明用光源45aからダイクロイックミラー83に向けて、固視光源47a、視標チャート46a、及びリレーレンズ42の順序で配置される。視標チャート46aは、照明用光源45aと被検眼Eとの間に配置され、風景チャートが表された透過型の視標チャートである。いくつかの実施形態において、視標チャート46aは、風景チャートが印刷された透過性のフィルムである。いくつかの実施形態において、固視光源47aは、所定の発光サイズを有する点光源である。 In place of the liquid crystal panel 41, the fixation unit 40 provided in the fixation projection system 4 according to this example is provided with an illumination light source 45a, an optotype chart 46a, and a fixation light source 47a. A fixation light source 47a, an optotype chart 46a, and a relay lens 42 are arranged in this order from the illumination light source 45a toward the dichroic mirror 83. The optotype chart 46a is a transmissive optotype chart placed between the illumination light source 45a and the eye E to be examined, and represents a landscape chart. In some embodiments, the optotype chart 46a is a transparent film with a landscape chart printed on it. In some embodiments, fixation light source 47a is a point light source with a predetermined emission size.

後述のレフ測定を行うとき照明用光源45aが点灯され、照明用光源45aからの光で視標チャート46aを照明することにより風景チャートが被検眼Eに投影される。後述のOCT計測を行うとき固視光源47aが点灯され、風景チャートより視角が狭い輝点(ドット視標)(第2固視標)が被検眼Eに投影される。いくつかの実施形態では、レフ測定を行うとき固視光源47aが消灯され、OCT計測を行うとき照明用光源45aが消灯される。それにより、レフ測定を行うときに風景チャートが被検眼Eに呈示され、OCT計測を行うときに輝点が被検眼Eに呈示される。 When performing a reflex measurement to be described later, the illumination light source 45a is turned on, and the landscape chart is projected onto the eye E by illuminating the optotype chart 46a with light from the illumination light source 45a. When performing OCT measurement, which will be described later, the fixation light source 47a is turned on, and a bright spot (dot target) (second fixation target) having a narrower visual angle than the landscape chart is projected onto the eye E to be examined. In some embodiments, the fixation light source 47a is turned off when performing reflex measurement, and the illumination light source 45a is turned off when performing OCT measurement. As a result, a landscape chart is presented to the eye E when performing reflex measurement, and a bright spot is presented to the eye E when performing OCT measurement.

いくつかの実施形態では、OCT計測を行うとき固視光源47aが点滅するように制御される。いくつかの実施形態では、複数の固視光源47aが設けられ、複数の固視光源47aを選択的に点灯させることにより、輝点の投影位置を変更したり、移動させたりする。 In some embodiments, the fixation light source 47a is controlled to blink when performing OCT measurement. In some embodiments, a plurality of fixation light sources 47a are provided, and by selectively turning on the plurality of fixation light sources 47a, the projection position of the bright spot is changed or moved.

図1に示す眼科装置1000には、被検眼Eの前眼部を異なる方向から撮影する2以上の前眼部カメラ300が設けられている。この実施形態では、眼科装置1000の被検者に対向する面に2台の前眼部カメラが設けられているが、実施形態に係る前眼部カメラの個数は2以上の任意の個数である。2台の前眼部カメラのそれぞれは、図1に示すように、対物レンズ51の光軸(前眼部観察系5の光路(光軸)、OCT光学系8の光路(光軸))から外れた位置に設けられている。以下、2台のカメラをまとめて符号300で表すことがある。 The ophthalmologic apparatus 1000 shown in FIG. 1 is provided with two or more anterior segment cameras 300 that photograph the anterior segment of the eye E to be examined from different directions. In this embodiment, two anterior eye cameras are provided on the surface of the ophthalmological apparatus 1000 facing the subject, but the number of anterior eye cameras according to the embodiment is an arbitrary number of 2 or more. . As shown in FIG. 1, each of the two anterior segment cameras is connected to the optical axis of the objective lens 51 (the optical path (optical axis) of the anterior segment observation system 5, the optical path (optical axis) of the OCT optical system 8). It is located in a remote location. Hereinafter, the two cameras may be collectively represented by the reference numeral 300.

この実施形態では、前眼部観察系5とは別個に前眼部カメラ300を設けているが、少なくとも前眼部観察系5を用いて同様の前眼部観察を行うことができる。いくつかの実施形態では、2以上の前眼部カメラのうちの1つは、前眼部観察系5(撮像素子59)を含む。実施形態に係る眼科装置1000は、異なる2以上の方向から前眼部を撮影可能に構成されていればよい。 In this embodiment, the anterior segment camera 300 is provided separately from the anterior segment observation system 5, but similar anterior segment observation can be performed using at least the anterior segment observation system 5. In some embodiments, one of the two or more anterior segment cameras includes the anterior segment observation system 5 (imaging device 59). The ophthalmologic apparatus 1000 according to the embodiment may be configured to be capable of photographing the anterior segment of the eye from two or more different directions.

いくつかの実施形態では、2以上の前眼部カメラのそれぞれの近傍に少なくとも1つの前眼部照明光源50(赤外光源等)を設けることができる。例えば、前眼部カメラ300の一方の上方近傍に設けられた前眼部照明光源及び下方近傍に設けられた前眼部照明光源と、前眼部カメラ300の他方の上方近傍に設けられた前眼部照明光源及び下方近傍に設けられた前眼部照明光源とが設けられる。 In some embodiments, at least one anterior segment illumination source 50 (such as an infrared light source) may be provided near each of the two or more anterior segment cameras. For example, an anterior eye illumination light source provided near the top of one of the anterior eye cameras 300 and an anterior eye illumination light source provided near the bottom of the other, and an anterior eye illumination light source provided near the top of the other anterior eye camera 300. An eye illumination light source and an anterior eye illumination light source provided near the bottom are provided.

2以上の前眼部カメラは、異なる2以上の方向から実質的に同時に前眼部を撮影することができる。「実質的に同時」とは、例えば、2以上の前眼部カメラによる撮影において、眼球運動を無視できる程度の撮影タイミングのズレを許容することを示す。それにより、被検眼Eが実質的に同じ位置(向き)にあるときの画像を2以上の前眼部カメラによって取得することができる。 The two or more anterior segment cameras can image the anterior segment from two or more different directions substantially simultaneously. "Substantially simultaneously" indicates, for example, that when photographing by two or more anterior segment cameras, a lag in photographing timing is allowed to the extent that eye movement can be ignored. Thereby, images when the eye E to be examined is in substantially the same position (orientation) can be acquired by two or more anterior segment cameras.

また、2以上の前眼部カメラによる撮影は動画撮影でも静止画撮影でもよい。動画撮影の場合、撮影開始タイミングを合わせるよう制御したり、フレームレートや各フレームの撮影タイミングを制御したりすることにより、上記のような実質的に同時の前眼部撮影を実現することができる。一方、静止画撮影の場合、撮影タイミングを合わせるよう制御することにより、これを実現することができる。 Moreover, the imaging by two or more anterior segment cameras may be video imaging or still image imaging. In the case of video shooting, by controlling the shooting start timing to match, controlling the frame rate and the shooting timing of each frame, it is possible to achieve substantially simultaneous anterior segment imaging as described above. . On the other hand, in the case of still image shooting, this can be achieved by controlling the shooting timing to match.

(OCT光学系8)
図1に示すOCT光学系8は、OCT計測を行うための光学系である。例えば、OCT計測よりも前に実施されたレフ測定結果に基づいて、光ファイバーf1の端面が撮影部位(眼底Ef又は前眼部)と光学系に共役となるように合焦レンズ87の位置が調整される。或いは、例えば、OCT計測により得られる干渉信号の強度が最大になるように合焦レンズ87の位置が調整される。
(OCT optical system 8)
The OCT optical system 8 shown in FIG. 1 is an optical system for performing OCT measurement. For example, based on the reflex measurement results performed before OCT measurement, the position of the focusing lens 87 is adjusted so that the end face of the optical fiber f1 is conjugate to the imaging site (fundus Ef or anterior segment) and the optical system. be done. Alternatively, for example, the position of the focusing lens 87 is adjusted so that the intensity of the interference signal obtained by OCT measurement is maximized.

OCT光学系8は、ダイクロイックミラー67によりレフ測定光学系の光路から波長分離された光路に設けられる。上記の固視投影系4の光路は、ダイクロイックミラー83によりOCT光学系8の光路に結合される。それにより、OCT光学系8及び固視投影系4のそれぞれの光軸を同軸で結合することができる。 The OCT optical system 8 is provided in an optical path that is wavelength-separated from the optical path of the reflex measurement optical system by a dichroic mirror 67. The optical path of the fixation projection system 4 described above is coupled to the optical path of the OCT optical system 8 by a dichroic mirror 83. Thereby, the respective optical axes of the OCT optical system 8 and the fixation projection system 4 can be coaxially coupled.

OCT光学系8は、OCTユニット100を含む。図2に示すように、OCTユニット100において、OCT光源101は、一般的なスウェプトソースタイプのOCT装置と同様に、出射光の波長を掃引(走査)可能な波長掃引型(波長走査型)光源を含んで構成される。波長掃引型光源は、共振器を含むレーザー光源を含んで構成される。OCT光源101は、人眼では視認できない近赤外の波長帯において、出力波長を時間的に変化させる。 OCT optical system 8 includes an OCT unit 100. As shown in FIG. 2, in the OCT unit 100, the OCT light source 101 is a wavelength swept type (wavelength scanning type) light source that can sweep (scan) the wavelength of emitted light, similar to a general swept source type OCT device. It consists of: The wavelength swept light source includes a laser light source including a resonator. The OCT light source 101 temporally changes the output wavelength in a near-infrared wavelength band that is invisible to the human eye.

図3に例示するように、OCTユニット100には、スウェプトソースOCTを実行するための光学系が設けられている。この光学系は、干渉光学系を含む。この干渉光学系は、波長可変光源(波長掃引型光源)からの光を測定光と参照光とに分割する機能と、被検眼Eからの測定光の戻り光と参照光路を経由した参照光とを重ね合わせて干渉光を生成する機能と、この干渉光を検出する機能とを備える。干渉光学系により得られた干渉光の検出結果(検出信号、干渉信号)は、干渉光のスペクトルを示す信号であり、処理部9に送られる。 As illustrated in FIG. 3, the OCT unit 100 is provided with an optical system for performing swept source OCT. This optical system includes an interference optical system. This interference optical system has the function of splitting the light from the wavelength variable light source (wavelength swept type light source) into the measurement light and the reference light, and the return light of the measurement light from the eye E and the reference light via the reference optical path. It has a function of superimposing the two to generate interference light, and a function of detecting this interference light. The detection result (detection signal, interference signal) of the interference light obtained by the interference optical system is a signal indicating the spectrum of the interference light, and is sent to the processing section 9.

OCT光源101は、例えば、出射光の波長(1000nm~1100nmの波長範囲)を高速で変化させる近赤外波長可変レーザーを含む。OCT光源101から出力された光L0は、光ファイバー102により偏波コントローラ103に導かれてその偏光状態が調整される。偏光状態が調整された光L0は、光ファイバー104によりファイバーカプラー105に導かれて測定光LSと参照光LRとに分割される。 The OCT light source 101 includes, for example, a near-infrared variable wavelength laser that changes the wavelength of emitted light (wavelength range of 1000 nm to 1100 nm) at high speed. Light L0 output from the OCT light source 101 is guided to a polarization controller 103 by an optical fiber 102, and its polarization state is adjusted. The light L0 whose polarization state has been adjusted is guided to a fiber coupler 105 by an optical fiber 104 and is split into a measurement light LS and a reference light LR.

参照光LRは、光ファイバー110によりコリメータ111に導かれて平行光束に変換され、光路長補正部材112及び分散補償部材113を経由し、コーナーキューブ114に導かれる。光路長補正部材112は、参照光LRの光路長と測定光LSの光路長とを合わせるよう作用する。分散補償部材113は、参照光LRと測定光LSとの間の分散特性を合わせるよう作用する。コーナーキューブ114は、参照光LRの入射方向に移動可能であり、それにより参照光LRの光路長が変更される。 The reference light LR is guided to a collimator 111 by an optical fiber 110, converted into a parallel light beam, and guided to a corner cube 114 via an optical path length correction member 112 and a dispersion compensation member 113. The optical path length correction member 112 acts to match the optical path length of the reference light LR and the optical path length of the measurement light LS. The dispersion compensation member 113 acts to match the dispersion characteristics between the reference light LR and the measurement light LS. The corner cube 114 is movable in the direction of incidence of the reference light LR, thereby changing the optical path length of the reference light LR.

コーナーキューブ114を経由した参照光LRは、分散補償部材113及び光路長補正部材112を経由し、コリメータ116によって平行光束から集束光束に変換され、光ファイバー117に入射する。光ファイバー117に入射した参照光LRは、偏波コントローラ118に導かれてその偏光状態が調整され、光ファイバー119によりアッテネータ120に導かれて光量が調整され、光ファイバー121によりファイバーカプラー122に導かれる。 The reference light LR that has passed through the corner cube 114 passes through the dispersion compensating member 113 and the optical path length correcting member 112, is converted from a parallel light beam into a convergent light beam by the collimator 116, and enters the optical fiber 117. The reference light LR incident on the optical fiber 117 is guided to a polarization controller 118 to have its polarization state adjusted, guided to an attenuator 120 by an optical fiber 119 to have its light amount adjusted, and guided to a fiber coupler 122 by an optical fiber 121.

一方、ファイバーカプラー105により生成された測定光LSは、光ファイバーf1により導かれてコリメータレンズユニット89により平行光束に変換され、光スキャナー88、合焦レンズ87、リレーレンズ85、及び反射ミラー84を経由し、ダイクロイックミラー83により反射される。 On the other hand, the measurement light LS generated by the fiber coupler 105 is guided by the optical fiber f1 and converted into a parallel light beam by the collimator lens unit 89, and passes through the optical scanner 88, the focusing lens 87, the relay lens 85, and the reflecting mirror 84. The light is then reflected by the dichroic mirror 83.

光スキャナー88は、測定光LSを1次元的又は2次元的に偏向する。光スキャナー88は、例えば、第1ガルバノミラーと、第2ガルバノミラーとを含む。第1ガルバノミラーは、OCT光学系8の光軸に直交する水平方向に撮影部位(眼底Ef又は前眼部)をスキャンするように測定光LSを偏向する。第2ガルバノミラーは、OCT光学系8の光軸に直交する垂直方向に撮影部位をスキャンするように、第1ガルバノミラーにより偏向された測定光LSを偏向する。このような光スキャナー88による測定光LSの走査態様としては、例えば、水平スキャン、垂直スキャン、十字スキャン、放射スキャン、円スキャン、同心円スキャン、螺旋スキャンなどがある。 The optical scanner 88 deflects the measurement light LS one-dimensionally or two-dimensionally. The optical scanner 88 includes, for example, a first galvano mirror and a second galvano mirror. The first galvano mirror deflects the measurement light LS so as to scan the imaging region (fundus Ef or anterior segment) in a horizontal direction perpendicular to the optical axis of the OCT optical system 8. The second galvano mirror deflects the measurement light LS that has been deflected by the first galvano mirror so as to scan the imaging region in a vertical direction perpendicular to the optical axis of the OCT optical system 8. Examples of scanning modes of the measurement light LS by the optical scanner 88 include horizontal scanning, vertical scanning, cross scanning, radial scanning, circular scanning, concentric scanning, and spiral scanning.

ダイクロイックミラー83により反射された測定光LSは、リレーレンズ82を通過し、反射ミラー81により反射され、ダイクロイックミラー67を透過し、ダイクロイックミラー52により反射され、対物レンズ51により屈折されて被検眼Eに入射する。測定光LSは、被検眼Eの様々な深さ位置において散乱・反射される。被検眼Eからの測定光LSの戻り光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバーカプラー105に導かれ、光ファイバー128を経由してファイバーカプラー122に到達する。 The measurement light LS reflected by the dichroic mirror 83 passes through the relay lens 82, is reflected by the reflection mirror 81, passes through the dichroic mirror 67, is reflected by the dichroic mirror 52, is refracted by the objective lens 51, and enters the subject's eye E. incident on . The measurement light LS is scattered and reflected at various depth positions of the eye E to be examined. The return light of the measurement light LS from the eye E to be examined travels in the opposite direction along the same path as the outgoing path, is guided to the fiber coupler 105, and reaches the fiber coupler 122 via the optical fiber 128.

ファイバーカプラー122は、光ファイバー128を介して入射された測定光LSと、光ファイバー121を介して入射された参照光LRとを合成して(干渉させて)干渉光を生成する。ファイバーカプラー122は、所定の分岐比(例えば1:1)で干渉光を分岐することにより、一対の干渉光LCを生成する。一対の干渉光LCは、それぞれ光ファイバー123及び124を通じて検出器125に導かれる。 The fiber coupler 122 combines (interferes with) the measurement light LS incident through the optical fiber 128 and the reference light LR incident through the optical fiber 121 to generate interference light. The fiber coupler 122 generates a pair of interference lights LC by branching the interference lights at a predetermined branching ratio (for example, 1:1). A pair of interference lights LC are guided to a detector 125 through optical fibers 123 and 124, respectively.

検出器125は、例えばバランスドフォトダイオードである。バランスドフォトダイオードは、一対の干渉光LCをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを含み、これらフォトディテクタにより得られた一対の検出結果の差分を出力する。検出器125は、この出力(検出信号)をDAQ(Data Acquisition System)130に送る。 Detector 125 is, for example, a balanced photodiode. The balanced photodiode includes a pair of photodetectors that respectively detect a pair of interference lights LC, and outputs a difference between a pair of detection results obtained by these photodetectors. The detector 125 sends this output (detection signal) to a DAQ (Data Acquisition System) 130.

DAQ130には、OCT光源101からクロックKCが供給される。クロックKCは、OCT光源101において、波長可変光源により所定の波長範囲内で掃引される各波長の出力タイミングに同期して生成される。OCT光源101は、例えば、各出力波長の光L0を分岐することにより得られた2つの分岐光の一方を光学的に遅延させた後、これらの合成光を検出した結果に基づいてクロックKCを生成する。DAQ130は、検出器125から入力される検出信号をクロックKCに基づきサンプリングする。DAQ130は、検出器125からの検出信号のサンプリング結果を処理部9の演算処理部220に送られる。演算処理部220は、例えば一連の波長走査毎に(Aライン毎に)、サンプリングデータに基づくスペクトル分布にフーリエ変換等を施すことにより、各Aラインにおける反射強度プロファイルを形成する。更に、演算処理部220は、各Aラインの反射強度プロファイルを画像化することにより画像データを形成する。 A clock KC is supplied to the DAQ 130 from the OCT light source 101. The clock KC is generated in the OCT light source 101 in synchronization with the output timing of each wavelength swept within a predetermined wavelength range by the variable wavelength light source. For example, the OCT light source 101 optically delays one of the two branched lights obtained by branching the light L0 of each output wavelength, and then outputs the clock KC based on the result of detecting these combined lights. generate. The DAQ 130 samples the detection signal input from the detector 125 based on the clock KC. The DAQ 130 sends the sampling result of the detection signal from the detector 125 to the arithmetic processing section 220 of the processing section 9 . The arithmetic processing unit 220 forms a reflection intensity profile for each A-line, for example, by applying Fourier transform or the like to the spectral distribution based on the sampling data for each series of wavelength scans (for each A-line). Furthermore, the arithmetic processing unit 220 forms image data by converting the reflection intensity profile of each A line into an image.

本例では、参照光LRの光路(参照光路、参照アーム)の長さを変更するためのコーナーキューブ114が設けられているが、これら以外の光学部材を用いて、測定光路長と参照光路長との差を変更することも可能である。 In this example, a corner cube 114 is provided for changing the length of the optical path (reference optical path, reference arm) of the reference beam LR, but by using optical members other than these, the measurement optical path length and the reference optical path length can be changed. It is also possible to change the difference between

処理部9は、レフ測定光学系を用いて得られた測定結果から眼屈折度数を算出し、算出された眼屈折度数に基づいて、眼底Efとレフ測定光源61と撮像素子59とが共役となる位置に、レフ測定光源61及び合焦レンズ74それぞれを光軸方向に移動させる。いくつかの実施形態では、処理部9は、合焦レンズ74の移動に連動してOCT光学系8の合焦レンズ87をその光軸方向に移動させる。いくつかの実施形態では、処理部9は、レフ測定光源61及び合焦レンズ74の移動に連動して液晶パネル41(固視ユニット40)をその光軸方向に移動させる。 The processing unit 9 calculates the eye refractive power from the measurement results obtained using the reflex measuring optical system, and determines whether the fundus Ef, the reflex measuring light source 61, and the image sensor 59 are conjugate based on the calculated eye refractive power. The reflex measuring light source 61 and the focusing lens 74 are each moved in the optical axis direction to a position where In some embodiments, the processing unit 9 moves the focusing lens 87 of the OCT optical system 8 in the optical axis direction in conjunction with the movement of the focusing lens 74. In some embodiments, the processing unit 9 moves the liquid crystal panel 41 (fixation unit 40) in the optical axis direction in conjunction with the movement of the reflex measurement light source 61 and the focusing lens 74.

<処理系の構成>
眼科装置1000の処理系の構成について説明する。眼科装置1000の処理系の機能的構成の例を図4~図7に示す。図4は、眼科装置1000の処理系の機能ブロック図の一例を表す。図5は、データ処理部225の機能ブロック図の一例を表す。図6は、図5のアライメント処理部350の機能ブロック図の一例を表す。図7は、図5のトラッキング処理部360の機能ブロック図の一例を表す。
<Processing system configuration>
The configuration of the processing system of the ophthalmologic apparatus 1000 will be described. Examples of the functional configuration of the processing system of the ophthalmologic apparatus 1000 are shown in FIGS. 4 to 7. FIG. 4 represents an example of a functional block diagram of a processing system of the ophthalmologic apparatus 1000. FIG. 5 represents an example of a functional block diagram of the data processing unit 225. FIG. 6 represents an example of a functional block diagram of the alignment processing section 350 of FIG. 5. As shown in FIG. FIG. 7 shows an example of a functional block diagram of the tracking processing section 360 in FIG. 5.

処理部9は、眼科装置1000の各部を制御する。また、処理部9は、各種演算処理を実行可能である。処理部9は、プロセッサを含む。プロセッサの機能は、例えば、CPU(Central Processing Unit)、GPU(Graphics Processing Unit)、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、プログラマブル論理デバイス(例えば、SPLD(Simple Programmable Logic Device)、CPLD(Complex Programmable Logic Device)、FPGA(Field Programmable Gate Array))等の回路により実現される。処理部9は、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。 The processing section 9 controls each section of the ophthalmological apparatus 1000. Further, the processing unit 9 is capable of executing various calculation processes. Processing unit 9 includes a processor. The functions of a processor include, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), and a programmable logic device (for example, an SP LD (Simple Programmable Logic Device), CPLD (Complex Programmable Logic Device) , FPGA (Field Programmable Gate Array), and other circuits. The processing unit 9 realizes the functions according to the embodiment by, for example, reading and executing a program stored in a storage circuit or a storage device.

処理部9は、実施形態に係る「眼科情報処理装置」の一例である。処理部9の機能を実現するためのプログラムは、実施形態に係る「眼科情報処理プログラム」の一例である。 The processing unit 9 is an example of the "ophthalmology information processing device" according to the embodiment. The program for realizing the functions of the processing unit 9 is an example of the "ophthalmology information processing program" according to the embodiment.

処理部9は、制御部210と、演算処理部220とを含む。また、眼科装置1000は、移動機構200と、表示部270と、操作部280と、通信部290とを含む。 The processing section 9 includes a control section 210 and an arithmetic processing section 220. Further, the ophthalmologic apparatus 1000 includes a moving mechanism 200, a display section 270, an operation section 280, and a communication section 290.

移動機構200は、アライメント光投射系2、ケラト測定系3、固視投影系4、前眼部観察系5、レフ測定投射系6、レフ測定受光系7及びOCT光学系8等の光学系(装置光学系)が収納されたヘッド部を前後左右方向に移動させるための機構である。例えば、移動機構200には、ヘッド部を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。アクチュエータは、例えばパルスモータにより構成される。伝達機構は、例えば歯車の組み合わせやラック・アンド・ピニオンなどによって構成される。制御部210(主制御部211)は、アクチュエータに対して制御信号を送ることにより移動機構200に対する制御を行う。 The moving mechanism 200 includes optical systems ( This is a mechanism for moving the head section in which the optical system (device optical system) is housed in the front, back, left and right directions. For example, the moving mechanism 200 is provided with an actuator that generates a driving force for moving the head section, and a transmission mechanism that transmits this driving force. The actuator is composed of, for example, a pulse motor. The transmission mechanism is configured by, for example, a combination of gears or a rack and pinion. The control unit 210 (main control unit 211) controls the moving mechanism 200 by sending control signals to the actuators.

移動機構200に対する制御は、アライメントやトラッキングにおいて用いられる。トラッキングとは、被検眼Eの眼球運動に合わせて装置光学系を移動させるものである。トラッキングを行う場合には、事前にアライメントとフォーカス調整が実行される。トラッキングは、装置光学系の位置を眼球運動に追従させることにより、アライメントとピントが合った好適な位置関係を維持する機能である。 Control over the moving mechanism 200 is used for alignment and tracking. Tracking refers to moving the optical system of the apparatus in accordance with the eyeball movement of the eye E to be examined. When tracking is performed, alignment and focus adjustment are performed in advance. Tracking is a function that maintains a suitable positional relationship that is aligned and in focus by causing the position of the device optical system to follow the movement of the eyeballs.

(制御部210)
制御部210は、プロセッサを含み、眼科装置1000の各部を制御する。制御部210は、主制御部211と、記憶部212と、光学系位置取得部213とを含む。光学系位置取得部213の機能は、主制御部211により実現されてもよい。記憶部212には、眼科装置1000を制御するためのコンピュータプログラムがあらかじめ格納される。コンピュータプログラムには、光源制御用プログラム、検出器制御用プログラム、光スキャナー制御用プログラム、光学系制御用プログラム、アライメント制御用プログラム、トラッキング制御用プログラム、演算処理用プログラム及びユーザインターフェイス用プログラムなどが含まれる。このようなコンピュータプログラムに従って主制御部211が動作することにより、制御部210は制御処理を実行する。
(Control unit 210)
Control section 210 includes a processor and controls each section of ophthalmological apparatus 1000. The control section 210 includes a main control section 211 , a storage section 212 , and an optical system position acquisition section 213 . The functions of the optical system position acquisition section 213 may be realized by the main control section 211. A computer program for controlling the ophthalmologic apparatus 1000 is stored in the storage unit 212 in advance. Computer programs include light source control programs, detector control programs, optical scanner control programs, optical system control programs, alignment control programs, tracking control programs, arithmetic processing programs, user interface programs, etc. It will be done. The control unit 210 executes control processing by operating the main control unit 211 according to such a computer program.

主制御部211は、測定制御部として眼科装置の各種制御を行う。 The main control section 211 performs various controls of the ophthalmological apparatus as a measurement control section.

アライメント光投射系2に対する制御には、アライメント光源21の制御などがある。アライメント光源21の制御には、光源の点灯、消灯、光量調整、絞り調整などがある。それにより、アライメント光源21の点灯と非点灯とが切り替えられたり、光量が変更されたりする。 Control of the alignment light projection system 2 includes control of the alignment light source 21 and the like. Control of the alignment light source 21 includes turning on and off the light source, adjusting the amount of light, adjusting the aperture, and the like. Thereby, the alignment light source 21 is switched between lighting and non-lighting, and the amount of light is changed.

ケラト測定系3に対する制御には、ケラトリング光源32の制御などがある。ケラトリング光源32の制御には、光源の点灯、消灯、光量調整、絞り調整などがある。それにより、ケラトリング光源32の点灯と非点灯とが切り替えられたり、光量が変更されたりする。主制御部211は、撮像素子59により検出されたケラトリング像に対する公知の演算を演算処理部220に実行させる。それにより、被検眼Eの角膜形状パラメータが求められる。 Control of the kerato measurement system 3 includes control of the kerato ring light source 32 and the like. Control of the keratoring light source 32 includes turning on and off the light source, adjusting the amount of light, adjusting the aperture, and the like. Thereby, the keratoring light source 32 is switched between lighting and non-lighting, and the amount of light is changed. The main control unit 211 causes the arithmetic processing unit 220 to perform a known calculation on the keratoring image detected by the image sensor 59. Thereby, the corneal shape parameters of the eye E to be examined are determined.

固視投影系4に対する制御には、液晶パネル41の制御や固視ユニット40の移動制御などがある。液晶パネル41の制御には、固視標の表示のオン・オフや、固視標の表示位置の切り替えなどがある。 Control of the fixation projection system 4 includes control of the liquid crystal panel 41 and movement control of the fixation unit 40. Control of the liquid crystal panel 41 includes turning on/off the display of the fixation target and switching the display position of the fixation target.

例えば、固視投影系4には、液晶パネル41(又は固視ユニット40)を光軸方向に移動する移動機構が設けられる。この移動機構には、移動機構200と同様に、当該移動機構を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。主制御部211は、アクチュエータに対して制御信号を送ることにより移動機構に対する制御を行い、少なくとも液晶パネル41を光軸方向に移動させる。それにより、液晶パネル41と眼底Efとが光学的に共役となるように液晶パネル41の位置が調整される。 For example, the fixation projection system 4 is provided with a moving mechanism that moves the liquid crystal panel 41 (or the fixation unit 40) in the optical axis direction. Similar to the moving mechanism 200, this moving mechanism is provided with an actuator that generates a driving force for moving the moving mechanism, and a transmission mechanism that transmits this driving force. The main control unit 211 controls the movement mechanism by sending control signals to the actuator, and moves at least the liquid crystal panel 41 in the optical axis direction. Thereby, the position of the liquid crystal panel 41 is adjusted so that the liquid crystal panel 41 and the fundus Ef are optically conjugate.

固視投影系4が図2に示すように構成されている場合、固視投影系4に対する制御には、上記の固視ユニット40の移動制御、照明用光源45aの制御、固視光源47aの制御などがある。照明用光源45aの制御には、光源の点灯、消灯、光量調整などがある。固視光源47aの制御には、光源の点灯、消灯、光量調整などがある。 When the fixation projection system 4 is configured as shown in FIG. 2, the fixation projection system 4 is controlled by the above-mentioned movement control of the fixation unit 40, control of the illumination light source 45a, and control of the fixation light source 47a. There are controls, etc. Control of the illumination light source 45a includes turning on and off the light source, adjusting the amount of light, and the like. Control of the fixation light source 47a includes turning on and off the light source, adjusting the amount of light, and the like.

前眼部観察系5に対する制御には、前眼部照明光源50の制御、撮像素子59の制御などがある。前眼部照明光源50の制御には、光源の点灯、消灯、光量調整、絞り調整などがある。それにより、前眼部照明光源50の点灯と非点灯とが切り替えられたり、光量が変更されたりする。撮像素子59の制御には、撮像素子59の露光調整やゲイン調整や検出レート調整などがある。主制御部211は、撮像素子59により検出された信号を取り込み、取り込まれた信号に基づく画像の形成等の処理を演算処理部220に実行させる。 Control of the anterior eye segment observation system 5 includes control of the anterior eye segment illumination light source 50, control of the image sensor 59, and the like. Control of the anterior ocular segment illumination light source 50 includes turning on and off the light source, adjusting the amount of light, adjusting the aperture, and the like. Thereby, the anterior ocular segment illumination light source 50 is switched between lighting and non-lighting, and the amount of light is changed. Control of the image sensor 59 includes exposure adjustment, gain adjustment, detection rate adjustment, etc. of the image sensor 59. The main control unit 211 captures the signal detected by the image sensor 59 and causes the arithmetic processing unit 220 to execute processing such as forming an image based on the captured signal.

前眼部カメラ300に対する制御には、2以上の前眼部カメラの撮影開始タイミングや各フレームの撮影タイミングの同期制御や、各前眼部カメラの露光調整やゲイン調整やフレームレート調整などがある。それにより、被検眼Eの前眼部が実質的に同時に撮影される。 The controls for the anterior eye camera 300 include synchronized control of the shooting start timing of two or more anterior eye cameras and the shooting timing of each frame, and exposure adjustment, gain adjustment, and frame rate adjustment of each anterior eye camera. . Thereby, the anterior segment of the eye E to be examined is photographed substantially simultaneously.

レフ測定投射系6に対する制御には、レフ測定光源61の制御、ロータリープリズム66の制御などがある。レフ測定光源61の制御には、光源の点灯、消灯、光量調整、絞り調整などがある。それにより、レフ測定光源61の点灯と非点灯とが切り替えられたり、光量が変更されたりする。例えば、レフ測定投射系6は、レフ測定光源61を光軸方向に移動する移動機構を含む。この移動機構には、移動機構200と同様に、当該移動機構を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。主制御部211は、アクチュエータに対して制御信号を送ることにより移動機構に対する制御を行い、レフ測定光源61を光軸方向に移動させる。ロータリープリズム66の制御には、ロータリープリズム66の回転制御などがある。例えば、ロータリープリズム66を回転させる回転機構が設けられており、主制御部211は、この回転機構を制御することによりロータリープリズム66を回転させる。 Control of the reflex measurement projection system 6 includes control of the reflex measurement light source 61, control of the rotary prism 66, etc. Control of the reflex measuring light source 61 includes turning on and off the light source, adjusting the amount of light, adjusting the aperture, and the like. Thereby, the reflex measurement light source 61 is switched between lighting and non-lighting, and the light amount is changed. For example, the reflex measurement projection system 6 includes a moving mechanism that moves the reflex measurement light source 61 in the optical axis direction. Similar to the moving mechanism 200, this moving mechanism is provided with an actuator that generates a driving force for moving the moving mechanism, and a transmission mechanism that transmits this driving force. The main control unit 211 controls the movement mechanism by sending a control signal to the actuator, and moves the reflex measurement light source 61 in the optical axis direction. Control of the rotary prism 66 includes rotation control of the rotary prism 66. For example, a rotation mechanism for rotating the rotary prism 66 is provided, and the main control unit 211 rotates the rotary prism 66 by controlling this rotation mechanism.

レフ測定受光系7に対する制御には、合焦レンズ74の制御などがある。合焦レンズ74の制御には、合焦レンズ74の光軸方向への移動制御などがある。例えば、レフ測定受光系7は、合焦レンズ74を光軸方向に移動する移動機構を含む。この移動機構には、移動機構200と同様に、当該移動機構を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。主制御部211は、アクチュエータに対して制御信号を送ることにより移動機構に対する制御を行い、合焦レンズ74を光軸方向に移動させる。主制御部211は、レフ測定光源61と眼底Efと撮像素子59とが光学的に共役となるように、例えば被検眼Eの屈折力に応じてレフ測定光源61及び合焦レンズ74をそれぞれ光軸方向に移動させることが可能である。 Control of the reflex measurement light receiving system 7 includes control of the focusing lens 74 and the like. Control of the focusing lens 74 includes control of movement of the focusing lens 74 in the optical axis direction. For example, the reflex measurement light receiving system 7 includes a moving mechanism that moves the focusing lens 74 in the optical axis direction. Similar to the moving mechanism 200, this moving mechanism is provided with an actuator that generates a driving force for moving the moving mechanism, and a transmission mechanism that transmits this driving force. The main control unit 211 controls the movement mechanism by sending a control signal to the actuator, and moves the focusing lens 74 in the optical axis direction. The main control unit 211 controls the reflex measurement light source 61 and the focusing lens 74 to provide light, for example, in accordance with the refractive power of the eye E, so that the reflex measurement light source 61, the fundus Ef, and the image sensor 59 are optically conjugate. It is possible to move it in the axial direction.

OCT光学系8に対する制御には、OCT光源101の制御、光スキャナー88の制御、合焦レンズ87の制御、コーナーキューブ114の制御、検出器125の制御、DAQ130の制御などがある。OCT光源101の制御には、光源の点灯、消灯、光量調整、絞り調整などがある。光スキャナー88の制御には、第1ガルバノミラーによる走査位置や走査範囲や走査速度の制御、第2ガルバノミラーによる走査位置や走査範囲や走査速度の制御などがある。 Control of the OCT optical system 8 includes control of the OCT light source 101, control of the optical scanner 88, control of the focusing lens 87, control of the corner cube 114, control of the detector 125, control of the DAQ 130, etc. Control of the OCT light source 101 includes turning on and off the light source, adjusting the amount of light, adjusting the aperture, and the like. Control of the optical scanner 88 includes control of the scanning position, scanning range, and scanning speed by the first galvano mirror, and control of the scanning position, scanning range, and scanning speed by the second galvano mirror.

合焦レンズ87の制御には、合焦レンズ87の光軸方向への移動制御、撮影部位に対応した合焦基準位置への合焦レンズ87の移動制御、撮影部位に対応した移動範囲(合焦範囲)内での移動制御などがある。例えば、OCT光学系8は、合焦レンズ87を光軸方向に移動する移動機構を含む。この移動機構には、移動機構200と同様に、当該移動機構を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。主制御部211は、アクチュエータに対して制御信号を送ることにより移動機構に対する制御を行い、合焦レンズ87を光軸方向に移動させる。いくつかの実施形態では、眼科装置1000には、合焦レンズ74及び87を保持する保持部材と、保持部材を駆動する駆動部が設けられる。主制御部211は、駆動部を制御することにより合焦レンズ74及び87の移動制御を行う。主制御部211は、例えば、合焦レンズ74の移動に連動して合焦レンズ87を移動させた後、干渉信号の強度に基づいて合焦レンズ87だけを移動させるようにしてもよい。 The control of the focusing lens 87 includes controlling the movement of the focusing lens 87 in the optical axis direction, controlling the movement of the focusing lens 87 to a focus reference position corresponding to the imaging region, and controlling the movement range (focusing) corresponding to the imaging region. control of movement within the focal range). For example, the OCT optical system 8 includes a moving mechanism that moves the focusing lens 87 in the optical axis direction. Similar to the moving mechanism 200, this moving mechanism is provided with an actuator that generates a driving force for moving the moving mechanism, and a transmission mechanism that transmits this driving force. The main control unit 211 controls the moving mechanism by sending a control signal to the actuator, and moves the focusing lens 87 in the optical axis direction. In some embodiments, the ophthalmic device 1000 is provided with a holding member that holds the focusing lenses 74 and 87 and a drive unit that drives the holding member. The main control section 211 controls the movement of the focusing lenses 74 and 87 by controlling the driving section. For example, the main control unit 211 may move the focusing lens 87 in conjunction with the movement of the focusing lens 74, and then move only the focusing lens 87 based on the intensity of the interference signal.

コーナーキューブ114の制御には、コーナーキューブ114の光路に沿った移動制御などがある。例えば、OCT光学系8は、コーナーキューブ114を光路に沿った方向に移動する移動機構を含む。この移動機構には、移動機構200と同様に、当該移動機構を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。主制御部211は、アクチュエータに対して制御信号を送ることにより移動機構に対する制御を行い、コーナーキューブ114を光路に沿った方向に移動させる。検出器125の制御には、検出素子の露光調整やゲイン調整や検出レート調整や検出信号のデータ転送制御などがある。主制御部211は、検出器125により検出された信号をDAQ130によりサンプリングし、サンプリングされた信号に基づく画像の形成等の処理を演算処理部220(画像形成部224)に実行させる。 Control of the corner cube 114 includes movement control of the corner cube 114 along the optical path. For example, the OCT optical system 8 includes a moving mechanism that moves the corner cube 114 in a direction along the optical path. Similar to the moving mechanism 200, this moving mechanism is provided with an actuator that generates a driving force for moving the moving mechanism, and a transmission mechanism that transmits this driving force. The main control unit 211 controls the movement mechanism by sending a control signal to the actuator, and moves the corner cube 114 in the direction along the optical path. Control of the detector 125 includes exposure adjustment, gain adjustment, detection rate adjustment, detection signal data transfer control, etc. of the detection element. The main control unit 211 samples the signal detected by the detector 125 using the DAQ 130, and causes the arithmetic processing unit 220 (image forming unit 224) to execute processing such as forming an image based on the sampled signal.

主制御部211は、OCT計測を行う前に複数の予備的な動作を実行可能である。予備的な動作としては、フォーカス調整、偏光調整などがある。例えば、フォーカス調整は、OCT計測の干渉感度に基づいて行われる。例えば、上記のように、干渉強度が最大となるような合焦レンズ87の位置を求め、その位置に合焦レンズ87を移動させることにより、フォーカス調整を実行することができる。偏光調整においては、測定光LSと参照光LRとの干渉効率を最適化するために参照光LRの偏光状態が調整される。 The main control unit 211 can execute a plurality of preliminary operations before performing OCT measurement. Preliminary operations include focus adjustment and polarization adjustment. For example, focus adjustment is performed based on interference sensitivity of OCT measurement. For example, as described above, focus adjustment can be performed by finding the position of the focusing lens 87 where the interference intensity is maximum and moving the focusing lens 87 to that position. In the polarization adjustment, the polarization state of the reference light LR is adjusted to optimize the interference efficiency between the measurement light LS and the reference light LR.

また、主制御部211は、表示制御部として、眼屈折度数算出部221により算出された眼屈折度数の測定値、角膜形状算出部222により算出された角膜形状を表すパラメータ、後述の眼内パラメータ、画像形成部224により形成された断層像、後述のデータ処理部225の処理結果に対応した情報を表示部270に表示させる。 The main control unit 211 also functions as a display control unit, including a measured value of the eye refractive power calculated by the eye refractive power calculating unit 221, a parameter representing the corneal shape calculated by the corneal shape calculating unit 222, and an intraocular parameter described below. , information corresponding to the tomographic image formed by the image forming section 224 and the processing results of the data processing section 225, which will be described later, is displayed on the display section 270.

更に、主制御部211は、記憶部212にデータを書き込む処理や、記憶部212からデータを読み出す処理を行う。 Furthermore, the main control unit 211 performs processing for writing data into the storage unit 212 and processing for reading data from the storage unit 212.

(記憶部212)
記憶部212は、各種のデータを記憶する。記憶部212に記憶されるデータとしては、例えば他覚測定の測定結果、OCT計測の計測結果、断層像の画像データ、前眼部像の画像データ、被検眼情報、後述の収差情報、後述の模型眼データ(標準値データ)などがある。被検眼情報は、左眼/右眼の識別情報などの被検眼に関する情報を含む。
(Storage unit 212)
The storage unit 212 stores various data. Examples of data stored in the storage unit 212 include measurement results of objective measurement, measurement results of OCT measurement, image data of tomographic images, image data of anterior segment images, eye information to be examined, aberration information described below, and There is model eye data (standard value data), etc. The eye information to be examined includes information regarding the eye to be examined, such as left eye/right eye identification information.

収差情報は、各前眼部カメラ300に対応して、光学系の影響により撮影画像に発生する歪曲収差を定量化したパラメータを含む。光学系が撮影画像に与える歪曲収差に関連するパラメータとして、主点距離、主点位置(縦方向、横方向)、レンズのディストーション(放射方向、接線方向)などがある。例えば、収差情報は、各前眼部カメラ300の識別情報と、これに対応する補正係数とを関連付けた情報(例えばテーブル情報)として構成される。 The aberration information includes, corresponding to each anterior segment camera 300, a parameter that quantifies the distortion aberration that occurs in the photographed image due to the influence of the optical system. Parameters related to distortion that an optical system imparts to a captured image include principal point distance, principal point position (vertical direction, horizontal direction), lens distortion (radial direction, tangential direction), and the like. For example, the aberration information is configured as information (for example, table information) that associates identification information of each anterior segment camera 300 with a corresponding correction coefficient.

また、記憶部212には、眼球の光学特性を表す眼内パラメータ212Aが記憶されている。いくつかの実施形態に係る眼内パラメータ212Aは、公知の模型眼等の眼球モデルのパラメータを含む。公知の模型眼として、Gullstrand模型眼、Helmholtz模型眼などがある。このようなパラメータには、サイズパラメータ、形状パラメータ及び光学的パラメータがある。サイズパラメータは、眼の一部又は全体のサイズを表す。形状パラメータは、眼の部位の形状を表す。光学的パラメータは、眼の部位の光学的機能を表す。 Furthermore, the storage unit 212 stores intraocular parameters 212A representing optical characteristics of the eyeball. The intraocular parameters 212A according to some embodiments include parameters of an eyeball model such as a known model eye. Known model eyes include the Gullstrand model eye and the Helmholtz model eye. Such parameters include size parameters, shape parameters and optical parameters. The size parameter represents the size of a portion or the entire eye. The shape parameter represents the shape of the eye region. Optical parameters describe the optical function of a region of the eye.

パラメータの例として、眼軸長データ、前房深度データ、水晶体の形状を表す水晶体形状データ(水晶体曲率、水晶体厚など)、角膜の形状を表す角膜形状データ(角膜曲率半径、角膜厚など)などがある。眼内パラメータ212Aの少なくとも一部は、被検眼Eの実測値(又は実測値から得られた値)に置き換えられてもよい。被検眼Eの実測値(例えば、眼屈折度数、角膜形状パラメータ、眼軸長)は、眼科装置1000又は外部の装置により取得される。いくつかの実施形態では、上記のパラメータは、電子カルテシステム、医用画像アーカイビングシステム、又は外部装置等から取得される。 Examples of parameters include axial length data, anterior chamber depth data, lens shape data representing the shape of the crystalline lens (lens curvature, lens thickness, etc.), corneal shape data representing the shape of the cornea (corneal radius of curvature, corneal thickness, etc.), etc. There is. At least a portion of the intraocular parameters 212A may be replaced with actual measured values (or values obtained from actual measured values) of the eye E to be examined. Actual measured values (for example, eye refractive power, corneal shape parameters, and axial length) of the eye E to be examined are acquired by the ophthalmological apparatus 1000 or an external device. In some embodiments, the above parameters are obtained from an electronic medical record system, a medical image archiving system, an external device, or the like.

また、記憶部212には、眼科装置を動作させるための各種プログラムやデータが記憶されている。 Furthermore, the storage unit 212 stores various programs and data for operating the ophthalmologic apparatus.

(光学系位置取得部213)
光学系位置取得部213は、眼科装置1000に搭載され、被検眼Eのデータを光学的に取得するための上記の装置光学系の現在位置を取得する。
(Optical system position acquisition unit 213)
The optical system position acquisition unit 213 is installed in the ophthalmological apparatus 1000 and acquires the current position of the apparatus optical system described above for optically acquiring data of the eye E to be examined.

例えば、光学系位置取得部213は、移動機構200の移動制御の内容を表す情報を主制御部211から受けて、図1に示す装置光学系の現在位置を取得する。この場合、主制御部211は、所定のタイミング(装置起動時、患者情報入力時など)で移動機構200を制御して、装置光学系を所定の初期位置に移動させる。それ以降、主制御部211は、移動機構200を制御する度に、その制御内容を記録する。それにより、制御内容の履歴が得られる。光学系位置取得部213は、この履歴を参照して現在までの制御内容を取得し、この制御内容に基づいて装置光学系の現在位置を求める。 For example, the optical system position acquisition unit 213 receives information representing the details of movement control of the moving mechanism 200 from the main control unit 211, and acquires the current position of the apparatus optical system shown in FIG. In this case, the main control unit 211 controls the moving mechanism 200 at a predetermined timing (at the time of device startup, patient information input, etc.) to move the device optical system to a predetermined initial position. From then on, each time the main control unit 211 controls the moving mechanism 200, it records the details of the control. Thereby, a history of control details can be obtained. The optical system position acquisition unit 213 refers to this history to acquire the control contents up to the present time, and determines the current position of the apparatus optical system based on the control contents.

いくつかの実施形態では、主制御部211が移動機構200を制御する度にその制御内容を光学系位置取得部213に送信する。光学系位置取得部213は、当該制御内容を受ける度に装置光学系の現在位置を逐次求める。 In some embodiments, each time the main control unit 211 controls the moving mechanism 200, the control details are transmitted to the optical system position acquisition unit 213. The optical system position acquisition unit 213 sequentially obtains the current position of the apparatus optical system each time it receives the control content.

いくつかの実施形態では、光学系位置取得部213は、装置光学系の位置を検知する位置センサーを含む。 In some embodiments, the optical system position acquisition unit 213 includes a position sensor that detects the position of the device optical system.

主制御部211は、光学系位置取得部213により取得された現在位置と、後述のデータ処理部225により決定された移動目標位置とに基づいて、移動機構200を制御することができる。それにより、装置光学系を移動目標位置に移動させることができる。例えば、主制御部211は、現在位置と移動目標位置との差分を求める。この差分値は、例えば、現在位置を始点とし、移動目標位置を終点とするベクトル値である。このベクトル値は、例えば、XYZ座標系で表現される3次元ベクトル値である。 The main control unit 211 can control the moving mechanism 200 based on the current position acquired by the optical system position acquisition unit 213 and a movement target position determined by the data processing unit 225, which will be described later. Thereby, the device optical system can be moved to the movement target position. For example, the main control unit 211 calculates the difference between the current position and the movement target position. This difference value is, for example, a vector value whose starting point is the current position and whose end point is the movement target position. This vector value is, for example, a three-dimensional vector value expressed in an XYZ coordinate system.

(演算処理部220)
演算処理部220は、眼屈折度数算出部221と、角膜形状算出部222と、画像形成部224と、データ処理部225とを含む。
(Arithmetic processing unit 220)
The arithmetic processing section 220 includes an eye refractive power calculation section 221 , a corneal shape calculation section 222 , an image forming section 224 , and a data processing section 225 .

演算処理部220の機能は、1以上のプロセッサにより実現される。この場合、演算処理部220の機能を実現するプログラムが記憶装置等(記憶部212)記憶され、1以上のプロセッサが、対応するプログラムに従って処理を実行する。 The functions of the arithmetic processing unit 220 are realized by one or more processors. In this case, a program that implements the functions of the arithmetic processing unit 220 is stored in a storage device or the like (storage unit 212), and one or more processors execute processing according to the corresponding program.

(眼屈折度数算出部221)
眼屈折度数算出部221は、レフ測定投射系6により眼底Efに投影されたリング状光束(リング状の測定パターン)の戻り光を撮像素子59が受光することにより得られたリング像(パターン像)を解析する。例えば、眼屈折度数算出部221は、得られたリング像が描出された画像における輝度分布からリング像の重心位置を求め、この重心位置から放射状に延びる複数の走査方向に沿った輝度分布を求め、この輝度分布からリング像を特定する。続いて、眼屈折度数算出部221は、特定されたリング像の近似楕円を求め、この近似楕円の長径及び短径を公知の式に代入することによって球面度数、乱視度数及び乱視軸角度(眼屈折度数)を求める。或いは、眼屈折度数算出部221は、基準パターンに対するリング像の変形及び変位に基づいて眼屈折度数のパラメータを求めることができる。
(Eye refractive power calculation unit 221)
The eye refractive power calculation unit 221 calculates a ring image (pattern image) obtained by the imaging device 59 receiving the return light of the ring-shaped light beam (ring-shaped measurement pattern) projected onto the fundus Ef by the reflex measurement projection system 6. ). For example, the eye refraction power calculation unit 221 calculates the center of gravity of the ring image from the brightness distribution in the image in which the obtained ring image is drawn, and calculates the brightness distribution along a plurality of scanning directions extending radially from this center of gravity. , identify the ring image from this brightness distribution. Next, the eye refractive power calculation unit 221 calculates an approximate ellipse of the identified ring image, and substitutes the major axis and minor axis of this approximate ellipse into a known formula to calculate the spherical power, astigmatic power, and astigmatic axis angle (eye Calculate the refractive power). Alternatively, the eye refractive power calculation unit 221 can calculate the parameters of the eye refractive power based on the deformation and displacement of the ring image with respect to the reference pattern.

(角膜形状算出部222)
角膜形状算出部222は、ケラト測定系3により被検眼Eの角膜Crに投影されたリング状光束の戻り光を撮像素子59が受光することにより得られたケラトリング像を解析することにより被検眼Eの角膜形状情報を算出する。
(Cornea shape calculation unit 222)
The corneal shape calculation unit 222 analyzes the keratoring image obtained when the image sensor 59 receives the return light of the ring-shaped light beam projected onto the cornea Cr of the eye E by the keratometry system 3. Corneal shape information of E is calculated.

角膜形状情報は、例えば、公知の眼科装置を用いて測定可能な、角膜の形状を表す任意のパラメータ値を含む。典型的には、角膜形状情報は、曲率半径(曲率)、強主経線の向き、強主経線に沿う曲率半径(度数)、弱主経線の向き、弱主経線に沿う曲率半径(度数)、楕円率、離心率、扁平率、不正乱視も含むトポグラフ、ゼルニケ多項式を用いた収差情報などのいずれかを含んでよい。 The corneal shape information includes, for example, any parameter value representing the shape of the cornea that can be measured using a known ophthalmological device. Typically, the corneal shape information includes the radius of curvature (curvature), the direction of the strong principal meridian, the radius of curvature (in degrees) along the strong principal meridian, the direction of the weak principal meridian, the radius of curvature (in degrees) along the weak principal meridian, It may include any of ellipticity, eccentricity, oblateness, topography including irregular astigmatism, aberration information using Zernike polynomials, etc.

例えば、角膜形状算出部222は、得られたケラトリング像を解析することにより角膜前面の強主経線や弱主経線の角膜曲率半径を算出し、角膜曲率半径に基づいて角膜の形状を表すパラメータを算出する。角膜形状算出部222は、得られたケラトリング像に対して演算処理を施すことにより角膜曲率半径を算出し、算出された角膜曲率半径から角膜屈折力、角膜乱視度及び角膜乱視軸角度を算出することができる。 For example, the corneal shape calculation unit 222 calculates the radius of corneal curvature of the strong principal meridian and weak principal meridian of the anterior surface of the cornea by analyzing the obtained keratoring image, and uses parameters representing the shape of the cornea based on the radius of corneal curvature. Calculate. The corneal shape calculation unit 222 calculates a corneal radius of curvature by performing arithmetic processing on the obtained keratoring image, and calculates corneal refractive power, corneal astigmatism degree, and corneal astigmatism axis angle from the calculated corneal radius of curvature. can do.

(画像形成部224)
画像形成部224は、検出器125により検出された信号に基づいて、眼底Efの断層像の画像データを形成する。すなわち、画像形成部224は、干渉光学系による干渉光LCの検出結果に基づいて被検眼Eの画像データを形成する。この処理には、従来のスペクトラルドメインタイプのOCTと同様に、フィルター処理、FFT(Fast Fourier Transform)などの処理が含まれている。このようにして取得される画像データは、複数のAライン(被検眼E内における各測定光LSの経路)における反射強度プロファイルを画像化することにより形成された一群の画像データを含むデータセットである。
(Image forming unit 224)
The image forming unit 224 forms image data of a tomographic image of the fundus Ef based on the signal detected by the detector 125. That is, the image forming unit 224 forms image data of the eye E to be examined based on the detection result of the interference light LC by the interference optical system. This processing includes processing such as filter processing and FFT (Fast Fourier Transform), similar to conventional spectral domain type OCT. The image data acquired in this way is a data set that includes a group of image data formed by imaging reflection intensity profiles in a plurality of A lines (paths of each measurement light LS in the eye E). be.

画質を向上させるために、同じパターンでのスキャンを複数回繰り返して収集された複数のデータセットを重ね合わせる(加算平均する)ことができる。 To improve image quality, multiple data sets collected by scanning the same pattern multiple times can be overlapped (averaged).

例えば、画像形成部224の機能は、画像形成プロセッサにより実現される。この場合、画像形成部224の機能を実現するプログラムが記憶装置等(記憶部212)記憶され、画像形成プロセッサが、対応するプログラムに従って処理を実行する。 For example, the functions of the image forming section 224 are realized by an image forming processor. In this case, a program that implements the functions of the image forming section 224 is stored in a storage device or the like (storage section 212), and the image forming processor executes processing according to the corresponding program.

(データ処理部225)
データ処理部225は、画像形成部224により形成された断層像に対して各種のデータ処理(画像処理)や解析処理を施す。例えば、データ処理部225は、画像の輝度補正や分散補正等の補正処理を実行する。また、データ処理部225は、前眼部観察系5を用い得られた画像(前眼部像等)に対して各種の画像処理や解析処理を施す。
(Data processing unit 225)
The data processing unit 225 performs various data processing (image processing) and analysis processing on the tomographic image formed by the image forming unit 224. For example, the data processing unit 225 executes correction processing such as image brightness correction and dispersion correction. Further, the data processing unit 225 performs various image processing and analysis processing on images (anterior segment images, etc.) obtained using the anterior segment observation system 5.

例えば、データ処理部225は、OCT計測により得られた干渉光の検出結果、又は当該検出結果に基づいて形成されたOCT画像に対して所定の解析処理を行う。所定の解析処理には、被検眼Eにおける所定の部位(組織、病変部)の特定;指定された部位間の距離(層間距離)、面積、角度、比率、密度の算出;指定された計算式による演算;所定の部位の形状の特定;これらの統計値の算出;計測値、統計値の分布の算出;これら解析処理結果に基づく画像処理などがある。所定の組織には、血管、視神経乳頭、網膜、中心窩、黄斑などがある。所定の病変部には、白斑、出血などがある。 For example, the data processing unit 225 performs a predetermined analysis process on the detection result of interference light obtained by OCT measurement or the OCT image formed based on the detection result. The predetermined analysis process includes identifying a predetermined region (tissue, lesion) in the eye E; calculating the distance (interlayer distance), area, angle, ratio, and density between the specified regions; and using a specified calculation formula. identification of the shape of a predetermined part; calculation of these statistical values; calculation of the distribution of measured values and statistical values; and image processing based on the results of these analysis processes. Predetermined tissues include blood vessels, optic disc, retina, fovea, macula, and the like. Predetermined lesions include vitiligo, hemorrhage, and the like.

データ処理部225は、断層像の間の画素を補間する補間処理などの公知の画像処理を実行することにより、被検眼Eのボリュームデータ(ボクセルデータ)を形成することができる。ボリュームデータに基づく画像を表示させる場合、データ処理部225は、このボリュームデータに対してレンダリング処理を施して、特定の視線方向から見たときの擬似的な3次元画像を形成する。 The data processing unit 225 can form volume data (voxel data) of the eye E to be examined by performing known image processing such as interpolation processing that interpolates pixels between tomographic images. When displaying an image based on volume data, the data processing unit 225 performs rendering processing on the volume data to form a pseudo three-dimensional image when viewed from a specific viewing direction.

図5に示すように、データ処理部225は、アライメント処理部350と、トラッキング処理部360とを含む。 As shown in FIG. 5, the data processing section 225 includes an alignment processing section 350 and a tracking processing section 360.

アライメント処理部350は、前眼部カメラ300により得られた2以上の撮影画像に基づいて前眼部における特徴部位(例えば瞳孔中心)を基準として装置光学系の位置合わせを実行するためのデータ処理を行う。トラッキング処理部360は、アライメント処理部350の処理結果に基づく位置合わせが完了した後、光スキャナー88の偏向制御により被検眼Eに対して装置光学系の位置合わせが行われた状態を継続する(広義の位置合わせを行う)ためのデータ処理を行う。トラッキング処理部360は、測定光LSが入射する網膜入射位置を前眼部像から特定し、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位に基づいて光スキャナー88を制御するためのデータ処理を行う。網膜入射位置は、網膜(眼底Ef)における所定の層領域(例えば、内境界膜から網膜色素上皮層までのいずれかの層)に測定光LSが入射する位置である。網膜入射位置は、脈絡膜において測定光LSが入射する位置であってよい。 The alignment processing unit 350 performs data processing to align the device optical system with respect to a characteristic region in the anterior segment (for example, the center of the pupil) based on two or more captured images obtained by the anterior segment camera 300. I do. After the alignment based on the processing result of the alignment processing unit 350 is completed, the tracking processing unit 360 continues to align the apparatus optical system with respect to the eye E by deflection control of the optical scanner 88 ( Perform data processing for (perform positioning in a broad sense). The tracking processing unit 360 identifies the retina incidence position where the measurement light LS is incident from the anterior segment image, and performs data processing for controlling the optical scanner 88 based on the displacement of the retina incidence position with respect to the reference position on the retina. The retinal incident position is a position where the measurement light LS is incident on a predetermined layer region (for example, any layer from the internal limiting membrane to the retinal pigment epithelial layer) in the retina (fundus Ef). The retina incident position may be a position where the measurement light LS is incident on the choroid.

(アライメント処理部350)
図6に示すように、アライメント処理部350は、画像補正部351と、プルキンエ像特定部352と、プルキンエ像位置特定部353と、瞳孔中心特定部354と、瞳孔中心位置特定部355と、移動目標位置決定部356とを含む。
(Alignment processing unit 350)
As shown in FIG. 6, the alignment processing unit 350 includes an image correction unit 351, a Purkinje image identification unit 352, a Purkinje image position identification unit 353, a pupil center identification unit 354, a pupil center position identification unit 355, and a movement and a target position determining section 356.

(画像補正部351)
画像補正部351は、前眼部カメラ300により得られた撮影画像の歪みを補正する。画像補正部351は、記憶部212に記憶されている収差情報に基づいて撮影画像の歪みを補正することができる。この処理は、例えば、歪曲収差を補正するための補正係数に基づく公知の画像処理技術によって実行される。なお、前眼部カメラ300の光学系が撮影画像に与える歪曲収差が十分に小さい場合などには、収差情報及び画像補正部351が設けられていなくてよい。
(Image correction unit 351)
The image correction unit 351 corrects distortion of the photographed image obtained by the anterior segment camera 300. The image correction unit 351 can correct distortion of the photographed image based on the aberration information stored in the storage unit 212. This processing is performed, for example, by a known image processing technique based on correction coefficients for correcting distortion aberration. Note that if the optical system of the anterior segment camera 300 gives a sufficiently small distortion to the captured image, the aberration information and image correction unit 351 may not be provided.

(プルキンエ像特定部352)
主制御部211は、例えば、アライメント光源21を点灯させる。それにより、前眼部にアライメント光束が投射され、プルキンエ像が形成される。プルキンエ像は、角膜曲率半径の2分の1の距離だけ角膜頂点から軸方向(Z方向)に偏位した位置に形成される。
(Purkinje statue identification unit 352)
The main control unit 211 turns on the alignment light source 21, for example. As a result, the alignment light beam is projected onto the anterior segment of the eye, forming a Purkinje image. The Purkinje image is formed at a position deviated from the corneal vertex in the axial direction (Z direction) by a distance of one half of the radius of corneal curvature.

アライメント光束が投射されている前眼部は、2つの前眼部カメラ300によって実質的に同時に撮影される。2つの前眼部カメラ300により実質的に同時に取得された2つの撮影画像は、必要に応じて画像補正部351による補正を受け、プルキンエ像特定部352に入力される。 The anterior segment of the eye onto which the alignment light beam is projected is photographed substantially simultaneously by the two anterior segment cameras 300. The two captured images acquired substantially simultaneously by the two anterior segment cameras 300 are corrected by the image correction unit 351 as necessary, and then input to the Purkinje image identification unit 352.

プルキンエ像特定部352は、2つの撮影画像のそれぞれを解析することでプルキンエ像(プルキンエ像に相当する画像領域)を特定する。この特定処理は、例えば従来と同様に、プルキンエ像に相当する輝点(高輝度の画素)を探索するための、画素値に関する閾値処理を含む。それにより、プルキンエ像に相当する撮影画像中の画像領域が特定される。 The Purkinje image identifying unit 352 identifies a Purkinje image (an image region corresponding to the Purkinje image) by analyzing each of the two captured images. This identification processing includes, for example, threshold processing regarding pixel values in order to search for a bright spot (high-intensity pixel) corresponding to a Purkinje image, as in the conventional art. Thereby, an image area in the photographed image corresponding to the Purkinje image is specified.

プルキンエ像特定部352は、プルキンエ像に相当する画像領域における代表点の位置を求めることができる。代表点は、例えば、当該画像領域の中心点又は重心点であってよい。この場合、プルキンエ像特定部352は、例えば、当該画像領域の周縁の近似円又は近似楕円を求め、近似円又は近似楕円の中心又は重心を求めることができる。 The Purkinje image specifying unit 352 can determine the position of a representative point in the image area corresponding to the Purkinje image. The representative point may be, for example, the center point or center of gravity of the image area. In this case, the Purkinje image identifying unit 352 can, for example, find an approximate circle or an approximate ellipse around the periphery of the image area, and find the center or center of gravity of the approximate circle or approximate ellipse.

(プルキンエ像位置特定部353)
プルキンエ像位置特定部353は、プルキンエ像特定部352から入力された情報に基づいて、プルキンエ像特定部352により特定されたプルキンエ像の位置を特定する。プルキンエ像の位置は、少なくともX方向の位置(X座標値)及びY方向の位置(Y座標値)を含んでよく、更にZ方向の位置(Z座標値)を含んでもよい。
(Purkinje image position identification unit 353)
The Purkinje image position specifying section 353 specifies the position of the Purkinje image specified by the Purkinje image specifying section 352 based on the information input from the Purkinje image specifying section 352. The position of the Purkinje image may include at least a position in the X direction (X coordinate value) and a position in the Y direction (Y coordinate value), and may also include a position in the Z direction (Z coordinate value).

すなわち、プルキンエ像特定部352は、2つの前眼部カメラ300を用いて取得された2つの撮影画像(第1撮影画像、第2撮影画像)それぞれについてプルキンエ像を特定する。ここで、2つの撮影画像は、対物レンズ51の光軸と異なる方向からの撮影により取得された画像である。XYアライメントが実質的に合っているとき、2つの撮影画像に描出されたプルキンエ像は対物レンズ51の光軸上に形成される。 That is, the Purkinje image identifying unit 352 identifies the Purkinje image for each of the two captured images (the first captured image and the second captured image) acquired using the two anterior segment cameras 300. Here, the two photographed images are images acquired by photographing from a direction different from the optical axis of the objective lens 51. When the XY alignment is substantially correct, the Purkinje image depicted in the two captured images is formed on the optical axis of the objective lens 51.

2つの前眼部カメラ300の見込角(対物レンズ51の光軸に対する角度)が既知であり、撮影倍率も既知であるから、第1撮影画像内のプルキンエ像の位置と第2撮影画像内のプルキンエ像の位置とに基づいて、眼科装置1000(前眼部カメラ300)に対する前眼部に形成されたプルキンエ像の相対位置(実空間における3次元位置)を求めることができる。 Since the angle of view of the two anterior segment cameras 300 (the angle with respect to the optical axis of the objective lens 51) is known, and the imaging magnification is also known, the position of the Purkinje image in the first captured image and the position of the Purkinje image in the second captured image are known. Based on the position of the Purkinje image, the relative position (three-dimensional position in real space) of the Purkinje image formed in the anterior segment with respect to the ophthalmological apparatus 1000 (anterior segment camera 300) can be determined.

また、第1撮影画像内における瞳孔領域とプルキンエ像との相対位置(ズレ量)と、第2撮影画像内における瞳孔領域とプルキンエ像との相対位置(ズレ量)とに基づいて、被検眼Eの瞳孔と前眼部に形成されたプルキンエ像との間の相対位置を求めることができる。 In addition, the eye to be examined The relative position between the pupil of the eye and the Purkinje image formed in the anterior segment of the eye can be determined.

(瞳孔中心特定部354)
瞳孔中心特定部354は、前眼部カメラ300により得られた各撮影画像、又は画像補正部351により歪曲収差が補正された画像を解析することで、前眼部の所定の特徴点に相当する当該撮影画像中の位置を特定する。この実施形態では、被検眼Eの瞳孔中心が特定される。なお、瞳孔中心として、瞳孔の重心を求めてもよい。また、瞳孔中心(瞳孔重心)以外の特徴点を特定するように構成することもできる。
(Pupillary center identification unit 354)
The pupil center specifying unit 354 analyzes each captured image obtained by the anterior segment camera 300 or the image whose distortion has been corrected by the image correcting unit 351, thereby identifying a point corresponding to a predetermined feature point of the anterior segment. The position in the photographed image is specified. In this embodiment, the pupil center of the eye E to be examined is specified. Note that the center of gravity of the pupil may be determined as the pupil center. Further, it may be configured to specify feature points other than the pupil center (pupil center of gravity).

瞳孔中心特定部354は、撮影画像の画素値(輝度値など)の分布に基づいて、被検眼Eの瞳孔に相当する画像領域(瞳孔領域)を特定する。一般に瞳孔は他の部位よりも低い輝度で表現されるので、低輝度の画像領域を探索することによって瞳孔領域を特定することができる。このとき、瞳孔の形状を考慮して瞳孔領域を特定するようにしてもよい。つまり、略円形かつ低輝度の画像領域を探索することによって瞳孔領域を特定するように構成することができる。 The pupil center identifying unit 354 identifies an image region (pupil region) corresponding to the pupil of the eye E, based on the distribution of pixel values (luminance values, etc.) of the photographed image. Generally, the pupil is expressed with lower brightness than other parts, so the pupil area can be identified by searching for a low brightness image area. At this time, the pupil area may be specified by considering the shape of the pupil. In other words, the pupil area can be configured to be identified by searching for a substantially circular and low-luminance image area.

次に、瞳孔中心特定部354は、特定された瞳孔領域の中心位置を特定する。上記のように瞳孔は略円形であるので、瞳孔領域の輪郭を特定し、この輪郭の近似楕円の中心位置を特定し、これを瞳孔中心とすることができる。また、瞳孔領域の重心を求め、この重心位置を瞳孔中心としてもよい。 Next, the pupil center specifying unit 354 specifies the center position of the specified pupil area. Since the pupil is approximately circular as described above, it is possible to specify the outline of the pupil area, specify the center position of an approximate ellipse of this outline, and set this as the pupil center. Alternatively, the center of gravity of the pupil area may be determined and the position of the center of gravity may be set as the center of the pupil.

なお、他の特徴点が適用される場合であっても、上記と同様に撮影画像の画素値の分布に基づいて当該特徴点の位置を特定することが可能である。 Note that even when other feature points are applied, it is possible to specify the position of the feature point based on the distribution of pixel values of the captured image, as described above.

(瞳孔中心位置特定部355)
瞳孔中心位置特定部355は、2つの前眼部カメラ300の位置(及び撮影倍率)と、瞳孔中心特定部354により特定された2つの撮影画像中の瞳孔中心の位置とに基づいて、被検眼Eの瞳孔中心の3次元位置を特定する。
(Pupillary center position identification unit 355)
The pupil center position specifying unit 355 determines the position of the subject's eye based on the positions (and imaging magnification) of the two anterior segment cameras 300 and the positions of the pupil centers in the two captured images specified by the pupil center specifying unit 354. Identify the three-dimensional position of the center of E's pupil.

例えば、特許文献1(特開2013-248376号公報)に開示されているように、2つの前眼部カメラ300の間の距離(基線長)を「B」とし、2つの前眼部カメラ300の基線と被検眼Eの瞳孔中心との間の距離(撮影距離)を「H」とし、各前眼部カメラ300と、その画面平面との間の距離(画面距離)を「f」とする。、画素分解能をΔpとすると、前眼部カメラ300による撮影画像の分解能は次式で表される。 For example, as disclosed in Patent Document 1 (Japanese Unexamined Patent Publication No. 2013-248376), the distance (baseline length) between the two anterior eye cameras 300 is set to "B", and the two anterior eye cameras 300 The distance between the baseline and the center of the pupil of the subject's eye E (imaging distance) is "H", and the distance between each anterior segment camera 300 and its screen plane (screen distance) is "f". . , the pixel resolution is Δp, the resolution of the captured image by the anterior segment camera 300 is expressed by the following equation.

xy方向の分解能(平面分解能):Δxy=H×Δp/f
z方向の分解能(奥行き分解能):Δz=H×H×Δp/(B×f)
Resolution in xy direction (plane resolution): Δxy=H×Δp/f
Resolution in the z direction (depth resolution): Δz=H×H×Δp/(B×f)

瞳孔中心位置特定部355は、2つの前眼部カメラ300の位置(既知である)と、2つの撮影画像において瞳孔中心に相当する位置とに対して、配置関係を考慮した公知の三角法を適用することにより、特徴部位としての瞳孔中心の3次元位置を算出する。 The pupil center position specifying unit 355 uses a known trigonometry method that takes into account the positional relationship between the positions of the two anterior eye cameras 300 (which are known) and the positions corresponding to the pupil centers in the two captured images. By applying this method, the three-dimensional position of the center of the pupil as a characteristic part is calculated.

(移動目標位置決定部356)
移動目標位置決定部356は、プルキンエ像位置特定部353により特定されたプルキンエ像の位置と、瞳孔中心位置特定部355により特定された瞳孔中心位置とに基づいて、装置光学系の移動目標位置を決定する。例えば、移動目標位置決定部356は、特定されたプルキンエ像の位置と、特定された瞳孔中心位置との差分を求め、求められた差分が既定のアライメント完了条件を満たすように移動目標位置を決定する。
(Movement target position determination unit 356)
The moving target position determination unit 356 determines the moving target position of the apparatus optical system based on the Purkinje image position specified by the Purkinje image position specifying unit 353 and the pupil center position specified by the pupil center position specifying unit 355. decide. For example, the movement target position determining unit 356 determines the difference between the specified Purkinje image position and the specified pupil center position, and determines the movement target position so that the calculated difference satisfies predetermined alignment completion conditions. do.

主制御部211は、移動目標位置決定部356により決定された移動目標位置に基づいて移動機構200を制御する。 The main control unit 211 controls the movement mechanism 200 based on the movement target position determined by the movement target position determination unit 356.

(トラッキング処理部360)
図7に示すように、トラッキング処理部360は、眼球モデル生成部361と、解析部362とを含む。眼球モデル生成部361は、パラメータ算出部361Aと、モデル生成部361Bとを含む。解析部362は、角膜入射位置特定部362Aと、網膜入射位置特定部362Cと、スキャン処理部362Dとを含む。
(Tracking processing unit 360)
As shown in FIG. 7, the tracking processing section 360 includes an eyeball model generation section 361 and an analysis section 362. The eyeball model generation section 361 includes a parameter calculation section 361A and a model generation section 361B. The analysis unit 362 includes a corneal incident position specifying unit 362A, a retina incident position specifying unit 362C, and a scan processing unit 362D.

(眼球モデル生成部361)
眼球モデル生成部361は、眼内パラメータ212Aに基づいて被検眼Eの3次元眼球モデルを作成する。眼球モデル生成部361は、上記の眼内パラメータ212Aに含まれるパラメータのうち、ケラト測定、眼屈折力測定(レフ測定)、又はOCT計測の結果に基づいて算出可能なパラメータを求めることが可能である。
(Eyeball model generation unit 361)
The eyeball model generation unit 361 creates a three-dimensional eyeball model of the eye E to be examined based on the intraocular parameters 212A. The eyeball model generation unit 361 can obtain parameters that can be calculated based on the results of keratometry, eye refractive power measurement (reflex measurement), or OCT measurement among the parameters included in the intraocular parameters 212A. be.

眼球モデル生成部361は、上記のサイズパラメータ、形状パラメータ、及び光学的パラメータを求めることが可能である。 The eyeball model generation unit 361 can obtain the above size parameters, shape parameters, and optical parameters.

上記のように、サイズパラメータは、眼の一部又は全体のサイズを表す。眼の一部を表すサイズパラメータとしては、角膜厚、水晶体厚、前房深度(角膜後面と水晶体前面との間の距離)、網膜厚、瞳孔径などがある。眼の全体を表すサイズパラメータとして、例えば眼軸長がある。 As mentioned above, the size parameter represents the size of a portion or the entire eye. Size parameters representing a part of the eye include corneal thickness, crystalline lens thickness, anterior chamber depth (distance between the posterior surface of the cornea and the anterior surface of the crystalline lens), retinal thickness, and pupil diameter. An example of a size parameter representing the entire eye is the axial length.

上記のように、形状パラメータは、眼の部位の形状を表す。眼の部位は、例えば、角膜前面、角膜後面、水晶体前面、水晶体後面、網膜表面、網膜の所定層、脈絡膜、瞳孔(虹彩)などであってよい。また、形状を表すパラメータには、所定の一点における曲率や、所定の範囲における曲率分布や、傾斜角度などがある。 As mentioned above, the shape parameter represents the shape of the eye region. The site of the eye may be, for example, the anterior surface of the cornea, the posterior surface of the cornea, the anterior surface of the crystalline lens, the posterior surface of the crystalline lens, the surface of the retina, a predetermined layer of the retina, the choroid, the pupil (iris), and the like. Further, parameters representing the shape include a curvature at a predetermined point, a curvature distribution in a predetermined range, and an inclination angle.

上記のように、光学的パラメータは、眼の部位の光学的機能を表す。光学的パラメータとしては、角膜(前面、後面)の屈折力(球面度、乱視度、乱視軸等)や、水晶体(前面、後面)の屈折力などがある。また、光学的パラメータは、色収差、球面収差、コマ収差、非点収差、像面湾曲、歪曲など、収差に関する任意のパラメータを含んでいてもよい。また、光学的パラメータは、眼の部位の屈折率や反射率や分散特性や偏光特性など、眼の部位の光学特性に関する任意のパラメータを含んでいてもよい。 As mentioned above, optical parameters describe the optical function of a region of the eye. Optical parameters include the refractive power (sphericity, degree of astigmatism, astigmatic axis, etc.) of the cornea (anterior surface, posterior surface) and the refractive power of the crystalline lens (anterior surface, posterior surface). Further, the optical parameters may include any parameters related to aberrations such as chromatic aberration, spherical aberration, coma aberration, astigmatism, curvature of field, and distortion. Further, the optical parameters may include any parameters related to the optical properties of the eye region, such as the refractive index, reflectance, dispersion characteristics, and polarization characteristics of the eye region.

なお、ケラト測定、眼屈折力測定、又はOCT計測により得られたデータに基づいて、眼内パラメータ212Aに含まれるパラメータを補正して、眼球モデルを構成する新たなパラメータとして適用されてもよい。 Note that the parameters included in the intraocular parameters 212A may be corrected based on data obtained by keratometry, eye refractive power measurement, or OCT measurement, and then applied as new parameters constituting the eyeball model.

(パラメータ算出部361A)
パラメータ算出部361Aは、OCT光学系8により得られたOCTデータ(データセット)を解析することにより被検眼Eに関するパラメータを求める。OCTデータセットは、角膜前面から網膜表面にわたる範囲を含む被検眼Eの3次元領域の形態を表す。すなわち、この3次元領域がOCTによる計測領域に相当し、OCTデータセットとして得られる画像はこの3次元領域における被検眼Eの各部の形態を描出している。
(Parameter calculation unit 361A)
The parameter calculation unit 361A obtains parameters regarding the eye E to be examined by analyzing OCT data (data set) obtained by the OCT optical system 8. The OCT data set represents the morphology of a three-dimensional region of the eye E to be examined, including a range from the front surface of the cornea to the surface of the retina. That is, this three-dimensional region corresponds to the measurement region by OCT, and the image obtained as the OCT data set depicts the morphology of each part of the eye E in this three-dimensional region.

例えば、パラメータ算出部361Aは、眼内距離算出部として、OCT光学系8により得られた干渉光LCの検出結果に基づいて被検眼Eにおける1以上の眼内距離を求める。1以上の眼内距離は、眼軸長(角膜頂点から内境界膜までの距離)、角膜厚、前房深度、水晶体厚、硝子体腔長、網膜厚、脈絡膜厚などを含む。 For example, the parameter calculation unit 361A, as an intraocular distance calculation unit, calculates one or more intraocular distances in the eye E based on the detection result of the interference light LC obtained by the OCT optical system 8. The one or more intraocular distances include axial length (distance from the corneal apex to the internal limiting membrane), corneal thickness, anterior chamber depth, crystalline lens thickness, vitreous cavity length, retinal thickness, choroidal thickness, and the like.

図8に、実施形態に係るパラメータの説明図を示す。図8は、眼球の断面構造を模式的に表す。 FIG. 8 shows an explanatory diagram of parameters according to the embodiment. FIG. 8 schematically represents the cross-sectional structure of the eyeball.

例えば、図8に示すように、パラメータは、眼内の各部位の屈折率、サイズパラメータとしての眼内距離、形状パラメータとしての曲率半径を含む。屈折率には、角膜(Cornea)の屈折率n1、房水(Aqueos humour)の屈折率n2、水晶体(Crystalline lens)の屈折率n3、硝子体(Vitreous humour)の屈折率n4などがある。眼内距離には、中心角膜厚(Center Cornea Thickness)CCT、角膜裏面から水晶体前面までの距離に相当する前房深度(Anterior Chamber Depth)ACD、水晶体厚(Lens Thickness)LT、硝子体厚(Vitreous Chamber Depth)VCDなどがある。曲率半径には、角膜前面曲率半径(Radius of curvature of the anterior surface of cornea)R1、角膜後面曲率半径(Radius of curvature of the posterior surface of cornea)R2、水晶体前面曲率半径(Radius of curvature of the anterior surface of lens)R3、水晶体後面曲率半径(Radius of curvature of the posterior surface of lens)R4などがある。 For example, as shown in FIG. 8, the parameters include the refractive index of each site within the eye, the intraocular distance as a size parameter, and the radius of curvature as a shape parameter. The refractive index includes the refractive index n1 of the cornea, the refractive index n2 of the aqueous humor, the refractive index n3 of the crystalline lens, and the refractive index n4 of the vitreous humor. Intraocular distances include Center Corneal Thickness (CCT), Anterior Chamber Depth (ACD) equivalent to the distance from the back surface of the cornea to the front surface of the crystalline lens, Lens Thickness (LT), and Vitreous Thickness (LT). Chamber Depth) VCD, etc. The radius of curvature includes the radius of curvature of the anterior surface of the cornea (R1), the radius of curvature of the posterior surface of the cornea (R1), and the radius of curvature of the posterior surface of the cornea (R1). of the cornea) R2, Radius of curvature of the anterior surface of the crystalline lens and the radius of curvature of the posterior surface of the lens (R4).

上記の屈折率として、公知の模型眼等の眼球モデルのパラメータ(眼内パラメータ212A)を用いることができる。パラメータ算出部361Aは、上記のサイズパラメータ及び形状パラメータの少なくとも1つを算出することが可能である。 As the above-mentioned refractive index, a parameter (intraocular parameter 212A) of an eyeball model such as a known model eye can be used. The parameter calculation unit 361A can calculate at least one of the size parameter and shape parameter described above.

OCTデータセットからサイズパラメータを算出する処理の例を説明する。まず、パラメータ算出部361Aは、対象となる被検眼Eの部位を特定する。この処理は、OCTデータセットの画素値を解析することによって実行され、例えば、フィルター処理、閾値処理、エッジ検出等の公知の画像処理を含む。典型的な例として、角膜厚を求める場合には角膜前面と角膜後面とが特定され、水晶体厚を求める場合には水晶体前面と水晶体後面とが特定され、前房深度を求める場合には角膜後面と水晶体前面とが特定され、網膜厚が求められる場合には網膜表面と網膜裏面とが特定され、瞳孔径を求める場合には虹彩のエッジ(瞳孔の境界)が特定される。OCTデータセットから眼軸長を求める場合には角膜前面と網膜表面(網膜における所定の層組織)とが特定される。 An example of a process for calculating a size parameter from an OCT data set will be described. First, the parameter calculation unit 361A identifies the target region of the eye E to be examined. This processing is performed by analyzing pixel values of the OCT data set, and includes known image processing such as filtering, thresholding, edge detection, etc. Typically, when determining corneal thickness, the anterior and posterior corneal surfaces are identified; when determining lens thickness, the anterior and posterior surfaces of the lens are identified; and when determining anterior chamber depth, the posterior corneal surface is identified. and the front surface of the crystalline lens are specified, the retinal surface and the back surface are specified when the retinal thickness is to be determined, and the edge of the iris (pupillary boundary) is specified when the pupil diameter is to be determined. When determining the axial length from an OCT data set, the anterior surface of the cornea and the retinal surface (predetermined layer tissue in the retina) are specified.

次に、パラメータ算出部361Aは、特定された部位のうち、サイズの計測位置となる2以上の特徴点を特定する。この処理は、特定された部位の画素位置及び/又は画素値を解析することにより実行され、例えば、パターンマッチング、微分演算(曲率演算)、フィルター処理、閾値処理、エッジ検出等の公知の画像処理を含む。角膜厚を求める場合、角膜前面の頂点(角膜頂点)と角膜後面の頂点とが特定される。角膜前面の頂点は、例えば、角膜前面の形状解析により特定され、或いは、角膜前面の画素のZ座標値により特定される。角膜後面の頂点は、例えば、角膜頂点を通過しZ方向に延びる直線と角膜後面との交点として特定され、角膜後面の形状解析により特定され、或いは、角膜後面の画素のZ座標値により特定される。他のパラメータについても同様の処理が実行される。 Next, the parameter calculation unit 361A identifies two or more feature points that will be the size measurement positions among the identified parts. This processing is performed by analyzing the pixel position and/or pixel value of the identified region, and includes known image processing such as pattern matching, differential calculation (curvature calculation), filter processing, threshold processing, and edge detection. including. When determining the corneal thickness, the apex of the anterior surface of the cornea (corneal apex) and the apex of the posterior corneal surface are identified. The vertex of the anterior surface of the cornea is specified, for example, by shape analysis of the anterior surface of the cornea, or by the Z coordinate value of a pixel on the anterior surface of the cornea. The vertex of the posterior corneal surface is, for example, identified as the intersection of the posterior corneal surface and a straight line passing through the corneal vertex and extending in the Z direction, and is identified by shape analysis of the posterior corneal surface, or by the Z coordinate value of a pixel on the posterior corneal surface. Ru. Similar processing is performed for other parameters as well.

更に、パラメータ算出部361Aは、特定された2以上の特徴点に基づいてサイズを求める。角膜厚を求める場合、特定された角膜前面の頂点と角膜後面の頂点との間の距離を求める。この距離は、例えば、2つの頂点の間の画素数で表現されてもよいし、この画素数を撮影倍率に基づき実空間距離に換算した値でもよい。このような実空間距離への換算処理は、例えば、特開2016-43155号公報に開示された手法で行うことができる。 Further, the parameter calculation unit 361A calculates the size based on the two or more identified feature points. When determining the corneal thickness, the distance between the specified vertex of the anterior corneal surface and the vertex of the posterior corneal surface is determined. This distance may be expressed, for example, by the number of pixels between two vertices, or may be a value obtained by converting this number of pixels into a real space distance based on the imaging magnification. Such a conversion process to a real space distance can be performed by, for example, the method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2016-43155.

OCTデータセットから形状パラメータを算出する処理の例を説明する。まず、パラメータ算出部361Aは、対象となる被検眼Eの部位を特定する。この処理は、サイズパラメータの場合と同様であってよい。次に、パラメータ算出部361Aは、特定された部位に基づいて形状パラメータを算出する。例えば、特徴点における曲率を求める場合、サイズパラメータと同様にして特徴点を特定し、この特徴点の近傍の形状に基づいてこの特徴点における曲率を算出することができる。所定の範囲における曲率分布を求める場合には、当該範囲内の各点について同様の処理を実行すればよい。傾斜角度を求める場合、当該位置(点)及びその近傍の形状に基づく微分処理を実行することができる。 An example of processing for calculating shape parameters from an OCT data set will be described. First, the parameter calculation unit 361A identifies the target region of the eye E to be examined. This process may be similar to that for the size parameter. Next, the parameter calculation unit 361A calculates shape parameters based on the identified region. For example, when determining the curvature at a feature point, the feature point can be identified in the same manner as the size parameter, and the curvature at this feature point can be calculated based on the shape of the vicinity of this feature point. When determining the curvature distribution in a predetermined range, similar processing may be performed for each point within the range. When determining the inclination angle, differential processing can be performed based on the position (point) and the shape of its vicinity.

OCTデータセットから光学的パラメータを算出する処理の例を説明する。OCTデータセットは、被検眼Eの部位の形態(形状、サイズ等)を表すものである。部位の形態のみから算出可能な光学的パラメータについては、部位の形状やサイズと光学的パラメータとを関連付ける公知の数式を利用して光学的パラメータを算出することが可能である。また、部位の形態のみから算出することができない光学的パラメータについては、必要な他の値(測定値、又は模型眼データ等の標準値)を参照しつつ公知の数式を利用することが可能である。例えば、水晶体の屈折力を求める場合、水晶体の屈折率と、それに隣接する部位の屈折率とを参照することができる。また、近軸近似を仮定して光線追跡を行うことによって屈折力を求めることも可能である。 An example of processing for calculating optical parameters from an OCT data set will be described. The OCT data set represents the form (shape, size, etc.) of the part of the eye E to be examined. As for optical parameters that can be calculated only from the shape of the site, it is possible to calculate the optical parameters using a known formula that associates the shape or size of the site with the optical parameters. In addition, for optical parameters that cannot be calculated solely from the morphology of the body part, it is possible to use known mathematical formulas while referring to other necessary values (measured values or standard values such as model eye data). be. For example, when determining the refractive power of a crystalline lens, the refractive index of the crystalline lens and the refractive index of a portion adjacent thereto can be referred to. It is also possible to obtain the refractive power by performing ray tracing assuming paraxial approximation.

また、パラメータ算出部361Aにより算出されるパラメータ又は眼内パラメータ212Aには、眼(又は被検眼E)の回旋の中心位置、角膜GRIN(Gradient Index)構造(屈折率分布構造)、水晶体GRIN構造(屈折率分布構造)、眼底(網膜)の曲率、屈折率波長分散などが含まれてもよい。屈折率波長分散は、角膜、房水、水晶体、及び硝子体のそれぞれの屈折率波長分散を含んでよい。 In addition, the parameters or intraocular parameters 212A calculated by the parameter calculation unit 361A include the center position of rotation of the eye (or the eye E), the corneal GRIN (Gradient Index) structure (refractive index distribution structure), and the crystalline lens GRIN structure ( refractive index distribution structure), curvature of the fundus (retina), refractive index wavelength dispersion, etc. The refractive index wavelength dispersion may include the refractive index wavelength dispersion of each of the cornea, aqueous humor, crystalline lens, and vitreous body.

(モデル生成部361B)
モデル生成部361Bは、パラメータ算出部361Aにより算出されたパラメータを用いて被検眼Eの3次元の眼球モデルを作成する。モデル生成部361Bは、眼内パラメータ212A、眼屈折度数、角膜形状情報、及び眼内距離の少なくとも1つを用いて被検眼Eの3次元の眼球モデルを作成することが可能である。
(Model generation unit 361B)
The model generation unit 361B creates a three-dimensional eyeball model of the eye E to be examined using the parameters calculated by the parameter calculation unit 361A. The model generation unit 361B can create a three-dimensional eyeball model of the eye E to be examined using at least one of the intraocular parameter 212A, the eye refractive power, the corneal shape information, and the intraocular distance.

モデル生成部361Bは、上記の各部で算出されたパラメータのそれぞれを、眼球モデルにおける対応部位に関連付ける。この処理は、例えば、パラメータと、それを算出する処理において特定された部位や特徴点とを関連付けることにより実行される。例えば、角膜前面の形状を表すパラメータ(曲率、曲率分布等)と、眼球モデルにおける角膜前面とが関連付けられる。また、眼軸長を表すパラメータと、眼球モデルにおける角膜前面(角膜頂点等)及び網膜表面(中心窩等)とが関連付けられる。他のパラメータについても同様である。 The model generation unit 361B associates each of the parameters calculated by the above units with a corresponding part in the eyeball model. This process is executed, for example, by associating the parameters with the parts and feature points specified in the process of calculating the parameters. For example, parameters representing the shape of the anterior surface of the cornea (curvature, curvature distribution, etc.) are associated with the anterior surface of the cornea in the eyeball model. Further, a parameter representing the axial length of the eye is associated with the front surface of the cornea (corneal apex, etc.) and the retinal surface (fovea, etc.) in the eyeball model. The same applies to other parameters.

(解析部362)
解析部362は、上記の解析処理の他に、眼内の部位(例えば、角膜、網膜)における測定光LSの入射位置を特定(推定)するための処理を行う。
(Analysis unit 362)
In addition to the analysis processing described above, the analysis unit 362 performs processing for specifying (estimating) the incident position of the measurement light LS in a site within the eye (eg, cornea, retina).

図9に、実施形態に係る解析部362の動作説明図を示す。図9は、被検眼Eの断面構造を模式的に表す。 FIG. 9 shows an explanatory diagram of the operation of the analysis unit 362 according to the embodiment. FIG. 9 schematically represents the cross-sectional structure of the eye E to be examined.

上記のアライメント処理において、主制御部211は、移動目標位置決定部356により決定された移動目標位置に基づいて移動機構200を制御する。それにより、被検眼Eの前眼部像から、測定光軸(スキャン中心)と角膜Crとの交点を測定光LSの角膜入射位置Pcとして特定することが可能になる。角膜入射位置Pcは、角膜前面(いくつかの実施形態では、角膜後面)において測定光LSが入射する位置である。更に、角膜入射位置Pcに入射した測定光LSに対して、眼球モデル生成部361により生成された眼球モデルを用いた光線追跡処理を施すことにより、測定光LSが網膜に入射する網膜入射位置Prを特定することが可能である。 In the above alignment process, the main control section 211 controls the movement mechanism 200 based on the movement target position determined by the movement target position determining section 356. Thereby, from the anterior segment image of the eye E to be examined, it becomes possible to specify the intersection of the measurement optical axis (scan center) and the cornea Cr as the corneal incident position Pc of the measurement light LS. The corneal incident position Pc is a position where the measurement light LS is incident on the anterior surface of the cornea (in some embodiments, the posterior surface of the cornea). Furthermore, by performing ray tracing processing using the eyeball model generated by the eyeball model generation unit 361 on the measurement light LS that has entered the corneal incidence position Pc, the retina incidence position Pr where the measurement light LS is incident on the retina is determined. It is possible to specify

すなわち、解析部362は、角膜Crにおいて測定光LSが入射する角膜入射位置を被検眼Eの前眼部像から特定し、特定された角膜入射位置に対応して、網膜において測定光LSが入射する網膜入射位置を特定する。解析部362は、角膜入射位置に入射した測定光LSに対して公知の光線追跡処理を施すことにより網膜入射位置を特定することができる。 That is, the analysis unit 362 specifies the corneal incident position on the cornea Cr at which the measurement light LS is incident from the anterior segment image of the eye E, and determines the incidence of the measurement light LS on the retina corresponding to the specified corneal incident position. Identify the retinal incidence position. The analysis unit 362 can specify the retina incidence position by performing known ray tracing processing on the measurement light LS that has entered the corneal incidence position.

(角膜入射位置特定部362A)
角膜入射位置特定部362Aは、被検眼Eの前眼部像から、角膜Crにおける測定光LSの入射位置を特定する。前眼部像に基づいて被検眼Eに対する光学系のアライメントが行われる場合、角膜入射位置特定部362Aは、アライメント情報を用いて角膜入射位置を特定することが可能である。例えば、角膜入射位置特定部362Aは、装置光学系の光軸と被検眼Eの角膜Crとの交点を角膜入射位置として特定することができる。前眼部像は、前眼部カメラ300によって取得される2以上の撮影画像のいずれか1つであってよい。
(Cornea incidence position identification unit 362A)
The corneal incident position specifying unit 362A specifies the incident position of the measurement light LS on the cornea Cr from the anterior segment image of the eye E to be examined. When the alignment of the optical system with respect to the eye E is performed based on the anterior segment image, the corneal incident position specifying unit 362A can specify the corneal incident position using the alignment information. For example, the corneal incident position specifying unit 362A can specify the intersection of the optical axis of the apparatus optical system and the cornea Cr of the eye E to be examined as the corneal incident position. The anterior segment image may be any one of two or more captured images obtained by the anterior segment camera 300.

この実施形態では、角膜入射位置特定部362Aは、前眼部カメラ300によって取得される2以上の撮影画像からプルキンエ像位置特定部353により特定されたプルキンエ像の3次元位置から、測定光LSの角膜入射位置を特定する。 In this embodiment, the corneal incident position specifying unit 362A determines the measurement light LS from the three-dimensional position of the Purkinje image specified by the Purkinje image position specifying unit 353 from two or more captured images acquired by the anterior segment camera 300. Identify the corneal incidence position.

(網膜入射位置特定部362C)
網膜入射位置特定部362Cは、角膜入射位置特定部362Aにより特定された角膜入射位置に入射した測定光LSが網膜に入射する入射位置を特定する。例えば、網膜入射位置特定部362Cは、角膜入射位置に入射した測定光LSに対して公知の光線追跡処理を施すことにより網膜入射位置を特定する。光線追跡処理では、眼球モデル生成部361により生成された眼球モデルを用いて、網膜入射位置から角膜前面、角膜後面、水晶体前面、及び水晶体後面にスネルの法則から導かれる公知の関係式を順次に適用することで網膜における光線の入射位置が特定される。
(Retinal incidence position identification unit 362C)
The retina incidence position specifying unit 362C specifies the incident position at which the measurement light LS, which has entered the cornea incidence position specified by the cornea incidence position specifying unit 362A, enters the retina. For example, the retina incident position specifying unit 362C specifies the retina incident position by performing known ray tracing processing on the measurement light LS that has entered the corneal incident position. In the ray tracing process, using the eyeball model generated by the eyeball model generation unit 361, a known relational expression derived from Snell's law is sequentially applied from the retina entrance position to the front surface of the cornea, the back surface of the cornea, the front surface of the crystalline lens, and the back surface of the crystalline lens. By applying this method, the incident position of the light ray on the retina is specified.

(スキャン処理部362D)
スキャン処理部362Dは、網膜入射位置特定部362Cにより特定された網膜入射位置に基づいて、網膜の所定の位置がスキャン中心となるように光スキャナー88に対してフィードバックする制御情報を生成する。制御情報は、光スキャナー88を構成するガルバノスキャナーのスキャン幅、スキャン速度、及びスキャン中心のオフセット値の少なくとも1つを含む。網膜の所定の位置として、基準位置、網膜入射位置、又は基準位置と網膜入射位置との間の位置、病変部位、特徴部位、血管、ユーザにより指定された位置などがある。
(Scan processing unit 362D)
The scan processing unit 362D generates control information to be fed back to the optical scanner 88 so that a predetermined position on the retina becomes the scan center based on the retina incidence position specified by the retina incidence position identification unit 362C. The control information includes at least one of the scan width, scan speed, and scan center offset value of the galvano scanner that constitutes the optical scanner 88. Examples of the predetermined position on the retina include a reference position, a retinal incident position, a position between the reference position and the retinal incident position, a lesion site, a characteristic site, a blood vessel, a position specified by the user, and the like.

主制御部211は、フィードバックされた制御情報に基づいて光スキャナー88を制御することにより、光スキャナー88の偏向動作を制御する。1又は複数のOCTスキャン毎に上記のフィードバック制御を繰り返すことにより、トラッキング制御が可能になる。例えば、主制御部211は、所定の観察部位(例えば、中心窩)を観察できるように、1又は複数のラインスキャン(Bスキャン)毎に、スキャンの開始トリガーに同期させてスキャンの開始位置をフィードバック制御により更新する。或いは、例えば、主制御部211は、3Dスキャン中のCスキャン画像の中心が同じ位置になるように、Bスキャンの開始トリガーに同期させてスキャンの開始位置をフィードバック制御により更新する。 The main control unit 211 controls the deflection operation of the optical scanner 88 by controlling the optical scanner 88 based on the feedback control information. Tracking control becomes possible by repeating the above feedback control for each one or more OCT scans. For example, the main control unit 211 sets the scan start position in synchronization with the scan start trigger for each one or more line scans (B scans) so that a predetermined observation site (for example, the fovea) can be observed. Updated by feedback control. Alternatively, for example, the main control unit 211 updates the scan start position by feedback control in synchronization with the B-scan start trigger so that the centers of the C-scan images during the 3D scan are at the same position.

例えば、スキャン処理部362Dは、角膜Crにおける測定光LSの入射角を微小角度だけ変更しつつ上記の網膜入射位置が網膜の所定の位置に収束するまで光線追跡シミュレーション(光線追跡処理)を繰り返す。スキャン処理部362Dは、網膜入射位置が網膜の所定の位置に収束したときの入射角がスキャン中心角度になるように、光スキャナー88に対する制御情報を生成する。いくつかの実施形態では、光線追跡シミュレーションにおいて、被検眼Eの光学特性を表すパラメータが適用された眼球モデルが用いられる。 For example, the scan processing unit 362D repeats the ray tracing simulation (ray tracing process) while changing the incident angle of the measurement light LS on the cornea Cr by a minute angle until the above-mentioned retinal incident position converges on a predetermined position on the retina. The scan processing unit 362D generates control information for the optical scanner 88 so that the angle of incidence when the retina incidence position converges on a predetermined position on the retina becomes the scan center angle. In some embodiments, an eyeball model to which parameters representing the optical characteristics of the eye E to be examined are applied is used in the ray tracing simulation.

例えば、スキャン処理部362Dは、網膜における基準位置にする網膜入射位置の変位に基づいて、テーブル情報又は所定の関数から角膜Crにおける測定光LSの入射角の変化量を特定し、特定された変化量に基づいて光スキャナー88に対する制御情報を生成する。いくつかの実施形態では、被検眼Eの光学特性を表すパラメータを変数とするテーブル情報又は関数に従って測定光LSの入射角の変化分が特定される。 For example, the scan processing unit 362D specifies the amount of change in the angle of incidence of the measurement light LS on the cornea Cr from table information or a predetermined function based on the displacement of the retinal incident position to be the reference position on the retina, and the specified change Control information for the optical scanner 88 is generated based on the amount. In some embodiments, the amount of change in the angle of incidence of the measurement light LS is specified according to table information or a function whose variables are parameters representing the optical characteristics of the eye E to be examined.

以上のような構成を有するデータ処理部225は、例えば、プロセッサ、RAM、ROM、ハードディスクドライブ等を含む。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、上記した処理をプロセッサに実行させるコンピュータプログラムがあらかじめ格納されている。 The data processing unit 225 having the above configuration includes, for example, a processor, a RAM, a ROM, a hard disk drive, and the like. A computer program that causes a processor to execute the above-described processing is stored in advance in a storage device such as a hard disk drive.

(表示部270、操作部280)
表示部270は、ユーザインターフェイス部として、制御部210による制御を受けて情報を表示する。表示部270は、図1などに示す表示部10を含む。
(Display section 270, operation section 280)
The display unit 270 serves as a user interface unit and displays information under the control of the control unit 210. The display section 270 includes the display section 10 shown in FIG. 1 and the like.

操作部280は、ユーザインターフェイス部として、眼科装置を操作するために使用される。操作部280は、眼科装置に設けられた各種のハードウェアキー(ジョイスティック、ボタン、スイッチなど)を含む。また、操作部280は、タッチパネル式の表示画面10aに表示される各種のソフトウェアキー(ボタン、アイコン、メニューなど)を含んでもよい。 The operation unit 280 is used as a user interface unit to operate the ophthalmological apparatus. The operation unit 280 includes various hardware keys (joystick, buttons, switches, etc.) provided on the ophthalmologic apparatus. Further, the operation unit 280 may include various software keys (buttons, icons, menus, etc.) displayed on the touch panel display screen 10a.

表示部270及び操作部280の少なくとも一部が一体的に構成されていてもよい。その典型例として、タッチパネル式の表示画面10aがある。 At least a portion of the display section 270 and the operation section 280 may be integrally configured. A typical example thereof is a touch panel type display screen 10a.

(通信部290)
通信部290は、図示しない外部装置と通信するための機能を有する。通信部290は、外部装置との接続形態に応じた通信インターフェイスを備える。外部装置の例として、レンズの光学特性を測定するための眼鏡レンズ測定装置がある。眼鏡レンズ測定装置は、被検者が装用する眼鏡レンズの度数などを測定し、この測定データを眼科装置1000に入力する。また、外部装置は、任意の眼科装置、記録媒体から情報を読み取る装置(リーダ)や、記録媒体に情報を書き込む装置(ライタ)などでもよい。更に、外部装置は、病院情報システム(HIS)サーバ、DICOM(Digital Imaging and COmmunication in Medicine)サーバ、医師端末、モバイル端末、個人端末、クラウドサーバなどでもよい。通信部290は、例えば処理部9に設けられていてもよい。
(Communication Department 290)
The communication unit 290 has a function for communicating with an external device (not shown). The communication unit 290 includes a communication interface depending on the type of connection with an external device. An example of an external device is a spectacle lens measuring device for measuring the optical properties of a lens. The spectacle lens measuring device measures the power of spectacle lenses worn by the subject and inputs this measurement data to the ophthalmological device 1000. Further, the external device may be any ophthalmological device, a device that reads information from a recording medium (reader), a device that writes information to a recording medium (writer), or the like. Further, the external device may be a hospital information system (HIS) server, a DICOM (Digital Imaging and Communication in Medicine) server, a doctor terminal, a mobile terminal, a personal terminal, a cloud server, etc. The communication unit 290 may be provided in the processing unit 9, for example.

OCT光学系8は、実施形態に係る「光学系」の一例である。前眼部カメラ300は、実施形態に係る「取得部」、「撮影部」の一例である。アライメント光投射系2は、実施形態に係る「アライメント光学系」の一例である。ケラト測定系3は、実施形態に係る「角膜形状測定光学系」の一例である。レフ測定投射系6及びレフ測定受光系7は、実施形態に係る「屈折力測定光学系」の一例である。眼屈折度数算出部221は、実施形態に係る「屈折力値算出部」の一例である。ケラト測定系3は、実施形態に係る「角膜形状測定光学系」の一例である。レフ測定光学系(レフ測定投射系6及びレフ測定受光系7)は、実施形態に係る「屈折力測定光学系」の一例である。眼屈折度数算出部221は、実施形態に係る「屈折力値算出部」の一例である。パラメータ算出部361Aは、実施形態に係る「眼内距離算出部」の一例である。 The OCT optical system 8 is an example of an "optical system" according to the embodiment. The anterior segment camera 300 is an example of the "acquisition unit" and the "imaging unit" according to the embodiment. The alignment light projection system 2 is an example of an "alignment optical system" according to the embodiment. The keratometry system 3 is an example of a "corneal shape measurement optical system" according to the embodiment. The reflex measurement projection system 6 and the reflex measurement light receiving system 7 are an example of the "refractive power measurement optical system" according to the embodiment. The eye refractive power calculation unit 221 is an example of a “refractive power value calculation unit” according to the embodiment. The keratometry system 3 is an example of a "corneal shape measurement optical system" according to the embodiment. The reflex measuring optical system (the reflex measuring projection system 6 and the reflex measuring light receiving system 7) is an example of the "refractive power measuring optical system" according to the embodiment. The eye refractive power calculation unit 221 is an example of a “refractive power value calculation unit” according to the embodiment. The parameter calculation unit 361A is an example of an “intraocular distance calculation unit” according to the embodiment.

<動作例>
実施形態に係る眼科装置1000の動作について説明する。
<Operation example>
The operation of the ophthalmologic apparatus 1000 according to the embodiment will be described.

(第1動作例)
図10に、眼科装置1000の第1動作例を示す。図10は、眼科装置1000の動作例のフロー図を表す。記憶部212には、図10に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部211は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図10に示す処理を実行する。
(First operation example)
FIG. 10 shows a first operation example of the ophthalmologic apparatus 1000. FIG. 10 depicts a flow diagram of an example operation of the ophthalmologic apparatus 1000. The storage unit 212 stores a computer program for implementing the processing shown in FIG. The main control unit 211 executes the processing shown in FIG. 10 by operating according to this computer program.

(S1:角膜形状パラメータ、眼屈折度数、眼軸長を取得)
まず、眼科装置1000は、被検眼Eの角膜形状パラメータ、被検眼Eの眼屈折度数、及び眼軸長を取得する。角膜形状パラメータ等は、外部の眼科装置、又は電子カルテシステム等の外部装置から取得される。
(S1: Obtain corneal shape parameters, eye refractive power, and axial length)
First, the ophthalmological apparatus 1000 acquires the corneal shape parameter of the eye E to be examined, the ocular refractive power of the eye E to be examined, and the axial length. Corneal shape parameters and the like are acquired from an external device such as an external ophthalmological device or an electronic medical record system.

いくつかの実施形態では、被検眼Eに対する光学系のアライメントが完了した後に、被検眼Eに対する測定により角膜形状パラメータ等が取得される。角膜形状パラメータは、被検眼Eに対してケラト測定を実行することにより取得される。眼屈折度数は、被検眼Eに対してレフ測定を実行することにより取得される。眼軸長は、例えば被検眼Eに対してOCT計測を実行することにより取得される。以下では、眼内パラメータとして眼軸長を取得する場合について説明するが、眼軸長以外の眼内パラメータを取得してもよい。 In some embodiments, after the alignment of the optical system with respect to the eye E is completed, corneal shape parameters and the like are acquired by measurements on the eye E. The corneal shape parameters are obtained by performing keratometry on the eye E to be examined. The eye refractive power is obtained by performing reflex measurement on the eye E to be examined. The axial length is obtained, for example, by performing OCT measurement on the eye E to be examined. Although a case will be described below in which the axial length is acquired as an intraocular parameter, intraocular parameters other than the axial length may be acquired.

ケラト測定を行う場合、主制御部211は、所望の固視位置に対応した表示位置に固視標を示すパターンを液晶パネル41に表示させる。それにより、所望の固視位置に被検眼Eを注視させる。その後、主制御部211は、ケラトリング光源32を点灯させる。ケラトリング光源32から光が出力されると、被検眼Eの角膜Crに角膜形状測定用のリング状光束が投射される。角膜形状算出部222は、撮像素子59によって取得された像に対して演算処理を施すことにより、角膜曲率半径を算出し、算出された角膜曲率半径から角膜屈折力、角膜乱視度及び角膜乱視軸角度を算出する。制御部210では、算出された角膜屈折力などが記憶部212に記憶される。 When performing keratometry, the main control unit 211 causes the liquid crystal panel 41 to display a pattern indicating a fixation target at a display position corresponding to a desired fixation position. Thereby, the subject's eye E is caused to gaze at the desired fixation position. Thereafter, the main control unit 211 turns on the keratoring light source 32. When light is output from the keratoring light source 32, a ring-shaped light beam for corneal shape measurement is projected onto the cornea Cr of the eye E to be examined. The corneal shape calculation unit 222 calculates a corneal radius of curvature by performing arithmetic processing on the image acquired by the image sensor 59, and calculates corneal refractive power, corneal astigmatism degree, and corneal astigmatism axis from the calculated corneal radius of curvature. Calculate the angle. In the control unit 210, the calculated corneal refractive power and the like are stored in the storage unit 212.

レフ測定を行う場合、主制御部211は、前述のように屈折力測定のためのリング状の測定パターン光束を被検眼Eに投射させる。被検眼Eからの測定パターン光束の戻り光に基づくリング像が撮像素子59の撮像面に結像される。主制御部211は、撮像素子59により検出された眼底Efからの戻り光に基づくリング像を取得できたか否かを判定する。例えば、主制御部211は、撮像素子59により検出された戻り光に基づく像のエッジの位置(画素)を検出し、像の幅(外径と内径との差)が所定値以上であるか否かを判定する。或いは、主制御部211は、所定の高さ(リング径)以上の点(像)に基づいてリングを形成できるか否かを判定することにより、リング像を取得できたか否かを判定してもよい。 When performing reflex measurement, the main control unit 211 projects a ring-shaped measurement pattern light beam for refractive power measurement onto the eye E to be examined, as described above. A ring image based on the return light of the measurement pattern light flux from the eye E to be examined is formed on the imaging surface of the imaging element 59. The main control unit 211 determines whether a ring image based on the return light from the fundus Ef detected by the image sensor 59 has been acquired. For example, the main control unit 211 detects the position (pixel) of the edge of the image based on the return light detected by the image sensor 59, and determines whether the width of the image (difference between the outer diameter and the inner diameter) is greater than or equal to a predetermined value. Determine whether or not. Alternatively, the main control unit 211 determines whether a ring image can be obtained by determining whether a ring can be formed based on points (images) having a predetermined height (ring diameter) or more. Good too.

リング像を取得できたと判定されたとき、眼屈折度数算出部221は、被検眼Eに投射された測定パターン光束の戻り光に基づくリング像を公知の手法で解析し、仮の球面度数S及び仮の乱視度数Cを求める。主制御部211は、求められた仮の球面度数S及び乱視度数Cに基づき、レフ測定光源61、合焦レンズ74、及び固視ユニット40(液晶パネル41)を等価球面度数(S+C/2)の位置(仮の遠点に相当する位置)へ移動させる。主制御部211は、その位置から固視ユニット40(液晶パネル41)を更に雲霧位置に移動させた後、本測定としてレフ測定投射系6及びレフ測定受光系7を制御することによりリング像を再び取得させる。主制御部211は、前述と同様に得られたリング像の解析結果と合焦レンズ74の移動量から球面度数、乱視度数及び乱視軸角度を眼屈折度数算出部221に算出させる。 When it is determined that the ring image has been acquired, the eye refractive power calculation unit 221 analyzes the ring image based on the return light of the measurement pattern light beam projected onto the eye E using a known method, and calculates the temporary spherical power S and Find a temporary astigmatic power C. The main control unit 211 adjusts the reflex measurement light source 61, focusing lens 74, and fixation unit 40 (liquid crystal panel 41) to an equivalent spherical power (S+C/2) based on the obtained temporary spherical power S and astigmatic power C. (the position corresponding to the temporary far point). The main control unit 211 further moves the fixation unit 40 (liquid crystal panel 41) from that position to the cloud position, and then controls the reflex measurement projection system 6 and the reflex measurement light receiving system 7 to create a ring image as the main measurement. Let them get it again. The main control unit 211 causes the eye refractive power calculation unit 221 to calculate the spherical power, astigmatic power, and astigmatic axis angle from the ring image analysis result obtained in the same manner as described above and the movement amount of the focusing lens 74.

また、眼屈折度数算出部221は、求められた球面度数及び乱視度数から被検眼Eの遠点に相当する位置(本測定により得られた遠点に相当する位置)を求める。主制御部211は、求められた遠点に相当する位置に液晶パネル41を移動させる。制御部210では、合焦レンズ74の位置や算出された球面度数などが記憶部212に記憶される。 Further, the eye refractive power calculation unit 221 calculates a position corresponding to the far point of the eye E to be examined (a position corresponding to the far point obtained by the main measurement) from the obtained spherical power and astigmatic power. The main control unit 211 moves the liquid crystal panel 41 to a position corresponding to the determined far point. In the control unit 210, the position of the focusing lens 74, the calculated spherical power, etc. are stored in the storage unit 212.

リング像を取得できないと判定されたとき、主制御部211は、強度屈折異常眼である可能性を考慮して、レフ測定光源61及び合焦レンズ74をあらかじめ設定したステップでマイナス度数側(例えば-10D)、プラス度数側(例えば+10D)へ移動させる。主制御部211は、レフ測定受光系7を制御することにより各位置でリング像を検出させる。それでもリング像を取得できないと判定されたとき、主制御部211は、所定の測定エラー処理を実行する。このとき、眼科装置1000の動作は次のステップに移行してもよい。制御部210では、レフ測定結果が得られなかったことを示す情報が記憶部212に記憶される。 When it is determined that a ring image cannot be obtained, the main control unit 211 takes into account the possibility that the eye has strong refractive error, and moves the reflex measurement light source 61 and focusing lens 74 to the negative power side (for example, -10D), move it to the positive power side (for example, +10D). The main control unit 211 controls the reflex measurement light receiving system 7 to detect a ring image at each position. If it is determined that a ring image cannot be obtained even after that, the main control unit 211 executes predetermined measurement error processing. At this time, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 may proceed to the next step. In the control unit 210, information indicating that no reflex measurement result was obtained is stored in the storage unit 212.

OCT計測を行う場合、主制御部211は、固視ユニット40(液晶パネル41)を雲霧位置から合焦位置に移動させる。いくつかの実施形態では、合焦位置は、ステップS3で特定された等価球面度数(S+C/2)の位置、又は等価球面度数(S+C/2)の位置から干渉信号の強度等が最大になるようにフォーカス調整された位置である。 When performing OCT measurement, the main control unit 211 moves the fixation unit 40 (liquid crystal panel 41) from the fog position to the focus position. In some embodiments, the focus position is the position of the equivalent spherical power (S+C/2) identified in step S3, or the position where the intensity of the interference signal is maximized from the position of the equivalent spherical power (S+C/2). This is the position where the focus has been adjusted.

続いて、主制御部211は、OCT光源101を点灯させ、光スキャナー88を制御することにより眼底Efの所定の部位(例えば、黄斑部を含む部位)を測定光LSでスキャンさせる。 Next, the main control unit 211 turns on the OCT light source 101 and controls the optical scanner 88 to scan a predetermined region of the fundus Ef (for example, a region including the macular region) with the measurement light LS.

主制御部211は、被検眼Eの眼軸長をパラメータ算出部361Aに算出させる。パラメータ算出部361Aは、取得された干渉光LCの検出信号のピーク位置から角膜頂点に相当する位置と眼底に相当する位置とを特定し、特定された位置から眼軸長を算出する。パラメータ算出部361Aは、眼軸長以外の上記のパラメータを算出してもよい。 The main control unit 211 causes the parameter calculation unit 361A to calculate the axial length of the eye E to be examined. The parameter calculation unit 361A specifies a position corresponding to the corneal apex and a position corresponding to the fundus from the peak position of the detection signal of the acquired interference light LC, and calculates the ocular axial length from the specified positions. The parameter calculation unit 361A may calculate the above parameters other than the axial length.

(S2:眼球モデルを生成)
続いて、主制御部211は、ステップS1において取得された角膜形状パラメータ、眼屈折度数、及びパラメータ算出部361Aにより算出された眼軸長を用いて被検眼Eの3次元の眼球モデルをモデル生成部361Bに生成させる。
(S2: Generate eyeball model)
Next, the main control unit 211 generates a three-dimensional eyeball model of the eye E to be examined using the corneal shape parameter, the eye refractive power, and the axial length calculated by the parameter calculation unit 361A acquired in step S1. The unit 361B generates the information.

(S3:OCT計測?)
主制御部211は、OCT計測を実行するか否かを判定する。例えば、主制御部211は、ユーザによる操作部280に対する操作内容、又は事前に設定された動作モードに基づいて、OCT計測を実行するか否かを判定する。
(S3: OCT measurement?)
The main control unit 211 determines whether or not to perform OCT measurement. For example, the main control unit 211 determines whether or not to perform OCT measurement based on the user's operation on the operation unit 280 or a preset operation mode.

OCT計測を実行すると判定されたとき(S3:Y)、眼科装置1000の動作はステップS4に移行する。OCT計測を実行しないと判定されたとき(S3:N)、眼科装置1000の動作は終了である(エンド)。 When it is determined that OCT measurement is to be performed (S3: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 moves to step S4. When it is determined that OCT measurement is not to be performed (S3: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 is ended (END).

(S4:既定の範囲内?)
ステップS3において、OCT計測を実行すると判定されたとき(S3:Y)、主制御部211は、上記のアライメント処理を実行する。
(S4: Within the default range?)
In step S3, when it is determined to perform OCT measurement (S3: Y), the main control unit 211 performs the above alignment process.

アライメント処理において、主制御部211は、アライメント光源21を点灯させる。また、主制御部211は、前眼部カメラ300を制御することにより、アライメント光源21から出力されたアライメント光が照射された被検眼Eの前眼部を実質的に同時に撮影させる。主制御部211は、上記のように光学系位置取得部213により取得された装置光学系の位置とアライメント処理部350により求められた移動目標位置との変位が既定の範囲内であるか否かを判定する。 In the alignment process, the main control unit 211 turns on the alignment light source 21. Furthermore, the main control unit 211 controls the anterior segment camera 300 to substantially simultaneously photograph the anterior segment of the eye E to be examined, which is irradiated with the alignment light output from the alignment light source 21 . The main control unit 211 determines whether the displacement between the position of the device optical system acquired by the optical system position acquisition unit 213 and the movement target position determined by the alignment processing unit 350 is within a predetermined range as described above. Determine.

装置光学系の位置と移動目標位置との変位が既定の範囲内であると判定されたとき(S4:Y)、眼科装置1000の動作はステップS6に移動する。装置光学系の位置と移動目標位置との変位が既定の範囲内ではないと判定されたとき(S4:N)、眼科装置1000の動作はステップS5に移動する。 When it is determined that the displacement between the position of the apparatus optical system and the moving target position is within the predetermined range (S4: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 moves to step S6. When it is determined that the displacement between the position of the apparatus optical system and the movement target position is not within the predetermined range (S4:N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 moves to step S5.

(S5:相対移動)
ステップS4において装置光学系の位置と移動目標位置との変位が既定の範囲内ではないと判定されたとき(S4:N)、主制御部211は、移動機構200を制御することにより、被検眼Eに対して装置光学系を所定のステップだけ相対移動する。その後、眼科装置1000の動作はステップS4に移行する。
(S5: relative movement)
When it is determined in step S4 that the displacement between the position of the apparatus optical system and the movement target position is not within the predetermined range (S4:N), the main control unit 211 controls the movement mechanism 200 to The apparatus optical system is moved relative to E by a predetermined step. After that, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 moves to step S4.

(S6:光スキャナーによるトラッキング開始)
ステップS4において装置光学系の位置と移動目標位置との変位が既定の範囲内であると判定されたとき(S4:Y)、主制御部211は、図1に示す光学系が被検眼Eの検査位置に移動されたと判断し、レフ測定光源61と、合焦レンズ74と、固視ユニット40(液晶パネル41)をそれぞれの光軸に沿って原点の位置(例えば、0Dに相当する位置)に移動させる。ここで、検査位置とは、被検眼Eの検査を十分な精度内で行うことが可能な位置である。
(S6: Start tracking with optical scanner)
When it is determined in step S4 that the displacement between the position of the apparatus optical system and the moving target position is within the predetermined range (S4: Y), the main control unit 211 controls whether the optical system shown in FIG. It is determined that it has been moved to the inspection position, and the reflex measurement light source 61, focusing lens 74, and fixation unit 40 (liquid crystal panel 41) are moved to the origin position (for example, a position corresponding to 0D) along their respective optical axes. move it to Here, the test position is a position where the test eye E can be tested within sufficient accuracy.

続いて、主制御部211は、光スキャナー88によるトラッキング処理を開始させる。ステップS6の詳細は後述する。 Next, the main control unit 211 causes the optical scanner 88 to start tracking processing. Details of step S6 will be described later.

(S7:OCT計測)
主制御部211は、固視ユニット40(液晶パネル41)を雲霧位置から合焦位置に移動させる。いくつかの実施形態では、合焦位置は、ステップS1において取得された等価球面度数(S+C/2)に相当する位置、又は等価球面度数(S+C/2)の位置から干渉信号の強度等が最大になるようにフォーカス調整された位置である。
(S7: OCT measurement)
The main control unit 211 moves the fixation unit 40 (liquid crystal panel 41) from the fog position to the focus position. In some embodiments, the in-focus position is a position corresponding to the equivalent spherical power (S+C/2) obtained in step S1, or a position where the intensity of the interference signal, etc. is maximum from the position of the equivalent spherical power (S+C/2). This is the position where the focus has been adjusted so that

続いて、主制御部211は、OCT光源101を点灯させ、光スキャナー88を制御することにより眼底Efの所定の部位(例えば、黄斑部を含む部位)を測定光LSでスキャンさせる。 Next, the main control unit 211 turns on the OCT light source 101 and controls the optical scanner 88 to scan a predetermined region of the fundus Ef (for example, a region including the macular region) with the measurement light LS.

主制御部211は、測定光LSのスキャンにより得られた検出信号は画像形成部224に送り、得られた検出信号から眼底Efの断層像を画像形成部224に形成させることが可能である。また、主制御部211は、形成された断層像を表示部270に表示させることができる。以上で、眼科装置1000の動作は終了である(エンド)。 The main control unit 211 can send the detection signal obtained by scanning with the measurement light LS to the image forming unit 224, and cause the image forming unit 224 to form a tomographic image of the fundus Ef from the obtained detection signal. Further, the main control unit 211 can display the formed tomographic image on the display unit 270. This is the end of the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 (end).

図11に、図10のステップS6の動作例のフロー図を示す。記憶部212には、図11に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部211は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図11に示す処理を実行する。 FIG. 11 shows a flowchart of an example of the operation of step S6 in FIG. 10. The storage unit 212 stores a computer program for implementing the processing shown in FIG. 11. The main control unit 211 executes the processing shown in FIG. 11 by operating according to this computer program.

(S11:角膜入射位置を特定)
主制御部211は、前眼部カメラ300により取得された撮影画像に基づいてプルキンエ像位置特定部353により特定されたプルキンエ像の3次元位置から、測定光LSの角膜入射位置を角膜入射位置特定部362Aに特定させる。
(S11: Identify corneal incidence position)
The main control unit 211 specifies the corneal incident position of the measurement light LS from the three-dimensional position of the Purkinje image specified by the Purkinje image position specifying unit 353 based on the captured image acquired by the anterior segment camera 300. 362A.

(S12:網膜入射位置を特定)
主制御部211は、ステップS11において特定された角膜入射位置に入射した測定光LSに対して、眼球モデル生成部361により生成された眼球モデルを用いた光線追跡処理を施すことにより網膜入射位置を網膜入射位置特定部362Cに特定させる。
(S12: Identify the retinal incident position)
The main control unit 211 performs ray tracing processing using the eyeball model generated by the eyeball model generation unit 361 on the measurement light LS that has entered the corneal incidence position specified in step S11, thereby determining the retina incidence position. The retinal incident position specifying unit 362C is made to specify.

(S13:変位を算出)
解析部362は、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位を求める。解析部362は、水平面内の変位及び鉛直面内の変位の少なくとも一方を求める。解析部362は、互いに交差する2つの平面内の変位を求めてもよい。基準位置は、OCT光学系8を用いて取得された被検眼Eの断層像を解析することにより特定されてもよいし、操作部280を用いてユーザにより指定されてもよい。基準位置としては、中心窩、黄斑部、病変部、視神経乳頭、血管などがある。
(S13: Calculate displacement)
The analysis unit 362 determines the displacement of the retinal incident position with respect to the reference position on the retina. The analysis unit 362 determines at least one of the displacement in the horizontal plane and the displacement in the vertical plane. The analysis unit 362 may obtain displacement within two planes that intersect with each other. The reference position may be specified by analyzing a tomographic image of the eye E obtained using the OCT optical system 8, or may be specified by the user using the operation unit 280. Reference positions include the fovea, the macula, the lesion, the optic disc, and blood vessels.

(S14:光スキャナー処理)
主制御部211は、ステップS13において特定された網膜における基準位置と網膜入射位置との変位から、光スキャナー88にフィードバックする制御情報をスキャン処理部362Dに生成させる。ステップS14の詳細については後述する。
(S14: Optical scanner processing)
The main control unit 211 causes the scan processing unit 362D to generate control information to be fed back to the optical scanner 88 from the displacement between the reference position on the retina and the retinal incident position specified in step S13. Details of step S14 will be described later.

(S15:光スキャナーを制御)
主制御部211は、ステップS14における光スキャナー処理において生成された制御情報に基づいて光スキャナー88の偏向動作を制御する。
(S15: Control optical scanner)
The main control unit 211 controls the deflection operation of the optical scanner 88 based on the control information generated in the optical scanner process in step S14.

以上で、図10のステップS6の処理は終了である(エンド)。例えば、主制御部211は、1又は複数のOCTスキャン毎に図11に示す処理を実行することができる。すなわち、1又は複数のOCTスキャン毎に上記のフィードバック制御を繰り返すことにより、トラッキング制御が可能になる。 This is the end of the process in step S6 in FIG. 10 (end). For example, the main control unit 211 can execute the process shown in FIG. 11 for each one or more OCT scans. That is, tracking control becomes possible by repeating the above feedback control for each one or more OCT scans.

図12に、図11のステップS14の動作例のフロー図を示す。記憶部212には、図12に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部211は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図12に示す処理を実行する。 FIG. 12 shows a flowchart of an operation example of step S14 in FIG. 11. A computer program for implementing the process shown in FIG. 12 is stored in the storage unit 212. The main control unit 211 executes the processing shown in FIG. 12 by operating according to this computer program.

(S21:眼球モデルを取得)
主制御部211は、例えば、記憶部212にあらかじめ記憶された眼球モデル(公知の模型眼等の眼球モデル)を網膜入射位置特定部362Cに取得させる。
(S21: Obtain eyeball model)
For example, the main control unit 211 causes the retina incidence position specifying unit 362C to acquire an eyeball model (an eyeball model such as a known model eye) stored in advance in the storage unit 212.

(S22:網膜入射位置を特定)
続いて、主制御部211は、ステップS12と同様に、光スキャナー88により偏向された測定光LSの網膜入射位置を網膜入射位置特定部362Cに特定させる。すなわち、まず、角膜入射位置特定部362Aは、ステップS11と同様に、前眼部カメラ300により取得された2つの撮影画像に基づいてプルキンエ像位置特定部353により特定されたプルキンエ像の3次元位置から、測定光LSの角膜入射位置を特定する。続いて、網膜入射位置特定部362Cは、角膜入射位置特定部362Aにより特定された角膜入射位置に入射した測定光LSに対して、ステップS21において取得された眼球モデルを用いた光線追跡処理を施すことにより網膜入射位置を特定する。
(S22: Identify the retinal incident position)
Subsequently, the main control unit 211 causes the retina incidence position specifying unit 362C to specify the retina incidence position of the measurement light LS deflected by the optical scanner 88, as in step S12. That is, first, the corneal incident position specifying unit 362A determines the three-dimensional position of the Purkinje image specified by the Purkinje image position specifying unit 353 based on the two captured images acquired by the anterior segment camera 300, as in step S11. From this, the corneal incident position of the measurement light LS is specified. Subsequently, the retina incidence position identification unit 362C performs ray tracing processing using the eyeball model acquired in step S21 on the measurement light LS that has entered the cornea incidence position identified by the cornea incidence position identification unit 362A. By this, the retinal incident position is specified.

(S23:変位ΔX、ΔYを算出)
次に、主制御部211は、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位(水平面内の変位ΔX(X軸方向の変位)、鉛直面内の変位ΔY(Y軸方向の変位))を解析部362に算出させる。図13では、光スキャナー88と光学的に共役な位置であるピボット点Pvを中心に偏向された測定光LSによる水平面内の変位ΔXが図示されているが、鉛直面内の変位ΔYも同様である。基準位置は、例えば、OCT光学系8により取得された被検眼Eの断層像から特定された中心窩に相当する位置である。例えば、断層像における各部位の位置と眼球モデルにおける各部位の位置とをあらかじめ対応付けておくことにより、断層像において特定された部位に対応する眼球モデルにおける位置を特定することが可能である。それにより、解析部362は、基準位置に対する網膜入射位置の変位(X軸方向の変位、Y軸方向の変位)を特定することが可能である。
(S23: Calculate displacement ΔX, ΔY)
Next, the main control unit 211 calculates the displacement (displacement ΔX in the horizontal plane (displacement in the X-axis direction), displacement ΔY (displacement in the Y-axis direction) in the vertical plane) of the retinal incident position with respect to the reference position on the retina using an analysis unit. 362 to calculate. Although FIG. 13 shows the displacement ΔX in the horizontal plane due to the measurement light LS deflected around the pivot point Pv, which is an optically conjugate position with the optical scanner 88, the displacement ΔY in the vertical plane is also the same. be. The reference position is, for example, a position corresponding to the fovea specified from the tomographic image of the eye E acquired by the OCT optical system 8. For example, by associating the position of each part in the tomographic image with the position of each part in the eyeball model in advance, it is possible to specify the position in the eyeball model that corresponds to the part specified in the tomographic image. Thereby, the analysis unit 362 can specify the displacement (displacement in the X-axis direction, displacement in the Y-axis direction) of the retina incidence position with respect to the reference position.

(S24:入射角を変更)
微小領域では、入射角の変化量と網膜上の位置の変位とは線形関係があると考えられるため、網膜上の位置の変位から入射角の変化量を推定することが可能である。そこで、主制御部211は、光スキャナー88により偏向された測定光LSの角膜Crにおける入射角が既定の微小角度だけ変更するように光線追跡処理における入射角条件を変更する。
(S24: Change incident angle)
In a minute region, since it is thought that there is a linear relationship between the amount of change in the angle of incidence and the displacement of the position on the retina, it is possible to estimate the amount of change in the angle of incidence from the displacement of the position on the retina. Therefore, the main control unit 211 changes the incident angle condition in the ray tracing process so that the incident angle of the measurement light LS deflected by the optical scanner 88 on the cornea Cr is changed by a predetermined small angle.

(S25:網膜入射位置を特定)
網膜入射位置特定部362Cは、ステップS24において角膜Crにおいて入射角が変更された測定光LSに対して、ステップS22と同様に光線追跡処理を施すことにより新たな網膜入射位置を特定する。
(S25: Identify the retina incidence position)
The retinal incident position specifying unit 362C specifies a new retinal incident position by performing ray tracing processing on the measurement light LS whose incident angle has been changed in the cornea Cr in step S24 in the same manner as in step S22.

(S26:変位ΔX´、ΔY´を算出)
主制御部211は、ステップS23と同様に、ステップS25において特定された網膜入射位置に対して、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位(水平面内の変位ΔX´、鉛直面内の変位ΔY´)を解析部362に算出させる。図13では、水平面内の変位ΔX´が図示されているが、鉛直面内の変位ΔY´も同様である。基準位置は、ステップS23における基準位置と同じである。
(S26: Calculate displacement ΔX', ΔY')
Similarly to step S23, the main control unit 211 determines the displacement of the retinal incident position relative to the reference position on the retina (displacement ΔX' in the horizontal plane, displacement ΔY' in the vertical plane) with respect to the retinal incident position specified in step S25. ) is calculated by the analysis unit 362. In FIG. 13, the displacement ΔX' in the horizontal plane is illustrated, but the same applies to the displacement ΔY' in the vertical plane. The reference position is the same as the reference position in step S23.

(S27:閾値以内?)
主制御部211は、ステップS26において算出された変位ΔX´、ΔY´のそれぞれが所定の閾値以内であるか否かを判定する。変位ΔX´に対する閾値と、ΔY´に対する閾値は、同じ値であってもよいし、異なる値であってもよい。
(S27: Within the threshold?)
The main control unit 211 determines whether each of the displacements ΔX' and ΔY' calculated in step S26 is within a predetermined threshold value. The threshold value for displacement ΔX' and the threshold value for ΔY' may be the same value or may be different values.

ステップS27において変位ΔX´、ΔY´のそれぞれが所定の閾値以内であると判定されたとき(S27:Y)、眼科装置1000の動作はステップS28に移行する。ステップS27において変位ΔX´、ΔY´のそれぞれが所定の閾値以内ではないと判定されたとき(S27:N)、眼科装置1000の動作はステップS24に移行する。すなわち、変位ΔX´、ΔY´のそれぞれが許容範囲内に収束するまで、ステップS24~ステップS26が繰り返される。 When it is determined in step S27 that each of the displacements ΔX' and ΔY' is within a predetermined threshold value (S27: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 moves to step S28. When it is determined in step S27 that each of the displacements ΔX' and ΔY' is not within the predetermined threshold (S27: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 moves to step S24. That is, steps S24 to S26 are repeated until each of the displacements ΔX' and ΔY' converges within the allowable range.

(S28:光スキャナーの制御情報を生成)
ステップS27において変位ΔX´、ΔY´のそれぞれが所定の閾値以内であると判定されたとき(S27:Y)、主制御部211は、収束したときの測定光LSの入射角がスキャン中心角度になるように、光スキャナー88のスキャン幅、スキャン速度、スキャン中心のオフセット値の少なくとも1つを変更するための制御情報をスキャン処理部362Dに生成させる。主制御部211は、スキャン処理部362Dにより生成された制御情報に基づいて光スキャナー88を制御する。これにより、OCT画像の中心が所定の位置になるようにトラッキング制御を行うことが可能になる。
(S28: Generate control information for optical scanner)
When it is determined in step S27 that each of the displacements ΔX' and ΔY' is within the predetermined threshold (S27:Y), the main control unit 211 controls the measurement light LS so that the incident angle of the measurement light LS when converged is equal to the scan center angle. The scan processing unit 362D is made to generate control information for changing at least one of the scan width, scan speed, and offset value of the scan center of the optical scanner 88. The main control unit 211 controls the optical scanner 88 based on the control information generated by the scan processing unit 362D. This makes it possible to perform tracking control so that the center of the OCT image is at a predetermined position.

以上で、図11のステップS14の処理は終了である(エンド)。 This completes the process of step S14 in FIG. 11 (end).

図12の処理では、記憶部212にあらかじめ記憶された眼球モデルを用いて網膜入射位置が特定されていたが、実施形態に係る処理はこれに限定されない。例えば、被検眼Eの光学特性を表す眼内パラメータを含む眼球モデルを用いて網膜入射位置が特定されてもよい。 In the process of FIG. 12, the retinal incident position is specified using the eyeball model stored in advance in the storage unit 212, but the process according to the embodiment is not limited to this. For example, the retinal incident position may be specified using an eyeball model that includes intraocular parameters representing the optical characteristics of the eye E to be examined.

図14に、第1動作例の変形例に係るステップS14の動作例のフロー図を示す。記憶部212には、図14に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部211は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図14に示す処理を実行する。 FIG. 14 shows a flowchart of an operation example of step S14 according to a modification of the first operation example. The storage unit 212 stores a computer program for implementing the processing shown in FIG. 14. The main control unit 211 executes the processing shown in FIG. 14 by operating according to this computer program.

(S31:測定値を取得)
主制御部211は、ステップS1と同様に、被検眼Eの角膜形状パラメータ、被検眼Eの眼屈折度数、及び眼軸長を眼球モデル生成部361に取得させる。角膜形状パラメータ等は、上記のように、被検眼Eに対する測定により取得される。角膜形状パラメータは、被検眼Eに対してケラト測定を実行することにより取得される。眼屈折度数は、被検眼Eに対してレフ測定を実行することにより取得される。眼軸長は、例えば被検眼Eに対してOCT計測を実行することにより取得される。眼内パラメータとして眼軸長以外の眼内パラメータを取得してもよい。
(S31: Obtain measurement value)
The main control unit 211 causes the eyeball model generation unit 361 to acquire the corneal shape parameter of the eye E to be examined, the refractive power of the eye E, and the axial length of the eye E, as in step S1. The corneal shape parameters and the like are acquired by measuring the eye E to be examined, as described above. The corneal shape parameters are obtained by performing keratometry on the eye E to be examined. The eye refractive power is obtained by performing reflex measurement on the eye E to be examined. The axial length is obtained, for example, by performing OCT measurement on the eye E to be examined. Intraocular parameters other than the axial length may be acquired as the intraocular parameters.

(S32:眼球モデルを生成)
次に、主制御部211は、ステップS31において取得された角膜形状パラメータ、眼屈折度数、及びパラメータ算出部361Aにより算出された眼軸長を用いて被検眼Eの3次元の眼球モデルをモデル生成部361Bに生成させる。
(S32: Generate eyeball model)
Next, the main control unit 211 generates a three-dimensional eyeball model of the eye E to be examined using the corneal shape parameter, the eye refractive power, and the axial length calculated by the parameter calculation unit 361A acquired in step S31. The unit 361B generates the information.

(S33:網膜入射位置を特定)
続いて、主制御部211は、ステップS22と同様に、光スキャナー88により偏向された測定光LSの網膜入射位置を網膜入射位置特定部362Cに特定させる。
(S33: Identify the retina incidence position)
Next, the main control unit 211 causes the retina incidence position identification unit 362C to specify the retina incidence position of the measurement light LS deflected by the optical scanner 88, as in step S22.

(S34:変位ΔX、ΔYを算出)
次に、主制御部211は、ステップS23と同様に、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位(水平面内の変位ΔX、鉛直面内の変位ΔY)を解析部362に算出させる。
(S34: Calculate displacement ΔX, ΔY)
Next, the main control unit 211 causes the analysis unit 362 to calculate the displacement (displacement ΔX in the horizontal plane, displacement ΔY in the vertical plane) of the retina incident position with respect to the reference position on the retina, as in step S23.

(S35:入射角を変更)
次に、主制御部211は、ステップS24と同様に、光スキャナー88により偏向された測定光LSの角膜Crにおける入射角が既定の微小角度だけ変更するように光線追跡処理における入射角条件を変更する。
(S35: Change incident angle)
Next, as in step S24, the main control unit 211 changes the incident angle condition in the ray tracing process so that the incident angle of the measurement light LS deflected by the optical scanner 88 on the cornea Cr changes by a predetermined small angle. do.

(S36:網膜入射位置を特定)
次に、網膜入射位置特定部362Cは、ステップS25と同様に、ステップS35において角膜Crにおいて入射角が変更された測定光LSに対して光線追跡処理を施すことにより新たな網膜入射位置を特定する。
(S36: Identify the retina incidence position)
Next, similarly to step S25, the retinal incident position specifying unit 362C specifies a new retinal incident position by performing ray tracing processing on the measurement light LS whose incident angle has been changed in the cornea Cr in step S35. .

(S37:変位ΔX´、ΔY´を算出)
主制御部211は、ステップS26と同様に、ステップS36において特定された網膜入射位置に対して、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位(水平面内の変位ΔX´、鉛直面内の変位ΔY´)を解析部362に算出させる。
(S37: Calculate displacement ΔX', ΔY')
Similarly to step S26, the main control unit 211 determines the displacement of the retinal incident position relative to the reference position on the retina (displacement ΔX' in the horizontal plane, displacement ΔY' in the vertical plane) with respect to the retinal incident position identified in step S36. ) is calculated by the analysis unit 362.

(S38:閾値以内?)
主制御部211は、ステップS27と同様に、ステップS37において算出された変位ΔX´、ΔY´のそれぞれが所定の閾値以内であるか否かを判定する。
(S38: Within threshold?)
Similarly to step S27, the main control unit 211 determines whether each of the displacements ΔX' and ΔY' calculated in step S37 is within a predetermined threshold value.

ステップS38において変位ΔX´、ΔY´のそれぞれが所定の閾値以内であると判定されたとき(S38:Y)、眼科装置1000の動作はステップS39に移行する。ステップS38において変位ΔX´、ΔY´のそれぞれが所定の閾値以内ではないと判定されたとき(S38:N)、眼科装置1000の動作はステップS35に移行する。 When it is determined in step S38 that each of the displacements ΔX' and ΔY' is within a predetermined threshold value (S38: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 moves to step S39. When it is determined in step S38 that each of the displacements ΔX' and ΔY' is not within the predetermined threshold (S38: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 moves to step S35.

(S39:光スキャナーの制御情報を生成)
ステップS38において変位ΔX´、ΔY´のそれぞれが所定の閾値以内であると判定されたとき(S38:Y)、主制御部211は、ステップS28と同様に、収束したときの測定光LSの入射角がスキャン中心角度になるように、光スキャナー88のスキャン幅、スキャン速度、スキャン中心のオフセット値の少なくとも1つを変更するための制御情報をスキャン処理部362Dに生成させる。主制御部211は、スキャン処理部362Dにより生成された制御情報に基づいて光スキャナー88を制御する。
(S39: Generate control information for optical scanner)
When it is determined in step S38 that each of the displacements ΔX' and ΔY' is within the predetermined threshold (S38: Y), the main control unit 211 controls the incident measurement light LS when converged, as in step S28. The scan processing unit 362D generates control information for changing at least one of the scan width, scan speed, and scan center offset value of the optical scanner 88 so that the angle becomes the scan center angle. The main control unit 211 controls the optical scanner 88 based on the control information generated by the scan processing unit 362D.

以上で、第1動作例の変形例に係るステップS14の処理は終了である(エンド)。 This is the end of the process of step S14 according to the modification of the first operation example (end).

(第2動作例)
次に、実施形態に係る眼科装置1000の第2動作例について説明する。第2動作例が第1動作例と異なる点は、主に、上記の変位が収束するまで光線追跡処理を繰り返すことなく、テーブル情報又は所定の関数に従って、光スキャナー88を制御するための制御情報を生成する点である。
(Second operation example)
Next, a second operation example of the ophthalmologic apparatus 1000 according to the embodiment will be described. The second operation example differs from the first operation example mainly in that control information is provided to control the optical scanner 88 according to table information or a predetermined function without repeating the ray tracing process until the displacement converges. This is the point that generates .

第2動作例においても、図10及び図11に示す処理と同様の処理が実行される。 In the second operation example as well, processing similar to the processing shown in FIGS. 10 and 11 is executed.

図15に、第2動作例に係る図11のステップS14の動作例のフロー図を示す。記憶部212には、図15に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部211は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図15に示す処理を実行する。 FIG. 15 shows a flowchart of the operation example of step S14 in FIG. 11 according to the second operation example. The storage unit 212 stores a computer program for implementing the processing shown in FIG. 15. The main control unit 211 executes the processing shown in FIG. 15 by operating according to this computer program.

(S41:眼球モデルを取得)
主制御部211は、ステップS21と同様に、記憶部212にあらかじめ記憶された眼球モデル(公知の模型眼等の眼球モデル)を網膜入射位置特定部362Cに取得させる。
(S41: Obtain eyeball model)
The main control unit 211 causes the retina incidence position specifying unit 362C to acquire an eyeball model (an eyeball model such as a known model eye) stored in advance in the storage unit 212, as in step S21.

(S42:網膜入射位置を特定)
続いて、主制御部211は、ステップS22と同様に、光スキャナー88により偏向された測定光LSの網膜入射位置を網膜入射位置特定部362Cに特定させる。
(S42: Identify the retina incidence position)
Next, the main control unit 211 causes the retina incidence position identification unit 362C to specify the retina incidence position of the measurement light LS deflected by the optical scanner 88, as in step S22.

(S43:変位ΔX、ΔYを算出)
次に、主制御部211は、ステップS23と同様に、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位(水平面内の変位ΔX、鉛直面内の変位ΔY)を解析部362に算出させる。図16では、光スキャナー88と光学的に共役な位置であるピボット点Pvを中心に偏向された測定光LSによる水平面内の変位ΔXが図示されているが、鉛直面内の変位ΔYも同様である。基準位置は、例えば、OCT光学系8により取得された被検眼Eの断層像から特定された中心窩に相当する位置である。例えば、断層像における各部位の位置と眼球モデルにおける各部位の位置とをあらかじめ対応付けておくことにより、断層像において特定された部位に対応する眼球モデルにおける位置を特定することが可能である。それにより、解析部362は、基準位置に対する網膜入射位置の変位(X軸方向の変位、Y軸方向の変位)を特定することが可能である。
(S43: Calculate displacement ΔX, ΔY)
Next, the main control unit 211 causes the analysis unit 362 to calculate the displacement (displacement ΔX in the horizontal plane, displacement ΔY in the vertical plane) of the retina incident position with respect to the reference position on the retina, as in step S23. Although FIG. 16 shows the displacement ΔX in the horizontal plane due to the measurement light LS deflected around the pivot point Pv, which is an optically conjugate position with the optical scanner 88, the same applies to the displacement ΔY in the vertical plane. be. The reference position is, for example, a position corresponding to the fovea specified from the tomographic image of the eye E acquired by the OCT optical system 8. For example, by associating the position of each part in the tomographic image with the position of each part in the eyeball model in advance, it is possible to specify the position in the eyeball model that corresponds to the part specified in the tomographic image. Thereby, the analysis unit 362 can specify the displacement (displacement in the X-axis direction, displacement in the Y-axis direction) of the retina incidence position with respect to the reference position.

(S44:入射角の変化量を特定)
本例では、記憶部212には、テーブル情報があらかじめ記憶されている。テーブル情報には、上記の変位ΔX、ΔYに対応して測定光LSの入射角の変化量(光スキャナー88の偏向角度の変化量)が関連付けられている。このようなテーブル情報は、上記の眼球モデルを用いた計算により事前に求められている。主制御部211は、テーブル情報を参照してステップS43において算出された変位ΔX、ΔYに対応した測定光LSの入射角の変化量をスキャン処理部362Dに特定させる。
(S44: Identify the amount of change in the angle of incidence)
In this example, the storage unit 212 stores table information in advance. The amount of change in the angle of incidence of the measurement light LS (the amount of change in the deflection angle of the optical scanner 88) is associated with the table information in correspondence to the above-mentioned displacements ΔX and ΔY. Such table information is obtained in advance by calculation using the eyeball model described above. The main control unit 211 refers to the table information and causes the scan processing unit 362D to specify the amount of change in the angle of incidence of the measurement light LS corresponding to the displacements ΔX and ΔY calculated in step S43.

なお、ステップS44では、テーブル情報を参照して入射角の変化量が特定されているが、所定の関数に従って入射角の変化量が特定されてもよい。所定の関数は、例えば、変位ΔX、ΔYを変数とする1次又は2次の多項式(3次以上の多項式であってもよい)で表される。 Note that in step S44, the amount of change in the angle of incidence is specified with reference to the table information, but the amount of change in the angle of incidence may be specified according to a predetermined function. The predetermined function is expressed, for example, by a first-order or second-order polynomial (or a third-order or higher-order polynomial) using displacements ΔX and ΔY as variables.

(S45:光スキャナーの制御情報を生成)
主制御部211は、ステップS44において特定された入射角の変化量に基づいて、所定の位置がスキャン中心になるように、光スキャナー88のスキャン幅、スキャン速度、スキャン中心のオフセット値の少なくとも1つを変更するための制御情報をスキャン処理部362Dに生成させる。例えば、主制御部211は、特定された入射角の変化量を反映した入射角がスキャン中心角度になるように、制御情報を生成する。主制御部211は、生成された制御情報に基づいて光スキャナー88を制御する。
(S45: Generate control information for optical scanner)
The main control unit 211 controls at least one of the scan width, scan speed, and scan center offset value of the optical scanner 88 so that the predetermined position becomes the scan center based on the amount of change in the incident angle specified in step S44. The scan processing unit 362D generates control information for changing the one. For example, the main control unit 211 generates control information such that the incident angle that reflects the specified amount of change in the incident angle becomes the scan center angle. The main control unit 211 controls the optical scanner 88 based on the generated control information.

以上で、図11のステップS14の処理は終了である(エンド)。 This completes the process of step S14 in FIG. 11 (end).

本例では、OCTスキャンの度に実行されるため、基準位置に対する網膜中心位置の変位の変化は段階的に収束していく。 In this example, since it is executed every time an OCT scan is performed, the change in displacement of the retinal center position with respect to the reference position converges in stages.

図15の処理では、記憶部212にあらかじめ記憶された眼球モデルを用いて網膜入射位置が特定されていたが、実施形態に係る処理はこれに限定されない。例えば、被検眼Eの光学特性を表す眼内パラメータを含む眼球モデルを用いて網膜入射位置が特定されてもよい。 In the process of FIG. 15, the retinal incident position is specified using the eyeball model stored in advance in the storage unit 212, but the process according to the embodiment is not limited to this. For example, the retinal incident position may be specified using an eyeball model that includes intraocular parameters representing the optical characteristics of the eye E to be examined.

図17に、第2動作例の変形例に係るステップS14の動作例のフロー図を示す。記憶部212には、図17に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部211は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図17に示す処理を実行する。 FIG. 17 shows a flowchart of an operation example of step S14 according to a modification of the second operation example. The storage unit 212 stores a computer program for implementing the processing shown in FIG. 17. The main control unit 211 executes the processing shown in FIG. 17 by operating according to this computer program.

(S51:測定値を取得)
主制御部211は、ステップS31と同様に、被検眼Eの角膜形状パラメータ、被検眼Eの眼屈折度数、及び眼軸長を眼球モデル生成部361に取得させる。角膜形状パラメータ等は、上記のように、被検眼Eに対する測定により取得される。角膜形状パラメータは、被検眼Eに対してケラト測定を実行することにより取得される。眼屈折度数は、被検眼Eに対してレフ測定を実行することにより取得される。眼軸長は、例えば被検眼Eに対してOCT計測を実行することにより取得される。眼内パラメータとして眼軸長以外の眼内パラメータを取得してもよい。
(S51: Obtain measurement value)
The main control unit 211 causes the eyeball model generation unit 361 to acquire the corneal shape parameter of the eye E to be examined, the eye refractive power of the eye E to be examined, and the axial length. The corneal shape parameters and the like are acquired by measuring the eye E to be examined, as described above. The corneal shape parameters are obtained by performing keratometry on the eye E to be examined. The eye refractive power is obtained by performing reflex measurement on the eye E to be examined. The axial length is obtained, for example, by performing OCT measurement on the eye E to be examined. Intraocular parameters other than the axial length may be acquired as the intraocular parameters.

(S52:眼球モデルを生成)
次に、主制御部211は、ステップS32と同様に、ステップS31において取得された角膜形状パラメータ、眼屈折度数、及びパラメータ算出部361Aにより算出された眼軸長を用いて被検眼Eの3次元の眼球モデルをモデル生成部361Bに生成させる。
(S52: Generate eyeball model)
Next, as in step S32, the main control unit 211 uses the corneal shape parameter acquired in step S31, the eye refractive power, and the axial length calculated by the parameter calculation unit 361A to determine the three-dimensional shape of the eye E to be examined. The model generation unit 361B generates an eyeball model.

(S53:網膜入射位置を特定)
続いて、主制御部211は、ステップS42と同様に、光スキャナー88により偏向された測定光LSの網膜入射位置を網膜入射位置特定部362Cに特定させる。
(S53: Identify the retina incidence position)
Next, the main control unit 211 causes the retina incidence position identification unit 362C to specify the retina incidence position of the measurement light LS deflected by the optical scanner 88, as in step S42.

(S54:変位ΔX、ΔYを算出)
次に、主制御部211は、ステップS43と同様に、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位(水平面内の変位ΔX、鉛直面内の変位ΔY)を解析部362に算出させる。
(S54: Calculate displacement ΔX and ΔY)
Next, the main control unit 211 causes the analysis unit 362 to calculate the displacement (displacement ΔX in the horizontal plane, displacement ΔY in the vertical plane) of the retina incident position with respect to the reference position on the retina, as in step S43.

(S55:入射角の変化量を特定)
主制御部211は、ステップS44と同様に、テーブル情報を参照してステップS53において算出された変位ΔX、ΔYに対応した測定光LSの入射角の変化量をスキャン処理部362Dに特定させる。
(S55: Determine the amount of change in the angle of incidence)
Similarly to step S44, the main control section 211 refers to the table information and causes the scan processing section 362D to specify the amount of change in the angle of incidence of the measurement light LS corresponding to the displacements ΔX and ΔY calculated in step S53.

(S56:光スキャナーの制御情報を生成)
主制御部211は、ステップS45と同様に、ステップS55において特定された入射角の変化量に基づいて、所定の位置がスキャン中心になるように、光スキャナー88のスキャン幅、スキャン速度、スキャン中心のオフセット値の少なくとも1つを変更するための制御情報をスキャン処理部362Dに生成させる。主制御部211は、生成された制御情報に基づいて光スキャナー88を制御する。
(S56: Generate control information for optical scanner)
Similar to step S45, the main control unit 211 controls the scan width, scan speed, and scan center of the optical scanner 88 so that the predetermined position becomes the scan center based on the amount of change in the angle of incidence specified in step S55. The scan processing unit 362D generates control information for changing at least one of the offset values. The main control unit 211 controls the optical scanner 88 based on the generated control information.

以上で、第2動作例の変形例に係るステップS14の処理は終了である(エンド)。 With this, the process of step S14 according to the modified example of the second operation example is completed (end).

[作用・効果]
実施形態に係る眼科装置の作用及び効果について説明する。
[Action/Effect]
The functions and effects of the ophthalmological device according to the embodiment will be explained.

いくつかの実施形態に係る眼科装置(1000)は、光学系(OCT光学系8)と、取得部(前眼部カメラ300)と、解析部(362)と、制御部(210、主制御部211)とを含む。光学系は、光スキャナー(88)を含み、光スキャナーにより偏向された光(測定光LS)を被検眼(E)に照射する。取得部は、被検眼の前眼部像を取得する。解析部は、取得部により取得された前眼部像を解析することにより被検眼の角膜(Cr)において上記の光が入射する角膜入射位置を特定し、角膜入射位置に入射する光が被検眼の網膜において入射する網膜入射位置を特定する。制御部は、網膜における基準位置(中心窩)に対する網膜入射位置の変位に基づいて光スキャナーを制御する。 The ophthalmological apparatus (1000) according to some embodiments includes an optical system (OCT optical system 8), an acquisition section (anterior segment camera 300), an analysis section (362), a control section (210, a main control section). 211). The optical system includes an optical scanner (88), and irradiates the subject's eye (E) with light (measurement light LS) that is deflected by the optical scanner. The acquisition unit acquires an anterior segment image of the subject's eye. The analysis unit specifies a corneal incidence position on the cornea (Cr) of the eye to be examined, where the above-mentioned light is incident, by analyzing the anterior segment image acquired by the acquisition unit, and determines whether the light incident on the cornea incidence position is on the cornea (Cr) of the eye to be examined. Identify the retinal incident position of the incident light on the retina. The control unit controls the optical scanner based on the displacement of the retinal incident position with respect to the reference position (fovea) on the retina.

このような構成によれば、前眼部像から網膜入射位置を特定し、基準位置に対する網膜入射位置の変位に基づいて光スキャナーを制御することができるため、前眼部像から網膜における所定位置に光が入射するように位置合わせを行うことができる。これにより、前眼部像から網膜に対するトラッキング制御が可能になる。この場合、網膜を直接的に観察する必要がなくなり、眼底(網膜)に照明光を照射する眼底照明系を不要にすることができる。 According to such a configuration, it is possible to specify the retinal incident position from the anterior segment image and control the optical scanner based on the displacement of the retinal incident position with respect to the reference position. Positioning can be performed so that light is incident on the This makes it possible to control tracking of the retina from the anterior segment image. In this case, there is no need to directly observe the retina, and it is possible to eliminate the need for a fundus illumination system that irradiates the fundus (retina) with illumination light.

いくつかの実施形態は、被検眼にアライメント光束を投射するアライメント光学系(アライメント光投射系2)を含み、解析部は、前眼部像においてアライメント光束に基づいて形成された像(プルキンエ像)に基づいて角膜入射位置を特定する。 Some embodiments include an alignment optical system (alignment light projection system 2) that projects an alignment light beam onto the subject's eye, and the analysis unit analyzes an image (Purkinje image) formed based on the alignment light beam in the anterior segment image. The corneal incident position is determined based on.

このような構成によれば、前眼部像におけるプルキンエ像の位置に基づいて角膜の入射位置を特定するようにしたので、角膜入射位置を高精度に特定することが可能になる。その結果、網膜入射位置を高精度に特定することが可能になり、前眼部像から高精度な位置合わせを行うことができるようになる。 According to such a configuration, since the corneal incident position is specified based on the position of the Purkinje image in the anterior segment image, it becomes possible to specify the corneal incident position with high accuracy. As a result, it becomes possible to specify the retinal incident position with high accuracy, and it becomes possible to perform highly accurate positioning from the anterior segment image.

いくつかの実施形態は、被検眼と光学系とを相対的に移動する移動機構(200)を含み、制御部は、前眼部像においてアライメント光束に基づいて形成された像に基づいて移動機構を制御した後、上記の変位に基づいて光スキャナーを制御する。 Some embodiments include a moving mechanism (200) that relatively moves the subject's eye and the optical system, and the control unit moves the moving mechanism based on the image formed based on the alignment light flux in the anterior segment image. After controlling , the optical scanner is controlled based on the above displacement.

このような構成によれば、アライメント光束に基づく像を基準に被検眼と光学系とのアライメントが完了した後に、特定された網膜入射位置に基づく位置合わせが可能になる。それにより、網膜における高精度なトラッキング制御を早期に実行することができる。 According to such a configuration, after the alignment between the eye to be examined and the optical system is completed based on the image based on the alignment light beam, positioning based on the specified retina incidence position becomes possible. Thereby, highly accurate tracking control on the retina can be performed at an early stage.

いくつかの実施形態では、取得部は、前眼部を異なる方向から実質的に同時に撮影する2以上の撮影部(前眼部カメラ300)を含み、制御部は、2以上の撮影部の位置と、2以上の撮影部により取得された2以上の撮影画像を解析することにより得られた上記の像の位置とに基づいて移動機構を制御する。 In some embodiments, the acquisition unit includes two or more imaging units (anterior segment cameras 300) that image the anterior segment from different directions substantially simultaneously, and the control unit controls the positions of the two or more imaging units. and the position of the image obtained by analyzing two or more photographed images obtained by two or more photographing units.

このような構成によれば、広いダイナミックレンジで被検眼と光学系とのアライメントを行うことができるようになる。 According to such a configuration, alignment between the eye to be examined and the optical system can be performed over a wide dynamic range.

いくつかの実施形態では、解析部は、角膜入射位置に入射する光に対して被検眼又は所定の模型眼の光学特性を表す眼球パラメータを用いた光線追跡処理を施すことにより網膜入射位置を特定する。 In some embodiments, the analysis unit identifies the retinal incident position by performing ray tracing processing on the light incident on the corneal incident position using ocular parameters representing optical characteristics of the eye to be examined or a predetermined model eye. do.

このような構成によれば、前眼部像から、簡素な処理で網膜入射位置を特定することが可能になる。 According to such a configuration, it becomes possible to specify the retinal incident position from the anterior eye segment image through simple processing.

いくつかの実施形態では、制御部は、角膜入射位置における光の入射角の所定の変化量に対して、網膜における基準位置に対する網膜入射位置の変位の変化量が所定の閾値以内になるように光線追跡処理を繰り返すことにより制御情報を特定し、制御情報に基づいて光スキャナーを制御する。 In some embodiments, the control unit is configured such that the amount of change in the displacement of the retinal incident position with respect to the reference position on the retina is within a predetermined threshold value with respect to the predetermined amount of change in the angle of incidence of light at the corneal incident position. Control information is identified by repeating the ray tracing process, and the optical scanner is controlled based on the control information.

このような構成によれば、光線追跡処理を繰り返すことにより所望の位置をスキャンできるように光スキャナーを制御することができるようになる。 According to such a configuration, it becomes possible to control the optical scanner so as to scan a desired position by repeating the ray tracing process.

いくつかの実施形態では、制御部は、被検眼又は所定の模型眼の光学特性に対応したテーブル情報又は関数を用いて角膜入射位置における光の入射角の変化量を特定し、特定された変化量に基づいて制御情報を特定し、制御情報に基づいて光スキャナーを制御する。 In some embodiments, the control unit specifies the amount of change in the angle of incidence of light at the corneal incident position using table information or a function corresponding to the optical characteristics of the eye to be examined or a predetermined model eye, and determines the amount of change in the angle of incidence of light at the corneal incident position. Identifying control information based on the amount and controlling the optical scanner based on the control information.

このような構成によれば、テーブル情報又は関数を用いることにより所望の位置をスキャンできるように光スキャナーを制御することができるため、前眼部像から網膜の所望の位置への位置合わせの処理を簡素化することが可能になる。 According to such a configuration, the optical scanner can be controlled so as to scan a desired position by using table information or a function, so that the process of aligning the anterior segment image to the desired position on the retina is performed. It becomes possible to simplify.

いくつかの実施形態では、光学特性は、被検眼の角膜形状情報を含む。 In some embodiments, the optical characteristics include corneal shape information of the eye to be examined.

このような構成によれば、被検眼の光学特性を考慮して、より正確な位置合わせ(トラッキング)を行うことが可能になる。 According to such a configuration, it becomes possible to perform more accurate positioning (tracking) in consideration of the optical characteristics of the eye to be examined.

いくつかの実施形態では、光学系は、被検眼に測定パターンを投射し、その戻り光を検出する角膜形状測定光学系(ケラト測定系3)を含み、角膜形状測定光学系により得られた戻り光の検出結果に基づいて被検眼の角膜形状情報を算出する角膜形状算出部(222)を含む。 In some embodiments, the optical system includes a corneal topography measurement optical system (keratometry system 3) that projects a measurement pattern onto the eye to be examined and detects the return light, and the return light obtained by the corneal topography measurement optical system is It includes a corneal shape calculation unit (222) that calculates corneal shape information of the eye to be examined based on the light detection results.

このような構成によれば、簡素な構成で、被検眼の光学特性を考慮して、より正確な位置合わせ(トラッキング)を行うことが可能な眼科装置を提供することが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to provide an ophthalmologic apparatus that has a simple configuration and can perform more accurate positioning (tracking) in consideration of the optical characteristics of the eye to be examined.

いくつかの実施形態では、光学特性は、被検眼の屈折力値(眼屈折度数)を含む。 In some embodiments, the optical property includes a refractive power value (ocular refractive power) of the eye to be examined.

このような構成によれば、被検眼の光学特性を考慮して、より正確な位置合わせ(トラッキング)を行うことが可能になる。 According to such a configuration, it becomes possible to perform more accurate positioning (tracking) in consideration of the optical characteristics of the eye to be examined.

いくつかの実施形態では、光学系は、被検眼に光を投射し、その戻り光を検出する屈折力測定光学系(レフ測定投射系6、レフ測定受光系7)を含み、屈折力測定光学系により得られた戻り光の検出結果に基づいて被検眼の屈折力値を算出する屈折力値算出部(眼屈折度数算出部221)を含む。 In some embodiments, the optical system includes a refractive power measurement optical system (a reflex measurement projection system 6, a reflex measurement light receiving system 7) that projects light onto the subject's eye and detects the returned light, It includes a refractive power value calculation unit (eye refractive power calculation unit 221) that calculates the refractive power value of the eye to be examined based on the detection result of the return light obtained by the system.

このような構成によれば、簡素な構成で、被検眼の光学特性を考慮して、より正確な位置合わせ(トラッキング)を行うことが可能な眼科装置を提供することが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to provide an ophthalmologic apparatus that has a simple configuration and can perform more accurate positioning (tracking) in consideration of the optical characteristics of the eye to be examined.

いくつかの実施形態では、光学特性は、被検眼の眼内距離を含む。 In some embodiments, the optical property includes intraocular distance of the subject's eye.

このような構成によれば、被検眼の光学特性を考慮して、より正確な位置合わせ(トラッキング)を行うことが可能になる。 According to such a configuration, it becomes possible to perform more accurate positioning (tracking) in consideration of the optical characteristics of the eye to be examined.

いくつかの実施形態では、光学系は、光源(OCT光源101)からの光(L0)を参照光(LR)と測定光(LS)とに分割し、光スキャナーにより偏向された測定光を被検眼に投射し、被検眼からの戻り光と参照光との干渉光(LC)を検出するOCT光学系(8)を含み、OCT光学系により得られた干渉光の検出結果に基づいて被検眼の眼内距離を算出する眼内距離算出部(パラメータ算出部361A)を含む。 In some embodiments, the optical system splits the light (L0) from the light source (OCT light source 101) into a reference light (LR) and a measurement light (LS), and receives the measurement light deflected by the optical scanner. It includes an OCT optical system (8) that projects onto the eye and detects interference light (LC) between the return light from the eye to be examined and the reference light, and detects the interference light (LC) from the eye to be examined based on the detection result of the interference light obtained by the OCT optical system. It includes an intraocular distance calculation unit (parameter calculation unit 361A) that calculates the intraocular distance.

このような構成によれば、簡素な構成で、被検眼の光学特性を考慮して、より正確な位置合わせ(トラッキング)を行うことが可能な眼科装置を提供することが可能になる。 According to such a configuration, it is possible to provide an ophthalmologic apparatus that has a simple configuration and can perform more accurate positioning (tracking) in consideration of the optical characteristics of the eye to be examined.

いくつかの実施形態では、解析部は、OCT光学系により得られた干渉光の検出結果に基づいて基準位置を特定する。 In some embodiments, the analysis unit identifies the reference position based on the detection result of interference light obtained by the OCT optical system.

このような構成によれば、基準位置に対する網膜入射位置を被検眼に合わせて高精度に特定することが可能になる。 According to such a configuration, it becomes possible to specify the retinal incident position with respect to the reference position with high accuracy in accordance with the eye to be examined.

いくつかの実施形態では、光学系は、光源(OCT光源101)からの光(L0)を参照光(LR)と測定光(LS)とに分割し、光スキャナーにより偏向された測定光を被検眼に投射し、被検眼からの戻り光と参照光との干渉光(LC)を検出するOCT光学系(8)を含み、解析部は、OCT光学系により得られた干渉光の検出結果に基づいて基準位置を特定する。 In some embodiments, the optical system splits the light (L0) from the light source (OCT light source 101) into a reference light (LR) and a measurement light (LS), and receives the measurement light deflected by the optical scanner. It includes an OCT optical system (8) that is projected onto the eye and detects the interference light (LC) between the return light from the eye to be examined and the reference light, and the analysis section uses the detection results of the interference light obtained by the OCT optical system. The reference position is determined based on the

このような構成によれば、基準位置に対する網膜入射位置を被検眼に合わせて高精度に特定することが可能になる。 According to such a configuration, it becomes possible to specify the retinal incident position with respect to the reference position with high accuracy in accordance with the eye to be examined.

<その他>
上記の実施形態では、被検眼に光を投射することにより眼屈折度数を取得する場合について説明したが、実施形態に係る眼科装置の構成はこれに限定されるものではない。実施形態に係る眼科装置は、公知の波面センサーを用いて取得された波面収差に基づいて眼屈折度数を取得してもよい。
<Others>
In the above embodiment, a case has been described in which the eye refractive power is obtained by projecting light onto the subject's eye, but the configuration of the ophthalmological apparatus according to the embodiment is not limited to this. The ophthalmological apparatus according to the embodiment may obtain the eye refractive power based on wavefront aberration obtained using a known wavefront sensor.

上記の実施形態に係るトラッキング処理を、装置光学系と被検眼とのアライメント処理に適用することが可能である。 The tracking process according to the above embodiment can be applied to the alignment process between the apparatus optical system and the eye to be examined.

以上に示された実施形態又はその変形例は、この発明を実施するための一例に過ぎない。この発明を実施しようとする者は、この発明の要旨の範囲内において任意の変形、省略、追加等を施すことが可能である。 The embodiment shown above or its modification example is only an example for implementing the present invention. Those who wish to implement this invention can make arbitrary modifications, omissions, additions, etc. within the scope of the gist of this invention.

2 アライメント光投射系
3 ケラト測定系
4 固視投影系
5 前眼部観察系
6 レフ測定投射系
7 レフ測定受光系
8 OCT光学系
9 処理部
210 制御部
211 主制御部
212 記憶部
212A 眼内パラメータ
220 演算処理部
221 眼屈折度数算出部
222 角膜形状算出部
224 画像形成部
225 データ処理部
300 前眼部カメラ
350 アライメント処理部
360 トラッキング処理部
361 眼球モデル生成部
362 解析部
1000 眼科装置
Cr 角膜
E 被検眼
Ef 眼底
2 Alignment light projection system 3 Kerato measurement system 4 Fixation projection system 5 Anterior segment observation system 6 Reflex measurement projection system 7 Reflex measurement light receiving system 8 OCT optical system 9 Processing section 210 Control section 211 Main control section 212 Storage section 212A Intraocular Parameters 220 Arithmetic processing section 221 Eye refractive power calculation section 222 Corneal shape calculation section 224 Image forming section 225 Data processing section 300 Anterior segment camera 350 Alignment processing section 360 Tracking processing section 361 Eyeball model generation section 362 Analysis section 1000 Ophthalmology apparatus Cr Cornea E Eye to be examined Ef Fundus

Claims (12)

光スキャナーを含み、前記光スキャナーにより偏向された光を被検眼に照射する光学系と、
前記被検眼にアライメント光束を投射するアライメント光学系と、
被検眼の前眼部像を取得する取得部と、
前記取得部により取得された前記前眼部像において前記アライメント光束に基づいて形成された像に基づいて前記被検眼の角膜において前記光が入射する角膜入射位置を特定し、前記角膜入射位置に入射する前記光に対して前記被検眼又は所定の模型眼の光学特性を表す眼球パラメータを用いた光線追跡処理を施すことにより前記角膜入射位置に入射する光が前記被検眼の網膜において入射する網膜入射位置を特定する解析部と、
前記被検眼と前記光学系とを相対的に移動する移動機構と、
前記前眼部像において前記アライメント光束に基づいて形成された像に基づいて前記移動機構を制御した後、前記網膜における基準位置に対する前記網膜入射位置の変位に基づいて前記光スキャナーを制御することによりトラッキング制御を行う制御部と、
を含む眼科装置。
an optical system that includes an optical scanner and irradiates the eye to be examined with light deflected by the optical scanner;
an alignment optical system that projects an alignment light beam onto the eye to be examined;
an acquisition unit that acquires an anterior segment image of the eye to be examined;
Identifying a corneal incidence position where the light is incident on the cornea of the eye to be examined based on an image formed based on the alignment light flux in the anterior ocular segment image acquired by the acquisition unit, and making the light incident on the cornea incidence position. The light incident on the corneal incident position is incident on the retina of the eye to be examined by performing ray tracing processing on the light using eyeball parameters representing the optical characteristics of the eye to be examined or a predetermined model eye. An analysis section that identifies the location,
a moving mechanism that relatively moves the eye to be examined and the optical system;
After controlling the moving mechanism based on an image formed based on the alignment light beam in the anterior segment image, controlling the optical scanner based on a displacement of the retinal incident position with respect to a reference position on the retina . a control unit that performs tracking control ;
ophthalmological equipment including;
前記取得部は、前記前眼部を異なる方向から実質的に同時に撮影する2以上の撮影部を含み、
前記制御部は、前記2以上の撮影部の位置と、前記2以上の撮影部により取得された2以上の撮影画像を解析することにより得られた前記像の位置とに基づいて前記移動機構を制御する
ことを特徴とする請求項1に記載の眼科装置。
The acquisition unit includes two or more imaging units that image the anterior segment from different directions substantially simultaneously,
The control unit controls the movement mechanism based on the positions of the two or more imaging units and the position of the image obtained by analyzing two or more captured images acquired by the two or more imaging units. The ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the ophthalmologic apparatus controls the ophthalmologic apparatus.
前記制御部は、前記角膜入射位置における前記光の入射角の所定の変化量に対して、前記網膜における基準位置に対する前記網膜入射位置の変位の変化量が所定の閾値以内になるように光線追跡処理を繰り返すことにより制御情報を特定し、前記制御情報に基づいて前記光スキャナーを制御する
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 control unit performs ray tracing so that, with respect to a predetermined amount of change in the angle of incidence of the light at the corneal incident position, an amount of change in displacement of the retinal incident position with respect to a reference position on the retina is within a predetermined threshold value. The ophthalmologic apparatus according to claim 1 or 2, wherein control information is specified by repeating processing, and the optical scanner is controlled based on the control information.
前記制御部は、前記被検眼又は所定の模型眼の光学特性に対応したテーブル情報又は関数を用いて前記角膜入射位置における前記光の入射角の変化量を特定し、特定された変化量に基づいて制御情報を特定し、前記制御情報に基づいて前記光スキャナーを制御する
ことを特徴とする請求項1~請求項のいずれか一項に記載の眼科装置。
The control unit specifies the amount of change in the angle of incidence of the light at the corneal incident position using table information or a function corresponding to the optical characteristics of the eye to be examined or a predetermined model eye, and based on the specified amount of change. The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein control information is specified using the control information, and the optical scanner is controlled based on the control information.
前記光学特性は、前記被検眼の角膜形状情報を含む
ことを特徴とする請求項1~請求項4のいずれか一項に記載の眼科装置。
The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the optical characteristics include corneal shape information of the eye to be examined.
前記光学系は、前記被検眼に測定パターンを投射し、その戻り光を検出する角膜形状測定光学系を含み、
前記角膜形状測定光学系により得られた前記戻り光の検出結果に基づいて前記被検眼の前記角膜形状情報を算出する角膜形状算出部を含む
ことを特徴とする請求項に記載の眼科装置。
The optical system includes a corneal shape measurement optical system that projects a measurement pattern onto the eye to be examined and detects the returned light,
The ophthalmological apparatus according to claim 5 , further comprising a corneal shape calculation unit that calculates the corneal shape information of the eye to be examined based on the detection result of the return light obtained by the corneal shape measurement optical system.
前記光学特性は、前記被検眼の屈折力値を含む
ことを特徴とする請求項1~請求項6のいずれか一項に記載の眼科装置。
The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 1 to 6, wherein the optical characteristics include a refractive power value of the eye to be examined.
前記光学系は、前記被検眼に光を投射し、その戻り光を検出する屈折力測定光学系を含み、
前記屈折力測定光学系により得られた前記戻り光の検出結果に基づいて前記被検眼の屈折力値を算出する屈折力値算出部を含む
ことを特徴とする請求項に記載の眼科装置。
The optical system includes a refractive power measurement optical system that projects light onto the eye to be examined and detects the returned light,
The ophthalmologic apparatus according to claim 7 , further comprising a refractive power value calculation unit that calculates a refractive power value of the eye to be examined based on a detection result of the returned light obtained by the refractive power measuring optical system.
前記光学特性は、前記被検眼の眼内距離を含む
ことを特徴とする請求項1~請求項8のいずれか一項に記載の眼科装置。
The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 1 to 8, wherein the optical characteristics include an intraocular distance of the eye to be examined.
前記光学系は、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、前記光スキャナーにより偏向された前記測定光を前記被検眼に投射し、前記被検眼からの戻り光と前記参照光との干渉光を検出するOCT光学系を含み、
前記OCT光学系により得られた前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼の眼内距離を算出する眼内距離算出部を含む
ことを特徴とする請求項に記載の眼科装置。
The optical system splits light from a light source into reference light and measurement light, projects the measurement light deflected by the optical scanner onto the subject's eye, and combines the return light from the subject's eye with the reference light. includes an OCT optical system that detects the interference light of
The ophthalmologic apparatus according to claim 9 , further comprising an intraocular distance calculation unit that calculates an intraocular distance of the eye to be examined based on a detection result of the interference light obtained by the OCT optical system.
前記解析部は、前記OCT光学系により得られた前記干渉光の検出結果に基づいて前記基準位置を特定する
ことを特徴とする請求項10に記載の眼科装置。
The ophthalmologic apparatus according to claim 10 , wherein the analysis unit specifies the reference position based on a detection result of the interference light obtained by the OCT optical system.
前記光学系は、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、前記光スキャナーにより偏向された前記測定光を前記被検眼に投射し、前記被検眼からの戻り光と前記参照光との干渉光を検出するOCT光学系を含み、
前記解析部は、前記OCT光学系により得られた前記干渉光の検出結果に基づいて前記基準位置を特定する
ことを特徴とする請求項1~請求項11のいずれか一項に記載の眼科装置。
The optical system splits light from a light source into a reference light and a measurement light, projects the measurement light deflected by the optical scanner onto the eye to be examined, and combines the return light from the eye to be examined and the reference light. includes an OCT optical system that detects the interference light of
The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 1 to 11 , wherein the analysis unit specifies the reference position based on a detection result of the interference light obtained by the OCT optical system. .
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Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004129674A (en) 2002-08-09 2004-04-30 Topcon Corp Instrument and method for ophthalmological optics characteristic measuring
JP2010000191A (en) 2008-06-19 2010-01-07 Topcon Corp Optical image measuring instrument
JP2012148003A (en) 2011-01-20 2012-08-09 Canon Inc Tomographic imaging apparatus
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Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004129674A (en) 2002-08-09 2004-04-30 Topcon Corp Instrument and method for ophthalmological optics characteristic measuring
JP2010000191A (en) 2008-06-19 2010-01-07 Topcon Corp Optical image measuring instrument
JP2012148003A (en) 2011-01-20 2012-08-09 Canon Inc Tomographic imaging apparatus
JP2017074115A (en) 2015-10-13 2017-04-20 株式会社トプコン Ophthalmologic apparatus
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