JP6793416B2 - Anterior segment optical interference tomography device and anterior segment optical interference tomography method - Google Patents
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Description
本発明は、光干渉断層法により、被検眼の水晶体を含む前眼部の断層画像を撮影する前眼部光干渉断層撮影装置および前眼部光干渉断層撮影方法に関するものである。 The present invention relates to an anterior segment optical coherence tomography apparatus and an anterior segment optical coherence tomography method for photographing a tomographic image of the anterior segment including the crystalline lens of an eye to be inspected by an optical coherence tomography method.
眼科検査に用いられる検査装置として、光干渉断層法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）を用いて被検者の被検眼（眼球）の断層画像を撮影する光干渉断層撮影装置がある。この光干渉断層撮影装置には、大きく分けてタイムドメイン方式（ＴＤ−ＯＣＴ）とフーリエドメイン方式（ＦＤ−ＯＣＴ）とがある。 As an examination device used for an ophthalmic examination, there is an optical coherence tomography device that photographs a tomographic image of the subject's eye (eyeball) by using an optical coherence tomography (OCT). This optical coherence tomography apparatus is roughly classified into a time domain method (TD-OCT) and a Fourier domain method (FD-OCT).
ＴＤ−ＯＣＴは、光源からのビームをビームスプリッタにより測定光と参照光とに分割し、参照用のミラーを光軸方向に沿って機械的に走査させて被検眼の深さ方向の反射光強度分布を得る方式である。ＦＤ−ＯＣＴは、さらに、スペクトラルドメイン方式（ＳＤ−ＯＣＴ）とスウェプトソース方式（ＳＳ−ＯＣＴ）とに分けられる。ＳＤ−ＯＣＴは、干渉計から得られる干渉光を、回折格子からなる分光器で波長スペクトルに分解してラインセンサー（ＣＣＤカメラ等）で検出し、その検出信号を逆フーリエ変換することで深さ方向の反射光強度分布を取得する方式である。ＳＳ−ＯＣＴは、光源の光周波数（波長）を高速走査して光検出器（フォトダイオード）からの信号を時間的に計測することでスペクトル信号を検出し、この検出信号を逆フーリエ変換することによって深さ方向の反射光分布強度を取得する方式である。 In TD-OCT, a beam from a light source is split into measurement light and reference light by a beam splitter, and a reference mirror is mechanically scanned along the optical axis direction to reflect light intensity in the depth direction of the eye to be inspected. This is a method to obtain a distribution. FD-OCT is further divided into a spectral domain method (SD-OCT) and a swept source method (SS-OCT). SD-OCT decomposes the interferometric light obtained from the interferometer into a wavelength spectrum with a spectroscope consisting of a diffraction grating, detects it with a line sensor (CCD camera, etc.), and inversely Fourier transforms the detected signal to obtain depth. This is a method of acquiring the reflected light intensity distribution in the direction. SS-OCT detects a spectral signal by scanning the optical frequency (wavelength) of a light source at high speed and measuring the signal from a photodetector (photodiode) in time, and inverse Fourier transforms this detected signal. This is a method of acquiring the reflected light distribution intensity in the depth direction.
ＴＤ−ＯＣＴは、一つの測定光である一点の情報が得られるのに対して、ＦＤ−ＯＣＴは一つの測定光で奥行き方向全ての情報が得られる。そのため、ＦＤ−ＯＣＴはＴＤ−ＯＣＴに比べ、測定にかかる時間を大幅に短縮できる。そのため、前眼部ＯＣＴにはＦＤ−ＯＣＴが用いられており、三次元解析が可能となっている。 While TD-OCT can obtain information on one point, which is one measurement light, FD-OCT can obtain information on all points in the depth direction with one measurement light. Therefore, FD-OCT can significantly reduce the time required for measurement as compared with TD-OCT. Therefore, FD-OCT is used for the anterior segment OCT, and three-dimensional analysis is possible.
一般に、ＯＣＴでは、測定光を被検眼に対して一次元走査することで二次元断層画像を取得し（Ｂ−スキャン）、さらに、二次元断層画像を被検眼に対して位置をずらしながら繰り返し取得することで三次元画像を得る（Ｃ−スキャン）。 Generally, in OCT, a two-dimensional tomographic image is acquired by one-dimensionally scanning the measurement light with respect to the eye to be inspected (B-scan), and further, the two-dimensional tomographic image is repeatedly acquired while shifting the position with respect to the eye to be inspected. By doing so, a three-dimensional image is obtained (C-scan).
スキャンの方法としては、ラスタースキャンと称される方法と、ラジアルスキャンと称される方法がある。ラスタースキャンは、水平方向に伸びる走査線に沿って一次元走査（Ｂ−スキャン）することを垂直方向にずらしながら繰り返し（Ｃ−スキャン）、眼球の三次元画像を撮影するものである。これにより、各走査線に沿う断層画像を得ることができる。ラジアルスキャンは、放射方向に延びる走査線に沿って一次元走査（Ｂ−スキャン）することを、円周方向にずらしながら繰り返す（Ｃ−スキャン）ものである。これにより、各走査線に沿う断層画像を得ることができる。 As a scanning method, there are a method called a raster scan and a method called a radial scan. Raster scan is to take a three-dimensional image of an eyeball by repeating one-dimensional scanning (B-scan) along a scanning line extending in the horizontal direction while shifting in the vertical direction (C-scan). As a result, a tomographic image along each scanning line can be obtained. The radial scan is a one-dimensional scan (B-scan) along a scanning line extending in the radial direction, which is repeated while shifting in the circumferential direction (C-scan). As a result, a tomographic image along each scanning line can be obtained.
このようなＯＣＴを用いた前眼部光干渉断層撮影装置としては、光干渉断層法により走査線に沿って被検眼の前眼部の深さ方向の断層画像を取得する断層画像取得手段、被検眼の正面画像を撮影する撮像手段、被検眼の角膜の頂点位置を検出する角膜頂点位置検出手段等を備えるものがある（例えば、特許文献１参照）。また、近年では、前眼部における水晶体の後面まで撮像可能な前眼部光干渉断層撮影装置も提案されており、これによれば、得られた水晶体の形状画像に基づいて、白内障手術後に挿入される眼内レンズ度数が決定される（例えば、特許文献２参照）。 As an anterior segment optical coherence tomography apparatus using such OCT, a tomographic image acquisition means for acquiring a tomographic image in the depth direction of the anterior segment of the eye to be inspected along a scanning line by an optical coherence tomography method. Some are provided with an imaging means for capturing a frontal image of the eye examination, a corneal apex position detecting means for detecting the apex position of the cornea of the eye to be inspected, and the like (see, for example, Patent Document 1). Further, in recent years, an anterior segment optical interference tomography apparatus capable of imaging the posterior surface of the crystalline lens in the anterior segment has also been proposed, and according to this, it is inserted after cataract surgery based on the obtained shape image of the crystalline lens. The intraocular lens power to be used is determined (see, for example, Patent Document 2).
しかしながら、水晶体の形状解析までも正確に行うことが可能な前眼部光干渉断層撮影装置は、現時点においては提案されていない。前眼部光干渉断層撮影装置により前眼部を撮影する場合には、スネルの法則に従って、前眼部における各組織境界（角膜前後面、水晶体前後面等）で測定光が屈折するため、得られる断層画像には歪みが生じる。さらに水晶体は、皮質と核の層が存在しており、各層で屈折率が異なるため、水晶体内部においても歪みが生じることとなる。そのため、正確に水晶体形状解析を行うためには、水晶体内部の層境界を特定し、各層の屈折率に基づいて断層画像の歪みを補正する必要がある。 However, an anterior segment optical interference tomography apparatus capable of accurately analyzing the shape of the crystalline lens has not been proposed at this time. When the anterior segment is photographed by the anterior segment optical interference tomography device, the measurement light is refracted at each tissue boundary (anterior surface of the cornea, anterior surface of the crystalline lens, etc.) in the anterior segment according to Snell's law. The resulting tomographic image is distorted. Further, the crystalline lens has layers of cortex and nucleus, and each layer has a different refractive index, so that distortion occurs even inside the crystalline lens. Therefore, in order to accurately analyze the shape of the crystalline lens, it is necessary to identify the layer boundary inside the crystalline lens and correct the distortion of the tomographic image based on the refractive index of each layer.
そこで、本発明は、断層画像から水晶体内部の層境界を特定することにより、正確な水晶体形状解析を行うことが可能な前眼部光干渉断層撮影装置および前眼部光干渉断層撮影方法を提供することを課題とするものである。 Therefore, the present invention provides an anterior segment optical coherence tomography apparatus and an anterior segment optical coherence tomography method capable of performing accurate lens shape analysis by identifying the layer boundary inside the crystalline lens from a tomographic image. The task is to do.
上記課題を解決するために、本発明に係る前眼部光干渉断層撮影装置は、光干渉を用いて被検眼の水晶体を含む前眼部の断層画像を取得する前眼部光干渉断層撮影装置であって、前記断層画像における角膜から眼底へと向かう深さ方向の輝度値より輝度勾配を算出して所定の閾値より大きいエッジを検出し、前記エッジの位置から前記水晶体の層境界を特定する層境界検出手段を備えることを特徴とする。 In order to solve the above problems, the anterior segment optical interference tomography apparatus according to the present invention is an anterior segment optical interference tomography apparatus that acquires a tomographic image of the anterior segment including the crystalline lens of the eye to be inspected by using optical interference. The brightness gradient is calculated from the brightness value in the depth direction from the cornea to the fundus of the eye in the tomographic image, an edge larger than a predetermined threshold is detected, and the layer boundary of the crystalline lens is specified from the position of the edge. It is characterized by comprising a layer boundary detecting means.
本発明者は、上記の課題の解決に向けて検討を行った結果、断層画像において、１）水晶体の前後面はライン状になること、２）健常眼の場合、水晶体核の部分は黒くなる（低輝度となる）こと、といった、水晶体の層境界で発生する特徴的な深さ方向の輝度の変化に着目して、上記課題を解決することを見出した。すなわち、層境界検出手段を備えることにより、得られた断層画像の角膜から眼底へと向かう深さ方向（Ａ−スキャン）の輝度値を求め、この輝度値より輝度勾配を算出して所定の閾値より大きいエッジを検出し、このエッジの位置から水晶体の層境界を特定することを可能としたのである。なお、本明細書において、ピークとは、画像の輝度情報における山なりの頂点の位置をいい、エッジとは、画像の輝度情報をエッジフィルターで処理した情報であって輝度値の変化を特定するものをいう。 As a result of studies for solving the above-mentioned problems, the present inventor 1) the anterior-posterior surface of the crystalline lens becomes a line shape in the tomographic image, and 2) the portion of the crystalline lens nucleus becomes black in the case of a healthy eye. We have found that the above problem can be solved by paying attention to the characteristic change in brightness in the depth direction that occurs at the layer boundary of the crystalline lens, such as (becoming low brightness). That is, by providing the layer boundary detecting means, the brightness value in the depth direction (A-scan) from the cornea to the fundus of the obtained tomographic image is obtained, and the brightness gradient is calculated from this brightness value to obtain a predetermined threshold value. It was possible to detect a larger edge and identify the layer boundary of the crystalline lens from the position of this edge. In the present specification, the peak means the position of the peak of the mountain in the brightness information of the image, and the edge is the information obtained by processing the brightness information of the image by the edge filter and specifies the change in the brightness value. Say something.
また、前記層境界検出手段は、前記輝度勾配において前記水晶体の前面側の領域内にある立ち下がりエッジの位置を前記水晶体核の前面位置として特定するとともに、前記輝度勾配において前記水晶体の後面側の領域内にある立ち上がりエッジの位置を前記水晶体核の後面位置として特定するようにしてもよい。こうすることで、水晶体核の前後面の位置を正確に特定することが可能となる。 Further, the layer boundary detecting means identifies the position of the falling edge in the region on the front surface side of the crystalline lens as the front surface position of the crystalline lens nucleus in the luminance gradient, and also specifies the position of the falling edge on the rear surface side of the crystalline lens in the luminance gradient. The position of the rising edge in the region may be specified as the position of the posterior surface of the lens nucleus. By doing so, it is possible to accurately identify the position of the anterior-posterior surface of the crystalline lens nucleus.
また、前記断層画像における前記水晶体の各層の屈折率情報に基づいて光線追跡を行うことにより、前記水晶体の前記層境界での屈折による歪みを補正する断層画像補正手段を有してもよい。上述したように、測定光はスネルの法則に従って、前眼部における各組織境界で屈折する。このため、水晶体各層の境界（水晶体の前後面、水晶体核の前後面）においても屈折率が異なるため、得られる断層画像は水晶体内部でも歪みが生じる。そこで、断層画像補正手段を備えることにより、正確な水晶体形状解析を行うことを可能としている。 Further, it may have a tomographic image correction means for correcting distortion due to refraction at the layer boundary of the crystalline lens by performing ray tracing based on the refractive index information of each layer of the crystalline lens in the tomographic image. As mentioned above, the measurement light is refracted at each tissue boundary in the anterior segment of the eye according to Snell's law. For this reason, the refractive index is also different at the boundary between each layer of the crystalline lens (front and rear surfaces of the crystalline lens, front and rear surfaces of the crystalline lens nucleus), so that the obtained tomographic image is distorted even inside the crystalline lens. Therefore, by providing a tomographic image correction means, it is possible to perform accurate lens shape analysis.
また、前記層境界検出手段により検出された前記エッジの数に基づいて、前記水晶体の混濁度合を判定する第１混濁度合検出手段を備えてもよい。詳しくは後述するが、水晶体に混濁がある場合（白内障眼の場合）には、健常眼よりもエッジの数が多く検出される。第１混濁度合検出手段は、このようなエッジの数に応じて、白内障の有無やその進行度を判定するものである。 Further, a first turbidity detecting means for determining the turbidity of the crystalline lens based on the number of edges detected by the layer boundary detecting means may be provided. As will be described in detail later, when the crystalline lens is opaque (in the case of a cataract eye), a larger number of edges is detected than in a healthy eye. The first turbidity detection means determines the presence or absence of cataract and its degree of progression according to the number of such edges.
また、前記断層画像において特定した層内の前記輝度値の総和値および／または平均値が所定の閾値より大きいか否かを判断することにより、前記水晶体の混濁度合を判定する第２混濁度合検出手段を備えてもよい。詳しくは後述するが、断層画像においては、白内障が重度な場合には層内の輝度値が大きくなり、逆に、白内障が軽度の場合には層内の輝度値が小さくなる。第２混濁度合検出手段は、このような輝度値の総和値や平均値の大小から、白内障の進行度を定量的に評価できるようにするものである。また、上述のように、第１混濁度合検出手段により、層境界検出手段によって検出されたエッジの数から水晶体の混濁度合を判定することが可能であるが、被検眼によっては水晶体の混濁度合が強くエッジを検出することが困難な場合がある。このような場合であっても、第２混濁度合検出手段よれば、特定した層内の輝度値の総和値や平均値を用いて混濁度合を判断することが可能となる。 Further, a second opacity degree detection for determining the opacity degree of the crystalline lens by determining whether the total value and / or the average value of the brightness values in the layer specified in the tomographic image is larger than a predetermined threshold value. Means may be provided. As will be described in detail later, in the tomographic image, the luminance value in the layer becomes large when the cataract is severe, and conversely, the luminance value in the layer becomes small when the cataract is mild. The second degree of turbidity detecting means makes it possible to quantitatively evaluate the degree of progression of cataract from the magnitude of the total value and the average value of such brightness values. Further, as described above, the first opacity detection means can determine the opacity of the crystalline lens from the number of edges detected by the layer boundary detection means, but the opacity of the crystalline lens depends on the eye to be inspected. It may be difficult to detect strong edges. Even in such a case, according to the second opacity degree detecting means, it is possible to determine the turbidity degree using the total value or the average value of the brightness values in the specified layer.
また、本発明に係る前眼部光干渉断層撮影方法は、光干渉を用いて被検眼の水晶体を含む前眼部の断層画像を取得する前眼部光干渉断層撮影方法であって、前記断層画像における角膜から眼底へと向かう深さ方向の輝度値より輝度勾配を算出して所定の閾値より大きいエッジを検出し、前記エッジの位置を前記水晶体の層境界として特定する層境界検出工程を含むことを特徴とする。これによれば、得られた断層画像における水晶体の各層の境界を比較的簡単に特定することができる。 Further, the anterior segment optical interference tomography method according to the present invention is an anterior segment optical interference tomography method for acquiring a tomographic image of the anterior segment including the crystalline lens of the eye to be examined by using optical interference, and the fault. It includes a layer boundary detection step of calculating a brightness gradient from a brightness value in the depth direction from the cornea to the fundus of the eye in an image, detecting an edge larger than a predetermined threshold value, and specifying the position of the edge as a layer boundary of the crystalline lens. It is characterized by that. According to this, the boundary of each layer of the crystalline lens in the obtained tomographic image can be identified relatively easily.
このとき、前記層境界検出工程にて、前記輝度勾配において前記水晶体の前面側の領域内にある立ち下がりエッジの位置を前記水晶体核の前面位置として特定するとともに、前記輝度勾配において前記水晶体の後面側の領域内にある立ち上がりエッジの位置を前記水晶体核の後面位置として特定するように構成すれば、水晶体核の前後面の位置を特定することができる。 At this time, in the layer boundary detection step, the position of the falling edge in the region on the front surface side of the crystalline lens is specified as the front surface position of the crystalline lens nucleus in the luminance gradient, and the rear surface of the crystalline lens is specified in the luminance gradient. If the position of the rising edge in the lateral region is specified as the position of the posterior surface of the crystalline lens nucleus, the position of the anterior-posterior surface of the crystalline lens nucleus can be specified.
また、前記断層画像における前記水晶体の各層の屈折率情報に基づいて光線追跡を行うことにより、前記水晶体の層境界での屈折による歪みを補正する断層画像補正工程を含んでもよい。これによれば、測定光が屈折することによって生じる断層画像の歪みが補正されるので、正確な水晶体形状解析を行うことが可能となる Further, a tomographic image correction step of correcting distortion due to refraction at the layer boundary of the crystalline lens may be included by performing ray tracing based on the refractive index information of each layer of the crystalline lens in the tomographic image. According to this, the distortion of the tomographic image caused by the refraction of the measurement light is corrected, so that accurate lens shape analysis can be performed.
また、前記層境界検出工程において検出された前記エッジの数に基づいて、前記水晶体の混濁度合を判定する第１混濁度合検出工程を含んでもよく、前記断層画像において特定した層内の前記輝度値の総和値および／または平均値が所定の閾値より大きいか否かを判断することにより、前記水晶体の混濁度合を判定する第２混濁度合検出工程を含んでもよい。これによれば、水晶体の各層の混濁度合を比較的簡単に判定することが可能となるので、白内障の有無や進行度を容易に判定することが可能となる。 In addition, a first turbidity detection step of determining the opacity of the crystalline lens based on the number of edges detected in the layer boundary detection step may be included, and the brightness value in the layer specified in the tomographic image may be included. A second turbidity detection step of determining the opacity of the crystalline lens by determining whether the total value and / or the average value of the lenses is larger than a predetermined threshold value may be included. According to this, the degree of opacity of each layer of the crystalline lens can be determined relatively easily, so that the presence or absence of cataract and the degree of progression can be easily determined.
本発明の前眼部光干渉断層撮影装置および前眼部光干渉断層撮影方法によれば、水晶体の各層（水晶体皮質、水晶体核）の層境界を断層画像の輝度情報から容易に特定することができる。 According to the anterior segment optical interference tomography apparatus and the anterior segment optical interference tomography method of the present invention, it is possible to easily identify the layer boundary of each layer of the crystalline lens (lens cortex, crystalline lens nucleus) from the luminance information of the tomographic image. it can.
以下、本発明の一実施例を図に基づいて説明する。
図１には、本発明に係る光干渉断層撮影装置１の構成が示されている。光干渉断層撮影装置１は、大きく分けてＯＣＴ干渉系１００およびＫ−ｃｌｏｃｋ生成用干渉光学系４００とからなる。
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 1 shows the configuration of the optical interference tomography apparatus 1 according to the present invention. The optical coherence tomography apparatus 1 is roughly divided into an OCT interference system 100 and an interference optical system 400 for K-clock generation.
ＯＣＴ干渉系１００は、光干渉断層法により被検眼の前眼部の断層画像を得るものである。本実施例では、ＳＳ−ＯＣＴが採用されており、光源１０には、時間的に波長を変化させて走査する波長掃引光源が用いられている。この波長掃引光源としては、例えば、中心波長１μｍ以上で掃引幅７０ｎｍ以上の帯域を有する５０ＫＨｚ以上の高速スキャンが実現可能な性能を有するものが用いられる。光源１０から出射される入力光は、単一モードファイバ（Ｓｉｎｇｌｅ ｍｏｄｅ ｆｉｂｅｒ）などの光ファイバにより導かれ、サンプル２０の断層画像撮影に利用されるとともに、ｋ−ｃｌｏｃｋの生成にも利用されるものである。光源１０とＯＣＴ干渉系１００およびｋ−ｃｌｏｃｋ生成用干渉光学系４００との間には、出射された入力光を分岐させるＳＭＦＣ（単一モードファイバカプラ）１０１が設けられ、ＳＭＦＣ１０１により入力光はＯＣＴ干渉系１００およびｋ−ｃｌｏｃｋ生成用干渉光学系４００に向けて分岐される。 The OCT interference system 100 obtains a tomographic image of the anterior segment of the eye to be inspected by the optical coherence tomography method. In this embodiment, SS-OCT is adopted, and as the light source 10, a wavelength sweep light source that scans by changing the wavelength with time is used. As the wavelength sweep light source, for example, a light source having a center wavelength of 1 μm or more, a sweep width of 70 nm or more, and a performance capable of realizing high-speed scanning of 50 KHz or more is used. The input light emitted from the light source 10 is guided by an optical fiber such as a single mode fiber and is used for tomographic imaging of the sample 20 and also for generating a k-clock. Is. An SMFC (single mode fiber coupler) 101 for branching the emitted input light is provided between the light source 10 and the OCT interference system 100 and the interference optical system 400 for k-clock generation, and the input light is OCT by the SMFC 101. It is branched toward the interference system 100 and the interference optical system 400 for k-clock generation.
ＯＣＴ干渉系１００は、分岐された入力光を更に分岐させるＳＭＦＣ１０２と、更に分岐された一方の入力光を測定光としてサンプル２０の測定を行うスキャニング−アライメント光学系２００と、更に分岐された他方の入力光を参照光とする参照光学系３００と、サンプル２０の反射光および参照光から測定干渉光を合成するＳＭＦＣ１０３と、ＳＭＦＣ１０３で合成された測定干渉光を受光して測定干渉信号を出力するバランスドディテクタ１１０と、測定干渉信号に基づいてサンプル２０の断層画像を演算処理により求める演算処理部１３０とを備える。 The OCT interference system 100 includes an SMFC 102 that further branches the branched input light, a scanning-alignment optical system 200 that measures the sample 20 using one of the further branched input lights as the measurement light, and the other branched further. A balance that receives the reference optical system 300 that uses the input light as the reference light, the SMFC103 that synthesizes the measurement interference light from the reflected light and the reference light of the sample 20, and the measurement interference light synthesized by the SMFC103 and outputs the measurement interference signal. It includes a do-detector 110 and an arithmetic processing unit 130 that obtains a tomographic image of the sample 20 by arithmetic processing based on a measurement interference signal.
ＳＭＦＣ１０２は、ＳＭＦＣ１０１により分岐された入力光の一方が入射されるものであり、入射された入力光をさらにスキャニング−アライメント光学系２００に導かれるものと、参照光学系３００に導かれるものとに分岐するものである。 The SMFC 102 is one in which one of the input lights branched by the SMFC 101 is incident, and the incident input light is further branched into one guided by the scanning-alignment optical system 200 and one guided by the reference optical system 300. Is what you do.
スキャニング−アライメント光学系２００は、測定側サーキュレータ１０４を介して、サンプル２０に測定光を照射するとともに、サンプル２０からの反射光をＳＭＦＣ１０３に導くための光学系である。スキャニング−アライメント光学系２００の詳細については後述する。 The scanning-alignment optical system 200 is an optical system for irradiating the sample 20 with the measurement light via the measurement side circulator 104 and guiding the reflected light from the sample 20 to the SMFC 103. Details of the scanning-alignment optical system 200 will be described later.
測定側サーキュレータ１０４は、ＳＭＦＣ１０２とスキャニング−アライメント光学系２００とＳＭＦＣ１０３との間に配置された光学素子である。測定側サーキュレータ１０４により、ＳＭＦＣ１０２から導かれた測定光はスキャニング−アライメント光学系２００へと導かれ、スキャニング−アライメント光学系２００から導かれた反射光はＳＭＦＣ１０３へ導かれる。 The measurement side circulator 104 is an optical element arranged between the SMFC 102, the scanning-alignment optical system 200, and the SMFC 103. The measurement light guided from the SMFC 102 is guided to the scanning-alignment optical system 200 by the measurement side circulator 104, and the reflected light guided from the scanning-alignment optical system 200 is guided to the SMFC 103.
参照光学系３００には、入力光を参照光に変換する参照部３０１と、入力光を参照光学系３００に導くと共に参照光をＳＭＦＣ１０３に導く参照側サーキュレータ１０５とが設けられている。本実施例において、参照部３０１は入射された入力光を参照光として出射するプリズムである。参照部３０１は、サンプル２０を測定する前にスキャニング−アライメント光学系２００の光路長と参照光学系３００の光路長とを一致させるために移動可能とされている。サンプル２０の測定中は、参照部３０１の位置は固定される。 The reference optical system 300 is provided with a reference unit 301 that converts the input light into the reference light, and a reference side circulator 105 that guides the input light to the reference optical system 300 and also guides the reference light to the SMFC 103. In this embodiment, the reference unit 301 is a prism that emits the incident input light as the reference light. The reference unit 301 is movable so as to match the optical path length of the scanning-alignment optical system 200 with the optical path length of the reference optical system 300 before measuring the sample 20. During the measurement of the sample 20, the position of the reference portion 301 is fixed.
参照側サーキュレータ１０５は、ＳＭＦＣ１０２と参照部３０１とＳＭＦＣ１０３との間に配置された光学素子である。参照側サーキュレータ１０５によりＳＭＦＣ１０２から導かれた入力光は参照部３０１へ導かれ、参照部３０１から導かれた参照光はＳＭＦＣ１０３へ導かれる。 The reference side circulator 105 is an optical element arranged between the SMFC 102, the reference unit 301, and the SMFC 103. The input light guided from the SMFC 102 by the reference side circulator 105 is guided to the reference unit 301, and the reference light guided from the reference unit 301 is guided to the SMFC 103.
ＳＭＦＣ１０３はスキャニング−アライメント光学系２００から導かれた反射光と、参照光学系３００から導かれた参照光とを合成して測定干渉光を生成するものであり、かつ、合成された測定干渉光を１８０°位相が異なる２つの測定干渉光に分岐させてバランスドディテクタ１１０に導くものでもある。 The SMFC 103 generates measurement interference light by synthesizing the reflected light derived from the scanning-alignment optical system 200 and the reference light derived from the reference optical system 300, and generates the combined measurement interference light. It is also branched into two measurement interference lights having 180 ° different phases and guided to the balanced detector 110.
バランスドディテクタ１１０は、ＳＭＦＣ１０３にて合成された測定干渉光を受光する光検出器である。スキャニング−アライメント光学系２００および参照光学系３００とバランスドディテクタ１１０との間にはＳＭＦＣ１０３が配置され、参照光学系３００とＳＭＦＣ１０３との間には偏波コントローラ１２０が配置されている。 The balanced detector 110 is a photodetector that receives the measurement interference light synthesized by the SMFC 103. The SMFC 103 is arranged between the scanning-alignment optical system 200 and the reference optical system 300 and the balanced detector 110, and the polarization controller 120 is arranged between the reference optical system 300 and the SMFC 103.
偏波コントローラ１２０は、参照光学系３００からＳＭＦＣ１０３に導かれる参照光の偏光を制御する素子である。偏波コントローラ１２０としては、インライン型やパドル型など、公知の形式のものを用いることができ、特に限定されるものではない。 The polarization controller 120 is an element that controls the polarization of the reference light guided from the reference optical system 300 to the SMFC 103. As the polarization controller 120, a known type such as an in-line type or a paddle type can be used, and the polarization controller 120 is not particularly limited.
演算処理部１３０は、バランスドディテクタ１１０から出力される測定干渉信号に基づいてサンプル２０の断層画像を演算処理により求めるものであり、ここで求められた断層画像はモニターに表示される。また、この演算処理部１３０では、後述する本発明の主たる特徴である層境界検出手段、断層画像補正手段、第１および第２混濁度合検出手段が実行される。 The arithmetic processing unit 130 obtains a tomographic image of the sample 20 by arithmetic processing based on the measurement interference signal output from the balanced detector 110, and the tomographic image obtained here is displayed on the monitor. In addition, the arithmetic processing unit 130 executes the layer boundary detecting means, the tomographic image correcting means, and the first and second turbidity detection means, which are the main features of the present invention, which will be described later.
図２は、スキャニング−アライメント光学系２００の構成を示している。スキャニング−アライメント光学系は、スキャニング光学系、前眼部撮影系、固視標光学系、アライメント光学系を備える。 FIG. 2 shows the configuration of the scanning-alignment optical system 200. The scanning-alignment optical system includes a scanning optical system, an anterior segment imaging system, a fixation target optical system, and an alignment optical system.
スキャニング光学系では、ＳＭＦＣ１０２から出力された測定光が、測定側サーキュレータ１０４に入力され、さらに測定側サーキュレータ１０４からコリメータレンズ２０１を通ってガルバノスキャナ２０２に入力される。ガルバノスキャナ２０２は、測定光を走査させるためのもので、図示しないガルバノドライバにより駆動されるようになっている。 In the scanning optical system, the measurement light output from the SMFC 102 is input to the measurement side circulator 104, and further input from the measurement side circulator 104 to the galvano scanner 202 through the collimator lens 201. The galvano scanner 202 is for scanning the measurement light, and is driven by a galvano driver (not shown).
ガルバノスキャナ２０２から出力された測定光は、ホットミラー２０３により９０°の角度で反射され、対物レンズ２０４を通って被検眼Ｅに入射される。被検眼Ｅに入射された測定光は、前眼部Ｅｃの各組織部分（角膜、前房、虹彩、水晶体等）にて反射し、その
反射光が上記と逆に対物レンズ２０４、ホットミラー２０３、ガルバノスキャナ２０２、コリメータレンズ２０１を順に通り、測定側サーキュレータ１０４を介してＳＭＦＣ１０３に入力される。
The measurement light output from the galvano scanner 202 is reflected by the hot mirror 203 at an angle of 90 ° and is incident on the eye E to be inspected through the objective lens 204. The measurement light incident on the eye E to be inspected is reflected by each tissue part (corneal membrane, anterior chamber, iris, crystalline lens, etc.) of the anterior eye portion Ec, and the reflected light is opposite to the above, and the objective lens 204 and the hot mirror 203 , Galvano scanner 202, and collimator lens 201 in order, and are input to SMFC 103 via the measurement side circulator 104.
そして、ＳＭＦＣ１０３において前眼部Ｅｃからの反射光と参照光とが合波され、その信号がバランスドディテクタ１１０に入力される。バランスドディテクタ１１０においては、波長毎の干渉が計測され、計測された測定干渉信号が演算処理部１３０に入力される。そして、演算処理部１３０において、測定干渉信号に対する逆フーリエ変換などの処理が行われ、これにより走査線に沿う前眼部Ｅｃの断層画像が取得され、モニター２２０に表示されることとなる。 Then, in the SMFC 103, the reflected light from the anterior segment Ec and the reference light are combined, and the signal is input to the balanced detector 110. In the balanced detector 110, interference for each wavelength is measured, and the measured measurement interference signal is input to the arithmetic processing unit 130. Then, the arithmetic processing unit 130 performs processing such as an inverse Fourier transform on the measurement interference signal, whereby a tomographic image of the anterior segment Ec along the scanning line is acquired and displayed on the monitor 220.
前眼部撮影系は、照明光源２０５、２０５、対物レンズ２０４、ホットミラー２０３、コールドミラー２０６、結像レンズ２０７、ＣＣＤカメラ２０８、光学制御部２０９を備えて構成される。照明光源２０５、２０５は、被検眼Ｅの正面に可視光領域の照明光を照射するようになっており、被検眼Ｅからの反射光が対物レンズ２０４、ホットミラー２０３、コールドミラー２０６、結像レンズ２０７を通って、ＣＣＤカメラ２０８に入力される。これにより、被検眼Ｅの正面画像が撮影され、撮影された画像データは、光学制御部２０９によって画像処理が行われて、モニター２２０に表示されるようになる。 The anterior segment imaging system includes illumination light sources 205 and 205, an objective lens 204, a hot mirror 203, a cold mirror 206, an imaging lens 207, a CCD camera 208, and an optical control unit 209. The illumination light sources 205 and 205 irradiate the front of the eye E to be illuminated in the visible light region, and the reflected light from the eye E is the objective lens 204, the hot mirror 203, the cold mirror 206, and the image formation. It is input to the CCD camera 208 through the lens 207. As a result, a front image of the eye E to be inspected is captured, and the captured image data is image-processed by the optical control unit 209 and displayed on the monitor 220.
固視標光学系は、被検者が固視灯を見つめることにより眼球（被検眼Ｅ）を極力動かさないようにさせるためのものであり、固視標光源２１０、可変焦点用可動式レンズ２１１、コールドミラー２１２、コールドミラー２１３、リレーレンズ２１４、ハーフミラー２１５、コールドミラー２０６、ホットミラー２０３、対物レンズ２０４から構成されている。これにより、固視標光源２１０から出力された光は、可変焦点用可動式レンズ２１１、コールドミラー２１２、コールドミラー２１３、リレーレンズ２１４、ハーフミラー２１５、コールドミラー２０６、ホットミラー２０３、対物レンズ２０４を順に介して、被検眼Ｅに向けて出力されるようになっている。ここで、可変焦点用可動式レンズ２１１は、固視標のピントを自在に可変できるように移動可能に構成されている。すなわち、可変焦点用可動式レンズ２１１を任意の位置に移動させることにより、例えば、被検眼の屈折力値の位置に固視標のピントが来るように可変焦点用可動式レンズ２１１を移動させて、被検者が自然視できるようにした状態（水晶体に負荷がかかっていない状態）にして計測できるようにすることが可能となる。また、水晶体のピント調節機能の研究などで使用する場合には、自然視の状態と自然視よりも固視標のピントが近くに見えるように可変焦点用可動式レンズ２１１を移動させて調節負荷をかけた状態とを撮影して水晶体の形状比較を行ったり、可変焦点用可動式レンズ２１１を徐々に移動させて水晶体の形状が変化する様子を動画で撮影したりすることも可能となる。 The fixation target optical system is for preventing the subject from moving the eyeball (eye E) as much as possible by staring at the fixation lamp, and is an fixation target light source 210 and a movable lens 211 for variable focus. , Cold mirror 212, cold mirror 213, relay lens 214, half mirror 215, cold mirror 206, hot mirror 203, and objective lens 204. As a result, the light output from the fixation target light source 210 is the movable lens 211 for variable focus, the cold mirror 212, the cold mirror 213, the relay lens 214, the half mirror 215, the cold mirror 206, the hot mirror 203, and the objective lens 204. Is output in order toward the eye E to be inspected. Here, the variable focus movable lens 211 is configured to be movable so that the focus of the fixation target can be freely changed. That is, by moving the variable focus movable lens 211 to an arbitrary position, for example, the variable focus movable lens 211 is moved so that the fixation target comes into focus at the position of the refractive power value of the eye to be examined. , It becomes possible to measure in a state where the subject can see naturally (a state in which the crystalline lens is not loaded). In addition, when using it for research on the focus adjustment function of the crystalline lens, the adjustable load is adjusted by moving the movable lens 211 for variable focus so that the focus of the fixation target can be seen closer than the state of natural vision and natural vision. It is also possible to compare the shape of the crystalline lens by taking a picture of the state in which the lens is applied, or to take a moving image of how the shape of the crystalline lens changes by gradually moving the movable lens 211 for variable focus.
アライメント光学系は、被検眼Ｅ（角膜頂点）のＸＹ方向の位置（本体に対する上下左右のずれ）を検出するためのＸＹ方向位置検出系、被検眼Ｅ（角膜頂点）の前後方向（Ｚ方向）の位置を検出するためのＺ方向位置検出系から構成される。 The alignment optical system is an XY direction position detection system for detecting the position of the eye E (corneal apex) in the XY direction (up / down / left / right deviation with respect to the main body), and the anteroposterior direction (Z direction) of the eye E (corneal apex). It is composed of a Z-direction position detection system for detecting the position of.
ＸＹ方向位置検出系は、ＸＹ位置検出光源２１６、コールドミラー２１３、リレーレンズ２１４、ハーフミラー２１５、コールドミラー２０６、ホットミラー２０３、対物レンズ２０４、結像レンズ２１７、二次元位置センサ２１８を備えて構成されている。ＸＹ位置検出光源２１６からは、位置検出用のアライメント光が出力され、コールドミラー２１３、リレーレンズ２１４、ハーフミラー２１５、コールドミラー２０６、ホットミラー２０３、対物レンズ２０４を介して、被検眼Ｅの前眼部Ｅｃ（角膜）に向けて出射される。 The XY direction position detection system includes an XY position detection light source 216, a cold mirror 213, a relay lens 214, a half mirror 215, a cold mirror 206, a hot mirror 203, an objective lens 204, an imaging lens 217, and a two-dimensional position sensor 218. It is configured. Alignment light for position detection is output from the XY position detection light source 216, and is in front of the eye E to be inspected via the cold mirror 213, the relay lens 214, the half mirror 215, the cold mirror 206, the hot mirror 203, and the objective lens 204. It is emitted toward the eye Ec (corner).
このとき、被検眼Ｅの角膜表面が球面上をなすことにより、アライメント光は、被検眼Ｅの角膜頂点の内側で輝点像を形成するようにして角膜表面で反射され、その反射光が対
物レンズ２０４から入射されるようになっている。角膜頂点からの反射光（輝点）は、対物レンズ２０４、ホットミラー２０３、コールドミラー２０６、ハーフミラー２１５、結像レンズ２１７を介して二次元位置センサ２１８に入力される。二次元位置センサ２１８によってその輝点の位置が検出されることにより、角膜頂点の位置（Ｘ方向およびＹ方向の位置）が検出されるようになっている。
At this time, since the corneal surface of the eye E to be inspected forms a spherical surface, the alignment light is reflected on the corneal surface so as to form a bright spot image inside the apex of the cornea of the eye E to be inspected, and the reflected light is the objective. It is designed to be incident from the lens 204. The reflected light (bright spot) from the apex of the corneum is input to the two-dimensional position sensor 218 via the objective lens 204, the hot mirror 203, the cold mirror 206, the half mirror 215, and the imaging lens 217. By detecting the position of the bright spot by the two-dimensional position sensor 218, the position of the apex of the cornea (the position in the X direction and the Y direction) is detected.
二次元位置センサ２１８の検出信号は、光学制御部２０９に入力される。この場合、二次元位置センサ２１８と前眼部撮影系との間でのアライメントがとられていると共に、角膜頂点の所定（正規）の画像取得位置（断層画像取得時に追従させるべき位置）が設定されている。角膜頂点の正規の画像取得位置としては、例えばＣＣＤカメラの撮影画像の中心位置と一致する点とされている。そして、二次元位置センサ３８の検出に基づいて、正規の位置に対する検出された角膜頂点（輝点）のＸ方向およびＹ方向の位置ずれ量を求めるようになっている。 The detection signal of the two-dimensional position sensor 218 is input to the optical control unit 209. In this case, the two-dimensional position sensor 218 and the anterior ocular segment imaging system are aligned, and a predetermined (normal) image acquisition position (position to be followed when acquiring a tomographic image) of the corneal apex is set. Has been done. The regular image acquisition position of the corneal apex is, for example, a point that coincides with the center position of the image captured by the CCD camera. Then, based on the detection of the two-dimensional position sensor 38, the amount of misalignment of the detected corneal apex (bright spot) with respect to the normal position in the X direction and the Y direction is obtained.
Ｚ方向位置検出系は、Ｚ位置検出光源２１９、結像レンズ２２０、ラインセンサ２２１を備えて構成されている。Ｚ位置検出光源２１９は、被検眼Ｅに対して斜め方向から検出用の光（スリット光またはスポット光）を照射し、角膜からの斜め方向の反射光が結像レンズ２２０を介してラインセンサ２２１に入射されるようになっている。このとき、被検眼Ｅの前後方向（Ｚ方向）の位置によって、ラインセンサ２２１に入射される反射光の入射位置が異なるようになるので、被検眼ＥのＺ方向位置が検出されるのである。 The Z-direction position detection system includes a Z-direction detection light source 219, an imaging lens 220, and a line sensor 221. The Z position detection light source 219 irradiates the eye E to be examined with light for detection (slit light or spot light) from an oblique direction, and the oblique reflected light from the corneum is transmitted through the imaging lens 220 to the line sensor 221. It is designed to be incident on. At this time, the incident position of the reflected light incident on the line sensor 221 differs depending on the position in the front-rear direction (Z direction) of the eye E to be inspected, so that the position in the Z direction of the eye E to be inspected is detected.
ここで、図示しないが、前眼部光干渉断層撮影装置１の装置本体は、保持台に対してＸ方向（左右方向）およびＹ方向（上下方向）ならびにＺ方向（前後方向）に移動可能に支持されており、ＣＰＵ、メモリ等からなるマイクロコンピュータを含む制御装置によって前記装置本体が前記保持台に対してＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向にそれぞれ自在に移動するようになっている。また、装置本体の前面側（被検者側）には、被検者が顎を載せる顎受け部と、額を当てる額当て部が固定的に設けられており、被検者の眼（被検眼Ｅ)が装置本体の前面に設けられた検査窓の正面に配置されるようになっている。そして、ＸＹ方向位置検出系により検出された角膜頂点（輝点）のＸ方向およびＹ方向の位置ずれ量並びにＺ方向位置検出系により検出された被検眼Ｅの位置ずれ量に基づいて、それらの位置ずれ量をすべて０とするように前記装置本体が前記保持台に対して移動されるのである。 Here, although not shown, the main body of the anterior segment optical interference tomography apparatus 1 can be moved in the X direction (horizontal direction), the Y direction (vertical direction), and the Z direction (front-back direction) with respect to the holding table. It is supported, and the device main body is freely moved in the X direction, the Y direction, and the Z direction with respect to the holding table by a control device including a microcomputer including a CPU and a memory. Further, on the front side (subject side) of the main body of the device, a chin receiving portion on which the subject rests his chin and a forehead rest portion on which the forehead rests are fixedly provided, and the eye of the subject (subject). The optometry E) is arranged in front of the inspection window provided on the front surface of the apparatus main body. Then, based on the amount of misalignment of the corneal apex (bright spot) detected by the XY direction position detection system in the X and Y directions and the amount of misalignment of the eye E to be inspected detected by the Z direction position detection system, they are used. The main body of the device is moved with respect to the holding table so that the amount of misalignment is all zero.
ｋ−ｃｌｏｃｋ生成用干渉光学系４００は、等間隔周波数（光の周波数に対して均等な周波数間隔）にて測定干渉信号のサンプリングを行うために、ＳＭＦＣ１０１から分岐された入力光からサンプルクロック（ｋ−ｃｌｏｃｋ）を光学的に生成するものである。そして、生成されたｋ−ｃｌｏｃｋ信号は、演算処理部１３０に向けて出力される。これにより、測定干渉信号の歪みが抑えられ、分解能が悪化することが防止される。 The k-clock generation interference optical system 400 uses a sample clock (k) from the input light branched from the SMFC 101 in order to sample the measurement interference signal at equal intervals (frequency intervals equal to the frequency of light). -Clock) is optically generated. Then, the generated k-clock signal is output to the arithmetic processing unit 130. As a result, distortion of the measurement interference signal is suppressed, and deterioration of resolution is prevented.
次に、本発明の主たる特徴である層境界検出手段、断層画像補正手段、混濁度合検出手段について説明する。なお、これらの手段は、いずれも上述した演算処理部１３０において実行されるものである。 Next, the layer boundary detecting means, the tomographic image correcting means, and the turbidity degree detecting means, which are the main features of the present invention, will be described. All of these means are executed by the arithmetic processing unit 130 described above.
層境界検出手段は、撮影された被検眼の断層画像において水晶体の層境界を特定するものである。図３には健常眼の水晶体Ｌの断層画像が示されている。断層画像は、複数本のＡスキャンから構成されていることから、水晶体の層境界の特定はこの断層画像を構成する各Ａスキャンの輝度情報を取得することで行われる。図３に示すように、健常眼の断層画像では、水晶体前面Ｌ１および水晶体後面Ｌ２はライン状に写っており、水晶体Ｌの略中央に位置する水晶体核Ｌ３は低輝度領域として黒く写っている。そして、水晶体前面Ｌ１および水晶体後面Ｌ２と水晶体核Ｌ３の間にある水晶体皮質Ｌ４、Ｌ５は高輝度領域として白く写っている。すなわち、層境界検出手段は、このような断層画像から各Ａ−スキ
ャンにおける輝度情報を求め、この輝度情報を基にして水晶体の各層の層境界を特定するものである。
The layer boundary detecting means identifies the layer boundary of the crystalline lens in the captured tomographic image of the eye to be inspected. FIG. 3 shows a tomographic image of the crystalline lens L of a healthy eye. Since the tomographic image is composed of a plurality of A scans, the layer boundary of the crystalline lens is specified by acquiring the luminance information of each A scan constituting the tomographic image. As shown in FIG. 3, in the tomographic image of a healthy eye, the front surface L1 of the crystalline lens and the rear surface L2 of the crystalline lens are shown in a line shape, and the crystalline lens nucleus L3 located substantially in the center of the crystalline lens L is shown in black as a low-luminance region. The crystalline lens cortex L4 and L5 between the crystalline lens anterior surface L1 and the crystalline lens posterior surface L2 and the crystalline lens nucleus L3 are shown in white as high-luminance regions. That is, the layer boundary detecting means obtains the luminance information in each A-scan from such a tomographic image, and identifies the layer boundary of each layer of the crystalline lens based on the luminance information.
図４には、健常眼の水晶体Ｌの断層画像と、断層画像を構成する１本のＡ−スキャンにおける輝度値ｆ（ｚ）の分布（波形グラフＡ）および輝度勾配（Δｆ（ｚ）／Δｚ）の分布（波形グラフＢ）との関係を表した模式図が示されている。なお、本実施例において、ピークとは、画像の輝度情報における山なりの頂点の位置をいい、エッジとは、画像の輝度情報をエッジフィルターで処理した情報であって輝度値の変化を特定するものをいう。まず、層境界検出手段は、断層画像から、Ａスキャンにおける輝度値ｆ（ｚ）を検出し、図４に示すような波形グラフＡを得る。ここで、波形グラフＡと断層画像とを照らし合わせると、断層画像にて高輝度領域として白く写っている部分において大きい輝度値ｆ（ｚ）が検出されている。さらに、波形グラフＡのピークａ１は、水晶体前面Ｌ１の位置と対応し、ピークａ２は、水晶体後面Ｌ２の位置と対応していることがわかる。すなわち、層境界検出手段は、ピークａ１、ａ２の位置から、水晶体Ｌの前後面Ｌ１、Ｌ２の位置をそれぞれ特定するのである。 FIG. 4 shows a tomographic image of the crystalline body L of a healthy eye, a distribution of luminance values f (z) in one A-scan constituting the tomographic image (waveform graph A), and a luminance gradient (Δf (z) / Δz). ) Is shown in a schematic diagram showing the relationship with the distribution (waveform graph B). In this embodiment, the peak refers to the position of the peak of the mountain in the luminance information of the image, and the edge is the information obtained by processing the luminance information of the image by the edge filter to specify the change in the luminance value. Say something. First, the layer boundary detecting means detects the luminance value f (z) in the A scan from the tomographic image and obtains the waveform graph A as shown in FIG. Here, when the waveform graph A is compared with the tomographic image, a large luminance value f (z) is detected in a portion of the tomographic image that appears white as a high-luminance region. Further, it can be seen that the peak a1 of the waveform graph A corresponds to the position of the front surface L1 of the crystalline lens, and the peak a2 corresponds to the position of the rear surface L2 of the crystalline lens. That is, the layer boundary detecting means identifies the positions of the front and rear surfaces L1 and L2 of the crystalline lens L from the positions of the peaks a1 and a2, respectively.
次いで、輝度値ｆ（ｚ）から輝度勾配（Δｆ（ｚ）／Δｚ）を算出し、波形グラフＢを得る。そして、この波形グラフＢから、所定の閾値より大きい４つのエッジｂ１、ｂ２、ｂ３、ｂ４を検出する。ここで、これら４つのエッジと断層画像とを照らし合わせると、まず、立ち上がりエッジであるエッジｂ１と立ち下がりエッジであるエッジｂ２との間に水晶体皮質Ｌ４が位置している。これにより、層境界検出手段は、立ち下がりエッジｂ２と対応する位置を水晶体核Ｌ３の前面として特定する。同様に、立ち上がりエッジであるエッジｂ３と立ち下がりエッジであるエッジｂ４との間には、水晶体皮質Ｌ５が位置していることから、立ち上がりエッジｂ３と対応する位置を水晶体核Ｌ３の後面として特定する。このようにして、水晶体核Ｌ３の前後面の境界が層境界検出手段によって特定されるのである。 Next, the luminance gradient (Δf (z) / Δz) is calculated from the luminance value f (z), and the waveform graph B is obtained. Then, four edges b1, b2, b3, and b4 larger than a predetermined threshold value are detected from this waveform graph B. Here, when these four edges are compared with the tomographic image, first, the crystalline lens cortex L4 is located between the rising edge b1 and the falling edge b2. As a result, the layer boundary detecting means identifies the position corresponding to the falling edge b2 as the front surface of the lens nucleus L3. Similarly, since the crystalline lens cortex L5 is located between the rising edge b3 and the falling edge b4, the position corresponding to the rising edge b3 is specified as the posterior surface of the lens nucleus L3. .. In this way, the boundary of the anterior-posterior surface of the lens nucleus L3 is specified by the layer boundary detecting means.
そして、上記のようにして各Ａスキャンから得られたピークおよびエッジの情報に基づいて、断層画像に水晶体前面Ｌ１および水晶体後面Ｌ２、並びに水晶体核Ｌ３と水晶体皮質Ｌ４、Ｌ５との境界面がトレースされる。 Then, based on the peak and edge information obtained from each A scan as described above, the anterior lens surface L1 and the posterior lens surface L2 of the lens, and the interface between the lens nucleus L3 and the lens cortex L4 and L5 are traced on the tomographic image. Will be done.
断層画像補正手段は、上記のようにして特定された水晶体の層境界情報および各層の屈折率に基づいて断層画像の歪みを補正するものである。上述のように、測定光は、角膜表面のみならず、水晶体の各層の境界においても屈折する。断層画像補正手段は、この屈折に対する断層画像の補正を行うものである。すなわち、断層画像における水晶体の各層の屈折率に基づいて光線追跡を行うことにより、水晶体の層境界での屈折による歪みを補正するのである。本実施例では、屈折率は、被検者の年齢や被検眼の水晶体の混濁度合によって異なるため、検者がその都度設定するようになっている。そして、設定された屈折率に基づいて、スネルの法則を用いて光線の軌跡が計算され、角度の歪みや光学距離の補正が行われ、画像の歪みが補正されるのである。図７には、補正の前後における断層画像が示されており、図７（ａ）は補正前の断層画像、図７（ｂ）は補正後の断層画像である。両者を対比すると、補正前の断層画像では、水晶体が深さ方向に伸びて歪んだ状態となっているが、補正後の断層画像では、その歪みが解消されていることがわかる。 The tomographic image correction means corrects the distortion of the tomographic image based on the layer boundary information of the crystalline lens identified as described above and the refractive index of each layer. As described above, the measurement light is refracted not only on the surface of the cornea but also at the boundary of each layer of the crystalline lens. The tomographic image correction means corrects the tomographic image for this refraction. That is, the distortion due to refraction at the layer boundary of the crystalline lens is corrected by performing ray tracing based on the refractive index of each layer of the crystalline lens in the tomographic image. In this embodiment, the refractive index differs depending on the age of the subject and the degree of opacity of the crystalline lens of the eye to be inspected, and is therefore set by the examiner each time. Then, based on the set refractive index, the trajectory of the light ray is calculated using Snell's law, the distortion of the angle and the optical distance are corrected, and the distortion of the image is corrected. 7A and 7B show tomographic images before and after the correction, FIG. 7A is a tomographic image before the correction, and FIG. 7B is a tomographic image after the correction. Comparing the two, it can be seen that in the tomographic image before correction, the crystalline lens is in a distorted state in which it extends in the depth direction, but in the tomographic image after correction, the distortion is eliminated.
混濁度合検出手段は、水晶体がどの程度混濁しているかを判定するものであり、第１混濁度合検出手段と第２混濁度合検出手段とからなる。 The turbidity detection means determines how turbid the crystalline lens is, and includes a first turbidity detecting means and a second turbidity detecting means.
第１混濁度合検出手段は、層境界検出手段によって検出されたエッジの数に基づいて、水晶体の混濁度合を判定するものである。図５には、核白内障眼の水晶体Ｌの断層画像が示されており、図６には、断層画像と水晶体Ｌの１本のＡ−スキャンにおける輝度ｆ（ｚ）の分布（波形グラフＡ’）および輝度勾配（Δｆ（ｚ）／Δｚ）の分布（波形グラフＢ’）との関係を表した模式図が示されている。図５をみると、健常眼では低輝度領域として黒く写っていた水晶体核Ｌ３が、核白内障眼では高輝度領域として白く写っている。このため、図６に示すように、核白内障眼の断層画像におけるＡスキャンにて検出される波形グラフＡ’は、水晶体核Ｌ３の部分において輝度値が大きくなる。その結果、波形グラフＢ’において、健常眼では検出されなかった立ち上がりエッジｂ５と立ち下がりエッジｂ６とが検出される。このように、核白内障眼では健常眼よりも多くエッジが検出されるので、エッジの数に応じて被検眼が白内障眼であるか否かおよび白内障がどの程度進行しているかを判定することが可能となるのである。なお、本実施例では核白内障の場合について説明しているが、皮質白内障の場合には、それぞれの部位と対応する位置にエッジが検出されることとなる。 The first opacity detection means determines the opacity of the crystalline lens based on the number of edges detected by the layer boundary detection means. FIG. 5 shows a tomographic image of the crystalline lens L of the nuclear cataract eye, and FIG. 6 shows the distribution of the brightness f (z) in one A-scan of the tomographic image and the crystalline lens (wave graph A'). ) And the distribution of the brightness gradient (Δf (z) / Δz) (waveform graph B') are shown in a schematic diagram. Looking at FIG. 5, the crystalline lens nucleus L3, which appears black as a low-luminance region in a healthy eye, appears white as a high-luminance region in a nuclear cataract eye. Therefore, as shown in FIG. 6, the waveform graph A'detected by the A scan in the tomographic image of the nuclear cataract eye has a large luminance value in the portion of the lens nucleus L3. As a result, in the waveform graph B', the rising edge b5 and the falling edge b6, which were not detected by the healthy eye, are detected. In this way, since more edges are detected in a nuclear cataract eye than in a healthy eye, it is possible to determine whether or not the eye to be inspected is a cataract eye and how much the cataract has progressed according to the number of edges. It will be possible. In this embodiment, the case of nuclear cataract is described, but in the case of cortical cataract, an edge is detected at a position corresponding to each site.
第２混濁度合検出手段は、輝度値から水晶体の混濁度合を検出するものである。すなわち、層境界検出手段によって特定した層内における輝度値の総和値や平均値が所定の閾値より大きいか小さいか、あるいは輝度値の総和値や平均値と所定の閾値との差の大きさにより白内障の進行度の判定を行う。例えば、図６に示すような核白内障眼Ｌの場合には、エッジｂ２とｂ３から断層画像における水晶体核Ｌ３の境界が特定される。そして、特定された水晶体核Ｌ３の領域内における輝度値の総和値あるいは平均値を算出して、所定の閾値と比較して混濁度合を求める。こうすることで、白内障の進行度を定量的に評価することが可能となるだけでなく、どの層で白内障が進行しているかを判定することが可能となる。また、被検眼によっては水晶体の混濁度合が強すぎて、エッジを検出することが困難な場合がある。このような場合には、第２混濁度合検出手段を用いて、特定した層内の輝度値の総和値や平均値から混濁度合を判断することが可能である。なお、本実施例では核白内障の場合について説明しているが、前嚢下白内障と後嚢下白内障の場合には、特定した前嚢や後嚢の層内に白いライン（高輝度のライン）が検出されることとなる。 The second turbidity detection means detects the opacity of the crystalline lens from the brightness value. That is, depending on whether the total value or average value of the brightness values in the layer specified by the layer boundary detecting means is larger or smaller than the predetermined threshold value, or the difference between the total value or average value of the brightness values and the predetermined threshold value. Determine the degree of cataract progression. For example, in the case of the nuclear cataract eye L as shown in FIG. 6, the boundary of the crystalline lens nucleus L3 in the tomographic image is specified from the edges b2 and b3. Then, the total value or the average value of the brightness values in the region of the specified lens nucleus L3 is calculated, and the degree of opacity is obtained by comparing with a predetermined threshold value. By doing so, it is possible not only to quantitatively evaluate the degree of cataract progression, but also to determine in which layer the cataract is progressing. Further, depending on the eye to be inspected, the degree of opacity of the crystalline lens may be too strong, and it may be difficult to detect the edge. In such a case, it is possible to determine the degree of turbidity from the total value or the average value of the brightness values in the specified layer by using the second degree of turbidity detecting means. In this example, the case of nuclear cataract is described, but in the case of anterior subcapsular cataract and posterior subcapsular cataract, a white line (high-intensity line) in the identified anterior or posterior capsule layer. Will be detected.
次に、上記の前眼部光干渉断層撮影装置１により断層画像を取得する方法について説明する。図８には、光干渉断層撮影装置１を用いて撮影された被検眼Ｅの断層画像から、屈折補正された画像を得るまでのフローが示されている。まず、最初に、上記の光干渉断層撮影装置１によって角膜から水晶体後面までの断層画像を得る。そして、得られた断層画像から、層境界検出手段によって断層画像の深さ方向（Ａ−スキャン）における輝度値ｆ（ｚ）の分布および輝度勾配（Δｆ（ｚ）／Δｚ）の分布が算出され、これらから得られるピークおよびエッジの位置から水晶体各層の境界を特定して断層画像に各組織の境界面がトレースされる。次いで、断層画像補正手段によって、検者が設定した屈折率に基づいて測定光の軌跡が計算されて画像の歪みが補正され、正確な断層画像が得られるのである。そして、最終的には図９に示すような、水晶体の層境界がトレースされ、かつ画像の歪み補正がされた正確な断層画像を得ることができるのである。さらに、混濁度合検出手段によって、水晶体核の混濁状態が判定され、白内障眼か否かあるいは白内障の進行度が判定される。 Next, a method of acquiring a tomographic image by the above-mentioned anterior segment optical interference tomography apparatus 1 will be described. FIG. 8 shows a flow from a tomographic image of the eye E to be inspected taken by using the optical interference tomography apparatus 1 to a refraction-corrected image. First, a tomographic image from the cornea to the posterior surface of the crystalline lens is obtained by the above-mentioned optical interference tomography apparatus 1. Then, from the obtained tomographic image, the distribution of the brightness value f (z) and the distribution of the brightness gradient (Δf (z) / Δz) in the depth direction (A-scan) of the tomographic image are calculated by the layer boundary detecting means. The boundary surface of each tissue is traced on the tomographic image by identifying the boundary of each layer of the crystalline body from the positions of the peaks and edges obtained from these. Next, the tomographic image correction means calculates the trajectory of the measured light based on the refractive index set by the examiner, corrects the distortion of the image, and obtains an accurate tomographic image. Finally, as shown in FIG. 9, it is possible to obtain an accurate tomographic image in which the layer boundary of the crystalline lens is traced and the distortion of the image is corrected. Further, the opacity degree detecting means determines the opacity state of the crystalline lens nucleus, and determines whether or not the eye is cataract or the degree of progression of cataract.
上記の前眼部光干渉断層撮影装置および前眼部光干渉断層撮影方法によれば、水晶体の各層（水晶体皮質、水晶体核）の層境界を断層画像の輝度情報から容易に特定することができる。また、測定光の屈折による断層画像における水晶体部分の歪みを補正することができるので、正確な断層画像を取得することができる。さらに、断層画像より得られたエッジの数および／または輝度値より、水晶体核の混濁度合を容易に判定することができる。 According to the anterior segment optical interference tomography apparatus and the anterior segment optical interference tomography method, the layer boundaries of each layer of the crystalline lens (lens cortex, lens nucleus) can be easily identified from the brightness information of the tomographic image. .. Further, since the distortion of the crystalline lens portion in the tomographic image due to the refraction of the measurement light can be corrected, an accurate tomographic image can be obtained. Furthermore, the degree of opacity of the crystalline lens nucleus can be easily determined from the number of edges and / or the brightness value obtained from the tomographic image.
なお、上記実施例では、ＯＣＴシステム１００として、ＳＳ−ＯＣＴにより断層画像を取得するものとしたが、これに替えてＴＤ−ＯＣＴあるいはＳＤ−ＯＣＴを採用することもできる。また、ＯＣＴシステムにおいては、光ファイバを用いているが、これを用いな
い構成とすることもできる。
In the above embodiment, the tomographic image is acquired by SS-OCT as the OCT system 100, but TD-OCT or SD-OCT can be adopted instead. Further, although the OCT system uses an optical fiber, it may be configured not to use the optical fiber.
また、上記実施例では、断層画像補正手段において、検者が屈折率をその都度設定するものとしているが、これに限定されるものではなく、例えば、屈折率の数値を事前に演算処理部１３０に記憶させておいてその数値を呼び出すようにしてもよいし、登録された被検者の年齢や混濁度合に応じて記憶された数値を呼び出すようにしてもよい。 Further, in the above embodiment, in the tomographic image correction means, the examiner sets the refractive index each time, but the present invention is not limited to this, and for example, the numerical value of the refractive index is calculated in advance by the arithmetic processing unit 130. The numerical value may be recalled by being stored in the device, or the stored numerical value may be recalled according to the age and the degree of opacity of the registered subject.
また、上記実施例では、第１混濁度合検出手段と第２混濁度合検出手段並びに第１混濁度合検出行程と第２混濁度合検出行程の両方を備えているが、これらのいずれか一方のみを採用する構成としてもよい。その他、本発明は要旨を逸脱しない範囲内で適宜変更して実施しうるものである。 Further, in the above embodiment, both the first turbidity detection means and the second turbidity detection means and both the first turbidity detection process and the second turbidity detection process are provided, but only one of them is adopted. It may be configured to be used. In addition, the present invention can be appropriately modified and implemented without departing from the gist.
１ 前眼部光干渉断層撮影装置
１００ ＯＣＴシステム
２００ スキャニング−アライメント光学系
Ａ、Ａ’ 輝度分布
Ｂ、Ｂ’ 輝度勾配分布
ａ１、ａ２ ピーク
ｂ１〜ｂ６ エッジ
Ｌ 水晶体
Ｌ１ 水晶体前面
Ｌ２ 水晶体後面
Ｌ３ 水晶体核
Ｌ４、Ｌ５ 水晶体皮質
1 Anterior segment optical interference tomography device 100 OCT system 200 Scanning-alignment optical system A, A'luminance distribution B, B'luminance gradient distribution a1, a2 Peak b1 to b6 Edge L Lens L1 Lens front L2 Lens posterior L3 Lens nucleus L4, L5 lens cortex
Claims (8)
前記断層画像における角膜から眼底へと向かう深さ方向の輝度値より輝度勾配を算出して所定の閾値より大きいエッジを検出し、前記エッジの位置から前記水晶体の層境界を特定する層境界検出手段と、
前記断層画像における前記水晶体の各層の屈折率がその都度設定され、設定された前記屈折率、および、前記層境界検出手段によって特定された前記層境界の情報に基づいて光線追跡を行うことにより、前記水晶体の前記層境界での屈折による歪みを補正する断層画像補正手段と、
を備えることを特徴とする前眼部光干渉断層撮影装置。 An anterior segment optical interference tomography device that acquires a tomographic image of the anterior segment of the eye including the crystalline lens of the eye to be inspected using optical interference, and acquires a corrected tomographic image by arithmetically processing the tomographic image in the arithmetic processing unit. And
A layer boundary detecting means that calculates a brightness gradient from the brightness value in the depth direction from the cornea to the fundus in the tomographic image, detects an edge larger than a predetermined threshold value, and identifies the layer boundary of the crystalline lens from the position of the edge. When,
The refractive index of each layer of the crystalline lens in the tomographic image is set each time, and the ray tracing is performed based on the set refractive index and the information of the layer boundary specified by the layer boundary detecting means. A tomographic image correction means for correcting distortion due to refraction at the layer boundary of the crystalline lens, and
An anterior segment optical interference tomography apparatus characterized by comprising.
前記断層画像における角膜から眼底へと向かう深さ方向の輝度値より輝度勾配を算出して所定の閾値より大きいエッジを検出し、前記エッジの位置を前記水晶体の層境界として特定する層境界検出工程と、
前記断層画像における前記水晶体の各層の屈折率をその都度設定し、設定された前記屈折率、および、前記層境界検出工程において特定された前記層境界の情報に基づいて光線追跡を行うことにより、前記水晶体の層境界での屈折による歪みを補正する断層画像補正工程と、
を含むことを特徴とする前眼部光干渉断層撮影方法。 An anterior segment optical interference tomographic imaging method in which a tomographic image of the anterior segment including the crystalline lens of the eye to be inspected is acquired using optical interference, and the tomographic image after correction is acquired by arithmetically processing the tomographic image in the arithmetic processing unit. And
A layer boundary detection step of calculating a brightness gradient from the brightness value in the depth direction from the cornea to the fundus in the tomographic image, detecting an edge larger than a predetermined threshold value, and specifying the position of the edge as the layer boundary of the crystalline lens. When,
By setting the refractive index of each layer of the crystalline lens in the tomographic image each time and performing ray tracing based on the set refractive index and the information of the layer boundary specified in the layer boundary detection step. A tomographic image correction step for correcting distortion due to refraction at the layer boundary of the crystalline lens, and
An anterior segment optical interference tomography method comprising.
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