JP4231317B2

JP4231317B2 - Corneal endothelial cell imaging device

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Publication number: JP4231317B2
Application number: JP2003084139A
Authority: JP
Inventors: 和彦弓掛
Original assignee: Topcon Corp
Current assignee: Topcon Corp
Priority date: 2003-03-26
Filing date: 2003-03-26
Publication date: 2009-02-25
Anticipated expiration: 2023-03-26
Also published as: JP2004290287A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検眼の角膜内皮細胞像を含む角膜に関する像を撮影する角膜内皮細胞像撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来から、角膜内皮細胞像を撮影する装置として、可視光を出射する撮影光源と、出射された可視光（撮影光）を絞るスリットと、スリットを通過して細長のスリット光束となった撮影光（以下、スリット光束という。）を、被検眼の角膜に対して斜め方向から照射する撮影光投影光学系と、スリット光束が被検眼の角膜によって反射して得られた反射光像を撮影する撮影光学系とを備えたものが知られている。
【０００３】
そして、このような角膜内皮細胞像撮影装置は、被検眼と装置との間の距離を適切に設定した上で撮影を行うため、撮影に先立って、この距離に対応したアライメント（Ｚアライメント：距離方向（Ｚ方向）のアライメント）を調整すべく、被検眼にアライメント調整用のアライメント光を投光して、アライメント光と被検眼との位置関係を観察することが行われている。
【０００４】
このため、角膜内皮細胞像撮影装置には、アライメント光を投光するアライメント光投影光学系や、被検眼に投光されたアライメント光の像ととともに被検眼の前眼部の像を観察するための観察光学系も備えられている。
【０００５】
そして、装置内部の構成が複雑になるのを防ぐために、アライメント光投影光学系は上述した撮影光投影光学系と一部が兼用され、観察光学系も撮影光学系と一部が兼用されて構成されている。
【０００６】
なお、アライメント光は、上述したＺアライメントだけでなく、水平方向（Ｘ方向）および垂直方向（Ｙ方向）のアライメントを調整するためにも用いられており、これらＸＹアライメントを検出するための光学系や検出回路等も設けられている（特許文献１）。
【０００７】
【特許文献１】
特開平８−１１７１９０号
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上述した角膜内皮細胞像撮影装置によって撮影された角膜内皮の細胞像には、斑状等の暗部が現出する場合がある。
【０００９】
この暗部は、例えば、角膜内皮細胞表面の微小な凹凸による影であったり、角膜表面や角膜実質による光の散乱によるものであったり、あるいは、撮影光投影光学系におけるスリットのスリット幅が狭いためにスリット光束が可干渉性を有するに至って生じたスペックルノイズなどである。
【００１０】
そして、このような暗部が撮影画像に認められると、画像の読影性能が低下して診断への影響が生じたり、この画像に基づいてさらに解析を行う場合には、解析結果の精度が低下する可能性もある。
【００１１】
本発明は上記事情に鑑みなされたものであり、ノイズとしての暗部の現出を抑制して撮影画像のＳ／Ｎを向上させることができる角膜内皮細胞像撮影装置を提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上述した目的を達成するため、本発明の第１の角膜内皮細胞像撮影装置は、角膜への照明方向を変化させたり、小領域ごとに照明しつつ走査することにより、角膜表面若しくは角膜実質の特定部分による散乱の影響を空間的に平均化して、画像における暗部の現出を抑制したものである。
【００１３】
すなわち、本発明の請求項１に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、撮影光源から出射されスリットを通過したスリット光束を、被検眼の角膜に対して斜め方向から照射する撮影光投影光学系と、前記スリット光束が前記被検眼の角膜により反射して得られた反射光像を撮影する撮影光学系とを備えた角膜内皮細胞像撮影装置において、前記スリット光束が前記角膜を照射する範囲を、該角膜に対する照射角度を変化させつつ照射するように、または小領域ごとに走査しつつ照射するように、前記スリットと前記被検眼との間の前記スリット光束の光路上に、前記スリット光束を走査させる走査手段を配設したことを特徴とする。
【００１４】
ここで、スリット光束を走査させるとは、角膜への照射範囲を大幅に変化させることなく、この照射範囲に対するスリット光束の照射方向を振ることや、スリット光束をさらに幅狭のスリット光束にしたうえで上記照射範囲を移動させることなどをいう。
【００１５】
このように構成された本発明の請求項１に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、走査手段によってスリット光束が走査されている期間中は、角膜が照射される照明条件が変化し、この結果、撮影光学系によって撮影される角膜内皮細胞像も変化し、走査期間中に得られた複数の角膜内皮細胞像を位置合わせして重ね合わせる加算処理（等荷重加算または重み付け加算）を行うことによって、各角膜内皮細胞像においてそれぞれ異なる位置に現出した暗部は平均化される。
【００１６】
また、幅狭のスリット光束を移動して、その都度、小領域ごとの画像を得るようにした走査手段を用いた角膜内皮細胞像撮影装置の場合は、例えば照明されている小領域に隣接した非照明の小領域も、照明されている小領域からの伝搬光、散乱光等のクロストーク光を、照明時の撮影光とは異なる方向から受けるため、各小領域に対する照明条件は、照明範囲全体を照射したときの各小領域についての照明条件とは異なるものとなる。
【００１７】
この結果、各小領域ごとに照明された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理し、あるいは繋ぎ合わせ処理することにより、各角膜内皮細胞像においてそれぞれ異なる位置に現出した暗部は平均化される。
【００１８】
したがって、角膜内皮細胞像のＳ／Ｎを、特定の部位に暗部が生じる従来の角膜内皮細胞像よりも向上させることができる。
【００１９】
なお、撮影光学系にさらに偏光板を設け、この偏光板を光軸回りに回転させながら撮影を行うことによって、フレアとして画質低下の原因となる角膜内皮細胞以外での散乱光あるいは反射光の写り込みを防止または抑制することができる。
【００２０】
また、画像の重ね合わせは、各画像中の特定位置に現れた特徴部分同士を一致させるように位置合わせを行なって加算処理を行う等、種々の公知の画像加算処理手段を用いればよく、本発明に係る角膜内皮細胞像撮影装置の外部に設けられた画像処理装置に備えるものとしてもよいし、角膜内皮細胞像撮影装置が画像処理手段等として備えていてもよい。
【００２１】
さらに重ね合わせる画像は、照明条件を変えて撮影された全ての画像を対象とするものに限らず、撮影された全ての画像を一旦提示して、重ね合わせ処理しようとする複数の画像を、検者の選択に委ねるようにしてもよい。
【００２２】
この場合、検者の選択を受け付ける選択手段をさらに設ければよい。
【００２３】
また、本発明の請求項２に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、請求項１に係る角膜内皮細胞像撮影装置において、前記走査手段は、前記スリット光束の幅よりも狭く形成された開口を有する幅狭スリットと、該幅狭スリットの開口長手方向に直交する方向に該幅狭スリットを駆動するスリット駆動手段とを備えたことを特徴とする。
【００２４】
このように構成された本発明の請求項２に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、スリット光束が幅狭スリットによって幅狭スリット光束とされるため、幅狭スリット光束が照射する角膜の領域は狭くなり、さらに、スリット駆動手段が幅狭スリットをその開口長手方向に直交する方向に駆動することによって、この幅狭スリット光束が振られ、この結果、幅狭スリット光束が照射している小領域が移動し、各小領域についての照明条件を、スリット光束によって照明範囲全体を照射したときの各小領域についての照明条件とは異なるものとすることができる。
【００２５】
すなわち、幅狭スリット光束によって照明されている小領域に隣接した非照明の小領域は、照明されている小領域からの伝搬光、散乱光等のクロストーク光を受けるため、スリット光束によって照明範囲全体を照射したときの各小領域についての照明条件とは異なるものとなる。
【００２６】
そして、幅狭スリット光束の移動ごとに撮影された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理し、あるいは、幅狭スリット光束の移動ごとに撮影された複数の小領域の角膜内皮細胞像を繋ぎ合わせ処理することにより、単一の照明条件で照明したときに角膜内皮細胞像に現出した暗部を平均化することができる。
【００２７】
しかも、幅狭スリットおよびスリット駆動手段という簡単な構成の走査手段によって実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【００２８】
また、本発明の請求項３に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、請求項２に係る角膜内皮細胞像撮影装置において、前記幅狭スリットと前記被検眼との間の前記スリット光束の光路上に、前記幅狭スリットを通過して可干渉性を有する幅狭スリット光束が前記被検眼において干渉するのを抑制させる干渉抑制手段を配設したことを特徴とする。
【００２９】
このように構成された本発明の請求項３に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、幅狭スリットを通過した幅狭スリット光束は可干渉性が高くなって、角膜を照射したときにスペックルノイズが生じる可能性があるが、幅狭スリットと被検眼との間のスリット光束の光路上に設けられた干渉抑制手段によって、被検眼における干渉が抑制されるため、スペックルノイズの発生を防止または抑制することができる。
【００３０】
なお、干渉抑制手段としては、幅狭スリット光束の位相を時系列的に不揃いにして可干渉性を低下させる作用を奏するものや、角膜で乱反射した幅狭スリット光束と干渉する時間遅れの幅狭スリット光束を遮断して、角膜における干渉を抑制するものなど、種々の形態を採用することができる。
【００３１】
例えば、上記干渉抑制手段としては、幅狭スリット光束を拡散させる拡散板およびこの拡散板を撮影光投影光学系の光軸回りに回転させる回転手段からなるもの（時系列位相不揃い化）や、撮影光投影光学系の光軸に直交する面内で多数の遮光部がランダムな配置で形成されたランダムドットパターン板およびこのランダムドットパターン板を撮影光投影光学系の光軸回りに回転させる回転手段からなるもの（時間遅れ可干渉光の遮断）や、撮影光投影光学系の光軸に直交する面内で多数の液晶分子が配列された液晶セルおよび液晶分子の駆動による透過部が面内においてランダムな位置に出現するように液晶セルを駆動する駆動回路からなるもの（時間遅れ可干渉光の除去遮断）などを適用することができる。
【００３２】
また、本発明の請求項４に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、請求項１に係る角膜内皮細胞像撮影装置において、前記走査手段は、前記スリット光束の入射面と出射面とが平行に形成されて該スリット光束を透過させる平行平板と、前記スリット光束の長手方向に平行な回転軸回りに前記平行平板を揺動させる平板揺動手段とを備えたことを特徴とする。
【００３３】
このように構成された本発明の請求項４に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、スリット光束が、撮影光投影光学系の光軸に対して傾いた光軸の平行平板を透過することによって、平行平板から出射したスリット光束は、この平行平板を通過しないときとは、ずれた方向に進行し、この進行方向のずれ量は、平行平板の光軸の傾き量に応じたものとなるが、平板揺動手段が、この平行平板を揺動させて光軸の傾き量を変化させることにより、スリット光束が振られ、この結果、角膜に対するスリット光束の照射方向が変化して、照明条件を変化させることができる。
【００３４】
そして、この照明条件が変化して撮影された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理することにより、各角膜内皮細胞像においてそれぞれ異なる位置に現出した暗部を平均化することができる。
【００３５】
しかも、平行平板および平板回動手段という簡単な構成で走査手段を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【００３６】
また、本発明の請求項５に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、請求項１に係る角膜内皮細胞像撮影装置において、前記走査手段は、前記スリット光束の長手方向に平行な回転軸回りの頂角の角度を変化可能であって該頂角の角度に応じた方向に前記スリット光束を出射させるアクティブプリズムと、前記頂角の角度を変化させるように前記アクティブプリズムを駆動する駆動回路とを備えたことを特徴とする。
【００３７】
ここで、アクティブプリズムとは、頂角可変のプリズムであり、フレキシブルプリズムあるいはバリアングルプリズム（商品名）とも称されている。
【００３８】
そしてその構造は、略平行に配された２つの平板ガラスが蛇腹で接続され、これら２つの平板ガラスと蛇腹とで囲まれた内部に、高屈折率の液体が封入され、蛇腹を伸縮させることによって、頂角の角度を可変としている。
【００３９】
このように構成された本発明の請求項５に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、スリット光束がアクティブプリズムを透過することによって、アクティブプリズムから出射したスリット光束は、このアクティブプリズムを通過しないときとは、ずれた方向に進行し、この進行方向のずれ量は、アクティブプリズムの頂角の角度に応じたものとなるが、駆動回路がこの頂角の角度を変化させることにより、スリット光束が振られ、この結果、角膜に対するスリット光束の照射方向が変化して、照明条件を変化させることができる。
【００４０】
そして、この照明条件が変化して撮影された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理することにより、各角膜内皮細胞像においてそれぞれ異なる位置に現出した暗部を平均化することができる。
【００４１】
しかも、アクティブプリズムおよび駆動回路という簡単な構成で走査手段を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【００４２】
また、上述した目的を達成するため、本発明の第２の角膜内皮細胞像撮影装置は、角膜への撮影光の可干渉性を低下させることによって、撮影光が可干渉性を有する場合にも、スペックルノイズが照明対象である角膜において出現するのを抑制したものである。
【００４３】
すなわち、本発明の請求項６に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、撮影光源から出射されスリットを通過した可干渉性を有するスリット光束を、被検眼の角膜に対して斜め方向から照射する撮影光投影光学系と、前記スリット光束が前記被検眼の角膜によって反射された反射光像を撮影する撮影光学系とを備えた角膜内皮細胞像撮影装置において、前記スリットと前記被検眼との間の前記スリット光束の光路上に、前記可干渉性を有するスリット光束が前記被検眼において干渉するのを抑制させる干渉抑制手段を配設したことを特徴とする。
【００４４】
ここで、可干渉性を有するスリット光束とは、ノイズ光を遮断する等のために撮影光投影光学系におけるスリットのスリット幅を狭く設定した場合に、このスリットを通過した撮影光の位相が揃い、可干渉性を有するに至った光束を意味する。
【００４５】
また、干渉抑制手段としては、幅狭スリット光束の位相を時系列的に不揃いにして可干渉性を低下させる作用を奏するものや、角膜で乱反射した幅狭スリット光束と干渉する時間遅れの幅狭スリット光束を遮断して、角膜における干渉を抑制するものなど、種々の形態を採用することができる。
【００４６】
例えば、上記干渉抑制手段としては、幅狭スリット光束を拡散させる拡散板およびこの拡散板を撮影光投影光学系の光軸回りに回転させる回転手段からなるもの（時系列位相不揃い化）や、撮影光投影光学系の光軸に直交する面内で多数の遮光部がランダムな配置で形成されたランダムドットパターン板およびこのランダムドットパターン板を撮影光投影光学系の光軸回りに回転させる回転手段からなるもの（時間遅れ可干渉光の遮断）や、撮影光投影光学系の光軸に直交する面内で多数の液晶分子が配列された液晶セルおよび液晶分子の駆動による透過部が面内においてランダムな位置に出現するように液晶セルを駆動する駆動回路からなるもの（時間遅れ可干渉光の除去遮断）や、ホログラムを利用したものなどを適用することができる。
【００４７】
このように構成された本発明の請求項６に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、スリット光束が可干渉性を有するに至っている場合にも、このスリット光束は、スリットと被検眼との間の当該スリット光束の光路上に設けられた干渉抑制手段によって、被検眼における干渉が抑制されるため、スペックルノイズの発生を防止または抑制することができ、スペックルノイズに起因する暗部の現出を防止または抑制することができ、従来の角膜内皮細胞像よりもＳ／Ｎを向上させることができる。
【００４８】
また、本発明の請求項７に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、請求項６に係る角膜内皮細胞像撮影装置において、前記干渉抑制手段は、前記可干渉性を有するスリット光束を拡散させる拡散板と、該拡散板を前記撮影光投影光学系の光軸回りに回転させる回転手段とを備えたことを特徴とする。
【００４９】
このように構成された本発明の請求項７に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、可干渉性を有するスリット光束は、スリットと被検眼との間の当該スリット光束の光路上に設けられた拡散板を通過することによって進行方向がランダムに乱されるが、回転手段がこの拡散板を光軸回りに回転させることによって、後続する時間遅れのスリット光束の進行方向は、先行して被検眼に到達したスリット光束の進行方向と不揃いとなり、被検眼における干渉が抑制され、スペックルノイズが生じるのを防止または抑制して、スペックルノイズに起因する暗部の現出を防止または抑制し、従来の角膜内皮細胞像よりもＳ／Ｎを向上させることができる。
【００５０】
しかも、拡散板および回転手段という簡単な構成で干渉抑制手段を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【００５１】
また、本発明の請求項８に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、請求項６に係る角膜内皮細胞像撮影装置において、前記干渉抑制手段は、前記撮影光投影光学系の光軸に直交する面内で多数の遮光部がランダムな配置で形成されたランダムドットパターン板と、該ランダムドットパターン板を前記撮影光投影光学系の光軸回りに回転させる回転手段とを備えたことを特徴とする。
【００５２】
このように構成された本発明の請求項８に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、可干渉性を有するスリット光束の一部は、スリットと被検眼との間の当該スリット光束の光路上に設けられたランダムドットパターン板の非遮光部を通過して被検眼に到達するが、回転手段がこのランダムドットパターン板を光軸回りに回転させることによって、先行して被検眼に到達したスリット光束と干渉するはずの時間遅れのスリット光束は、ランダムドットパターン板の遮光部で遮断されるため、被検眼における干渉が防止または抑制されることとなり、スペックルノイズが生じるのを防止または抑制して、スペックルノイズに起因する暗部の現出を防止または抑制し、従来の角膜内皮細胞像よりもＳ／Ｎを向上させることができる。
【００５３】
しかも、ランダムドットパターン板および回転手段という簡単な構成で干渉抑制手段を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【００５４】
また、本発明の請求項９に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、請求項６に係る角膜内皮細胞像撮影装置において、前記干渉抑制手段は、前記撮影光投影光学系の光軸に直交するように配設されて液晶分子の状態に応じて光を透過または遮蔽する液晶セルと、前記液晶セルを駆動する駆動回路とを備え、該駆動回路は、時系列的に互いに異なるランダムな透過パターンを表示させるように、前記液晶セルを駆動制御することを特徴とする。
【００５５】
このように構成された本発明の請求項９に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、可干渉性を有するスリット光束の一部は、スリットと被検眼との間の当該スリット光束の光路上に設けられた液晶セルの透過部を通過を通過して被検眼に到達するが、駆動回路が時系列的に互いに異なるランダムな透過パターンを表示させるように液晶セルを駆動制御することによって、先行して被検眼に到達したスリット光束と干渉するはずの時間遅れのスリット光束は、液晶セルの透過パターン以外の部分で遮断されるため、被検眼における干渉が防止または抑制されることとなり、スペックルノイズが生じるのを防止または抑制して、スペックルノイズに起因する暗部の現出を防止または抑制し、従来の角膜内皮細胞像よりもＳ／Ｎを向上させることができる。
【００５６】
しかも、液晶セルおよび駆動回路という簡単な構成で干渉抑制手段を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【００５７】
また、本発明の請求項１０に係る角膜内皮細胞像撮影装置は、請求項１から９のうちいずれか１項に係る角膜内皮細胞像撮影装置において、前記被検眼と前記角膜内皮細胞像撮影装置との間の距離に対応したアライメント調整用のアライメント光および前記被検眼の前眼部を観察するために該前眼部に照射される観察光を赤外光とし、前記撮影光源から出射する撮影光を可視光としたことを特徴とする。
【００５８】
ここで、本発明に係る各角膜内皮細胞像撮影装置は、実用上は、被検眼と装置との間の距離を適切に設定した上で撮影を行うのが好ましい。
【００５９】
すなわち、撮影に先立って、この距離に対応したアライメント（Ｚアライメント：距離方向（Ｚ方向）のアライメント）を調整すべく、被検眼にアライメント調整用のアライメント光を投光するとともに、被検眼の前眼部にも観察用の照明光（観察光）を投光して、被検眼に結像したアライメント光の像を前眼部の像とともに観察して、アライメント光の像と前眼部の像との位置関係が調整される。
【００６０】
このようなアライメント調整の操作時は、撮影時とは異なり、アライメント光や観察光を被検眼に照射し続けることとなり、これらの光を撮影光と同様の可視光とすると、被検者は眩しく感じてストレスとなる虞がある。
【００６１】
しかし、このように構成された本発明の請求項１０に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、観察操作時のアライメント光および観察光は、被検者に対する眩しさが可視光よりも低い赤外光であるため、被検者のストレスを軽減させることができる。
【００６２】
一方、撮影光は可視光であるため、撮影によって、通常の感覚で観察可能な角膜内皮細胞像を得ることができる。
【００６３】
なお、アライメント光を投光するアライメント光投影光学系や、被検眼に投光されたアライメント光の像ととともに被検眼の前眼部の像を観察するための観察光学系は、撮影光投影光学系と一部を兼用するものであってもよく、装置内部の構成が複雑になるのを防止することができる。
【００６４】
また、アライメント光は、上述したＺアライメントだけでなく、水平方向（Ｘ方向）および垂直方向（Ｙ方向）のアライメントを調整するためにも用いてもよく、これらＸＹアライメントを検出するための光学系や検出回路等を設けてもよい。
【００６５】
なお、上述した各発明においては、重ね合わせ処理や繋ぎ合わせ処理を行うことは必須の要件ではない。
【００６６】
すなわち、関心領域が局所領域に限られるときは、その局所領域に関しては、特定の照明条件の場合に、最も読影性能が高い場合があり、このような場合には、他の照明条件の画像と重ね合わせ処理（あるいは繋ぎ合わせ処理）することによって得られた重ね合わせ画像（あるいは繋ぎ合わせ画像）は、画像全体での読影性能は向上するものの、関心領域である局所領域については、特定の単一画像の場合よりも読影性能が低下する可能性があるからである。
【００６７】
【実施の形態】
以下、本発明に係る角膜内皮細胞像撮影装置の実施の形態について、図面を用いて説明する。
（実施形態１）
図１は、本発明の第１の角膜内皮細胞像撮影装置についての一実施形態である角膜内皮細胞像撮影装置１００を示す図である。
【００６８】
図示の角膜内皮細胞像撮影装置１００は、被検者Ｈの被検眼Ｅの前眼部を観察するための前眼部観察光学系１０、被検眼Ｅの角膜内皮細胞像を撮影するために角膜Ｃに撮影光を投光する撮影光投影光学系４０、被検眼Ｅの角膜内皮細胞像を観察するために角膜Ｃに観察光を投光する観察光投影光学系５０、角膜内皮細胞像を観察または撮影するための観察撮影光学系６０、被検眼ＥにＸＹアライメント調整用のＸＹアライメント指標光を投光するＸＹアライメント指標光投影光学系２０、投光されたＸＹアライメント指標光によって被検眼Ｅと角膜内皮細胞像撮影装置１００との水平方向（Ｘ方向）および垂直方向（Ｙ方向）についての相対的位置関係（ＸＹアライメント）を検出するＸＹアライメント検出光学系３０、被検眼ＥにＺアライメント調整用のＺアライメント光を投光するＺアライメント光投影光学系９０、投光されたＺアライメント光によって被検眼Ｅと角膜内皮細胞像撮影装置１００との間隔方向（Ｚ方向）についての相対的位置関係（Ｚアライメント）を検出するＺアライメント光検出光学系７０、および被検眼Ｅに固視標を投影する固視標投影光学系８０を備えた構成である。
【００６９】
ここで、前眼部観察光学系１０は、前眼部照明用の赤外光源１１、ハーフミラー１２、対物レンズ１３、ハーフミラー１４、遮光板１５、およびＣＣＤカメラ１６を備え、光軸Ｏ１を有している。
【００７０】
そして、赤外光源１１によって照明された被検眼Ｅの前眼部像は、ハーフミラー１２、対物レンズ１３、ハーフミラー１４を順次経て、ＣＣＤカメラ１６に投影される。なお、遮蔽板１５は、前眼部観察時にはこの前眼部像の通過光路外に退避され、角膜内皮細胞像の観察時あるいは撮影時にはこの前眼部像の通過光路上に挿入される。
【００７１】
ＸＹアライメント指標光投影光学系２０は、被検眼Ｅの角膜Ｃに向けて正面から、ＸＹアライメント指標光を投光する光学系であり、赤外光源２１、集光レンズ２２、開口絞り２３、指標を形成するピンホール板２４、ダイクロイックミラー２５、投影レンズ２６、およびハーフミラー１２を有している。なお、投影レンズ２６は、ピンホール板２４にその焦点が一致するように、光路上に配設されている。
【００７２】
そして、赤外光源２１から出射された赤外光は、集光レンズ２２により集光されつつ開口絞り２３を通過してピンホール板２４に導かれる。
【００７３】
このピンホール板２４を通過した光束は、ダイクロイックミラー２５によって反射され、投影レンズ２６によって平行光束とされ、ハーフミラー１２によって反射されて、角膜Ｃに入射する。
【００７４】
角膜Ｃに入射した指標光は、図３に示すように、角膜Ｃの頂点Ｐと角膜Ｃの曲率中心Ｏ２との中間位置に輝点像（虚像）Ｒを形成するように、角膜Ｃの外表面Ｔで反射される。なお、開口絞り２３は、投影レンズ２６に関して、角膜頂点Ｐと共役な位置に設けられている。
【００７５】
ＸＹアライメント検出光学系３０は、ハーフミラー１２、対物レンズ１３、ハーフミラー１４、およびアライメントセンサ３１を有しており、角膜Ｃの外表面で反射され輝点像Ｒを担持したＸＹアライメント指標光は、ハーフミラー１２を透過し、対物レンズ１３によって集束されつつ、ハーフミラー１４によってその一部が反射されて、アライメントセンサ３１上に輝点像Ｒの像（実像）Ｒ′を形成する。
【００７６】
なお、アライメントセンサ３１は、例えば、ＰＳＤ（Position Sensitive Detector：位置検出センサ）等の受光素子であるが、少なくとも二次元平面（ＸＹ平面）についての位置を受光量に基づいて検出しうるものであればよい。
【００７７】
ＸＹアライメント検出回路３３は、アライメントセンサ３１の出力に基づいて、角膜内皮細胞像撮影装置１００と角膜ＣとのＸＹ方向についてのアライメント状態を演算し、この演算の結果を制御回路３２に出力する。
【００７８】
一方、ハーフミラー１４を透過した、輝点像Ｒを担持したＸＹアライメント指標光は、ＣＣＤカメラ１６に導かれて、ＣＣＤカメラ１６上において輝点像（実像）Ｒ″を形成する。
【００７９】
なお、ＣＣＤカメラ１６はモニタ装置に画像信号を出力し、モニタ装置の表示面１７には、図４に示すように、被検眼Ｅの前眼部像Ｅ′および輝点像Ｒ″が表示される。
【００８０】
このとき、表示面１７上には、図示しない画像生成手段によって生成された、ＸＹアライメントの許容範囲を示すマーク１８が同時に表示されており、検者は、この表示面１７上に表示された輝点像Ｒ″がマーク１８内に入ってピントが合うように、角膜内皮細胞像撮影装置１００を被検眼Ｅに対してＸＹ方向に相対的に移動させ、ＸＹアライメントを適切な状態とする。
【００８１】
撮影光投影光学系４０は、角膜内皮細胞を撮影するための撮影スリット光束を角膜Ｃに対して斜め方向から照射するものであり、撮影用光源としてのキセノンランプ４１、集光レンズ４２、スリット板４３、走査手段９１、ダイクロイックミラー４４、開口絞り４５、および対物レンズ４６を備え、光軸Ｏ３を有している。
【００８２】
ここで、キセノンランプ４１は、波長４００ｎｍから７００ｎｍまでの可視光を発する。また、スリット板４３は、広い視野を撮影することができ、かつ角膜外表面からの反射光が混入して画質が低下しない程度の幅に設定されている。ダイクロイックミラー４４は、可視域の波長の光（可視光）を透過し、可視光よりも長波長側の光を遮断する光学的特性に設定されている。
【００８３】
そして、キセノンランプ４１から出射された可視光は、集光レンズ４２によって集光されつつ、スリット板４３に導かれ、走査手段９１を介してダイクロイックミラー４４を透過し、開口絞り４５を通過し、対物レンズ４６によって角膜Ｃに導かれ、角膜Ｃを横断照明する。
【００８４】
ここで、走査手段９１としては、例えば、スリット板４３を通過したスリット光束の入射面と出射面とが平行に形成されてスリット光束を透過させる平行平板９２と、スリット光束の長手方向に平行な回転軸回りに平行平板９２を揺動させる平板揺動手段９３とからなるものである。
【００８５】
そして、この平行平板９２を透過したスリット光束は、ダイクロイックミラー４４を透過し、開口絞り４５を通過して、対物レンズ４６によって集束され、角膜Ｃに導かれる。
【００８６】
なお、図５（ａ）は、撮影光投影光学系４０によって投光されたスリット光束の角膜Ｃにおける反射状態を示しており、スリット光束の一部は、空気と角膜Ｃとの境界面である角膜外表面Ｔにおいて反射され、角膜外表面Ｔを透過したスリット光束の一部は、角膜内皮細胞面Ｎにおいて反射され、他の一部は、角膜外表面Ｔと角膜内皮細胞面Ｎとの間の角膜実質Ｍによって反射される。
【００８７】
そして、これら反射光のうち、角膜外表面Ｔにおける反射光束Ｔ′が最も光量が大きく、次いで角膜内皮細胞面Ｎにおける反射光束Ｎ′の光量が大きく、角膜実質Ｍによる反射光束Ｍ′の光量が最も小さい。
【００８８】
Ｚアライメント光投影光学系９０は、赤外光を出射するＺアライメント用光源５１、集光レンズ５２、スリット板５３、ダイクロイックミラー４４、開口絞り４５、対物レンズ４６を有している。
【００８９】
このＺアライメント用光源５１からは赤外域の光が出射され、また、スリット板５３の開口幅は、Ｚ方向のアライメント精度向上のために、スリット板４３の開口幅よりも狭く設定されている。
【００９０】
Ｚアライメント用光源５１から出射された赤外光は、集光レンズ５２によって集束されつつスリット板５３を通過し、この通過したスリット光束は、ダイクロイックミラー４４によって反射され、開口絞り４５を通過し、対物レンズ４６によって集束されて角膜Ｃに導かれる。
【００９１】
そして、Ｚアライメント光投影光学系９０によって角膜Ｃに投光されたスリット光束は、撮影光投影光学系４０によって投光されたスリット光束と同様に、図５（ａ）に示すように、角膜Ｃにおいて反射される。
【００９２】
なお、Ｚアライメント光投影光学系９０は、被検眼Ｅの角膜内皮細胞像を観察するために角膜Ｃに観察光を投光する観察光投影光学系５０を兼ねており、観察光として、Ｚアライメント用光源５１から出射される赤外光が用いられる。
【００９３】
観察撮影光学系６０は、前眼部観察光学系１０の光軸Ｏ１に関して、撮影光投影光学系４０と対称の位置に設けられており、対物レンズ６１、ダイクロイックミラー６２、マスク６３、ミラー６４、リレーレンズ６５、遮光板６６、ミラー６７、ＣＣＤカメラ１６を備え、光軸Ｏ４を有している。
【００９４】
ここで、ダイクロイックミラー６２は、８２０ｎｍ以下の波長の光を透過させ、８２０ｎｍを超える波長の光を遮断する光学特性を有している。
【００９５】
マスク６３は、角膜内皮細胞像を形成する光束以外の反射光束がＣＣＤカメラ１６に入射するのを阻止するために設けられており、ミラー６７は、前眼部観察光束の妨げとならない位置に配設されるとともに、被検眼Ｅの傾斜角度θと同一角度を以て傾斜されている。
【００９６】
撮影光投影光学系４０および観察光投影光学系５０から出射され、角膜Ｃによって反射された反射光束は、対物レンズ６１により集光されつつダイクロイックミラー６２を透過してマスク６３上に角膜内皮細胞像として一旦結像される。
【００９７】
角膜内皮細胞像を形成する以外の反射光束は、このマスク６３により遮断され、マスク６３を通過した角膜内皮細胞像を担持した反射光束はミラー６４によって反射され、リレーレンズ６５により集束されつつミラー６７に導かれ、このミラー６７によって反射され、ＣＣＤカメラ１６上に、角膜内皮細胞像を形成する。
【００９８】
ＣＣＤカメラ１６は、モニタ装置にこの角膜内皮細胞像を表す画像信号を出力し、モニタ装置の表示面１７には、この画像信号に基づいて図５（ｂ）に示すように、角膜内皮細胞像６８ａが可視表示される。
【００９９】
ここで、図５（ｂ）において、破線で示す光像６８ｂは、マスク６３によって遮断されないとした場合に、角膜外表面Ｔからの反射光束Ｔ′により形成される像である。
【０１００】
なお、遮光板６６は、角膜内皮細胞像の観察時や撮影時は、光路上から退避されていて、前眼部観察時は光路中に挿入される。
【０１０１】
固視標投影光学系８０は、可視光を出射する固視標用光源８１、ピンホール板８２、ダイクロイックミラー２５、投影レンズ２６、ハーフミラー１２を有している。
【０１０２】
そして、固視標用光源８１から出射された固視標光は、ピンホール板８２を経てダイクロイックミラー２５を透過し、投影レンズ２６により平行光束とされた後、ハーフミラー１２に反射投影される。ここで、被験者Ｈは、このハーフミラー１２に反射投影された固視標光を固視目標として注視することにより、被験者Ｈの視線が固定される。
【０１０３】
Ｚアライメント検出光学系７０は、対物レンズ６１、ダイクロイックミラー６２、および合焦位置検出センサ７１を有している。
【０１０４】
Ｚアライメント光投影光学系９０により投光されたスリット光束の角膜Ｃによる反射光は、対物レンズ６１により集束されつつダイクロイックミラー６２に導かれ、合焦位置検出センサ７１上に結像される。
【０１０５】
合焦位置検出センサ７１は、ラインセンサ等の光量分布を検出可能な受光素子であり、合焦位置検出センサ７１には、図６（ａ）に示す像が形成され、図６（ｂ）に示すような光量分布を得ることができる。
【０１０６】
また、図６（ｂ）に示すように、角膜外表面Ｔにおいて反射された光束Ｔ′による光像７４に対応する領域は、角膜内皮細胞面Ｎにおいて反射された光束Ｎ′による光像７５に対応する領域よりも、大きな光量を示している。
【０１０７】
そして、Ｚアライメント検出回路７２は、図６（ｂ）に示した合焦位置検出センサ７１の出力に基づいて、反射光束Ｎ′の光量が極大となるピーク位置７５′を検出し、この検出結果によって角膜内皮細胞面Ｎの位置が検出され、角膜内皮細胞面Ｎの位置は制御回路３２に入力される。
【０１０８】
また、合焦位置検出センサ７１の検出結果は角膜Ｃの厚さを測定する角膜厚測定回路７３にも入力され、角膜厚測定回路７３は、合焦位置検出センサ７１の出力に基づいて、反射光束Ｔ′の光量が極大となるピーク位置７４′と、反射光束Ｎ′の光量が極大となるピーク位置７５′との間の距離Ｋを検出し、この距離Ｋに基づいて、角膜Ｃの厚さを演算し、得られらた演算結果を制御回路３２に出力する。
【０１０９】
制御回路３２は、Ｚアライメント検出回路７２の結果に基づいて、Ｚ方向のアライメント情報を、図４および図５（ｂ）におけるアライメントバー７６の表示位置によって、検者に報知する。
【０１１０】
次に、本実施形態の角膜内皮細胞像撮影装置１００の作用について説明する。
【０１１１】
まず、制御回路３２は、光源１１，２１，５１，８１を点灯させ、検者は、モニタ装置の表示面１７上に表示された前眼部観察像を観察しながら、概略のアライメント調整操作を行う。
【０１１２】
すなわち、ＸＹアライメント検出回路３３およびＺアライメント検出回路７２から検出結果が制御装置３２に入力されて、角膜内皮細胞像撮影装置１００と被検眼Ｅとの間の概略のアライメント調整が完了すると、制御回路３２は、撮影用光源４１を点灯させる。
【０１１３】
制御回路３２は同時に、遮光板１５を光路中に挿入させるとともに、遮光板６６を光路から退避させる。そして、この作用によって、モニタ装置の表示面１７には、前眼部観察像から角膜内皮細胞像に切り換えられる。
【０１１４】
ＸＹ方向のアライメントが完了し、角膜内皮細胞面Ｎが観察撮影光学系６０のピント位置に合致したことがＸＹアライメント検出回路３３、Ｚアライメント検出回路７２により検出されると、角膜厚測定回路７３が、合焦位置検出センサ７１の出力に基づいて、角膜Ｃの厚さを演算し、制御回路３２に出力する。
【０１１５】
そして、モニタ装置の表示面１７には、角膜の厚さおよび角膜内皮細胞像が表示される。
【０１１６】
角膜内皮細胞の撮影は、走査手段９１を構成する平行平板９２を、同じく走査手段９１を構成する平板揺動手段９３により、スリット光束の長手方向に平行な回転軸回りに揺動させながら行われる。
【０１１７】
すなわち、図７に示すように、スリット板４３を通過したスリット光束が、撮影光投影光学系４０の光軸Ｏ３に対して傾いた光軸の平行平板９２を透過することによって、平行平板９２から出射したスリット光束は、この平行平板９２を通過しないときとは、ずれた方向に進行し、この進行方向のずれ量は、平行平板９２の光軸の傾き量に応じたものとなるが、平板揺動手段９３が、この平行平板９２を揺動させて光軸の傾き量を変化させることにより、スリット光束は、同図における実線や二点鎖線のように振られ、この結果、角膜Ｃに対するスリット光束の照射方向が平行平板９２の傾き量が変わるごとに変化し、照明条件を変化させる。
【０１１８】
したがって、角膜内皮細胞面Ｎの微小な凹凸や散乱によって角膜内皮細胞像において現出する明暗は、照明条件が変化するごとに、その現出位置が変わり、あるいは明暗の濃淡も変化する。
【０１１９】
そして、単一の角膜内皮細胞像においては観察に悪影響を与える明暗も、この照明条件が変化するごとに撮影された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理することによって得られた重ね合わせ後の角膜内皮細胞像においては、平均化（平滑化）されるために、Ｓ／Ｎを向上させることができる。
【０１２０】
しかも、角膜内皮細胞のひとつ一つを画する細胞膜の像は、重ね合わせ処理によっても、コントラストよく形成されるため、細胞膜の像に基づいて細胞の大きさを解析、診断する場合にも、悪影響を与えることがない。
【０１２１】
なお、複数の角膜内皮細胞像の重ね合わせに際しては、種々の公知の位置合わせ処理を行えばよい。
【０１２２】
一方、重ね合わせ処理を行わない方が、部分的にはコントラストが良い場合もあり、このような場合は、重ね合わせ処理前の、照明条件が違いに異なる個々の単一画像で表示可能、撮影可能としてもよい。
【０１２３】
すなわち、関心領域が局所領域に限られるときは、その局所領域に関しては、特定の照明条件の場合に、最も読影性能が高い場合があり、このような場合には、他の照明条件の画像と重ね合わせ処理することによって得られた重ね合わせ画像は、画像全体での読影性能は向上するものの、関心領域である局所領域については、特定の単一画像の場合よりも読影性能が低下する可能性があるからである。
【０１２４】
また、モニタ装置の表示面１７に、各照明光軸を示す画像を表示してもよい。
【０１２５】
さらにまた、撮影光源４１の発光および角膜内皮細胞像の撮影は、上述したように、走査手段９１の走査および撮影に同期させて行ってもよいし、撮影光源４１の１回の発光中および１回の撮影中に、走査手段９１を連続して走査してもよい。
【０１２６】
後者の場合は、より短時間での撮影が可能となり、被験者の負担を軽減させることができるとともに、視軸の微動による影響を低減することもできる。
【０１２７】
なお、走査手段９１としては、上述した平行平板９２および平板揺動手段９３を備えた構成の他、図８に示すように、スリット光束の長手方向に平行な回転軸回りの頂角の角度を変化可能であって、この頂角の角度に応じた方向にスリット光束を出射させるアクティブプリズム９４と、このアクティブプリズム９４の頂角の角度を変化させるようにアクティブプリズム９４を駆動する駆動回路９５とを備えたものを適用することもでき、このような走査手段９１を適用した構成の角膜内皮細胞像撮影装置１００によっても、上述した実施形態１と同様の効果を発揮することができる。
【０１２８】
また、走査手段９１として、図９に示すように、スリット板４３を通過したスリット光束が角膜Ｃを小領域ごとに走査しつつ照射するように、スリット板４３のスリット幅よりも狭く形成された開口を有する幅狭スリット９６と、この幅狭スリット９６の開口長手方向に直交する方向に、幅狭スリット９６を駆動するスリット駆動手段９７とを備えた構成を適用することもできる。
【０１２９】
そして、このような走査手段９１を適用した構成の角膜内皮細胞像撮影装置１００によれば、スリット光束が幅狭スリット９６によって幅狭スリット光束とされるため、幅狭スリット光束が照射する角膜Ｃの領域は狭くなり、さらに、スリット駆動手段９７が幅狭スリット９６をその開口長手方向に直交する方向に駆動することによって、幅狭スリット光束が振られ、この結果、幅狭スリット光束が照射している小領域が移動し、各小領域についての照明条件を、スリット光束によって照明範囲全体を照射したときの各小領域についての照明条件とは異なるものとすることができる。
【０１３０】
ここで、幅狭スリット９６は、撮影光投影光学系４０の瞳位置に配設するのが、最も効率良く走査可能であるため、好ましい。
【０１３１】
そして、幅狭スリット光束の移動ごとに撮影された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理し、あるいは、幅狭スリット光束の移動ごとに撮影された複数の小領域の角膜内皮細胞像を繋ぎ合わせ処理すれば、単一の照明条件で照明した場合に角膜内皮細胞像に現出するノイズとしての明暗を平均化して、Ｓ／Ｎを向上させることができる。
【０１３２】
なお、走査手段９１として幅狭スリット９６を用いる場合には、幅狭スリット９６と被検眼Ｅとの間のスリット光束の光路上に、幅狭スリット９６を通過して可干渉性を有する幅狭スリット光束が被検眼Ｅ（角膜Ｃ）において干渉するのを抑制させる干渉抑制手段をさらに配設するのが好ましい。
【０１３３】
すなわち、幅狭スリット９６を通過した幅狭スリット光束は、可干渉性が高くなっていることがあり、角膜Ｃを照射したときにスペックルノイズを生じる可能性があるが、幅狭スリット９６と被検眼Ｅとの間のスリット光束の光路上に設けられた干渉抑制手段によって、被検眼Ｅにおける干渉が抑制されるため、スペックルノイズの発生を防止または抑制することができる。
【０１３４】
なお、そのような干渉抑制手段としては、幅狭スリット光束の位相を時系列的に不揃いにして可干渉性を低下させる作用を奏するものや、角膜で乱反射した幅狭スリット光束と干渉する時間遅れの幅狭スリット光束を遮断して、角膜における干渉を抑制するものなど、種々の形態を採用することができる。
【０１３５】
例えば、上記干渉抑制手段としては、幅狭スリット光束を拡散させる拡散板およびこの拡散板を撮影光投影光学系４０の光軸Ｏ３回りに回転させる回転手段からなるもの（時系列位相不揃い化）や、撮影光投影光学系４０の光軸Ｏ３に直交する面内で多数の遮光部がランダムな配置で形成されたランダムドットパターン板およびこのランダムドットパターン板を撮影光投影光学系４０の光軸Ｏ３回りに回転させる回転手段からなるもの（時間遅れ可干渉光の遮断）や、撮影光投影光学系４０の光軸Ｏ３に直交する面内で多数の液晶分子が配列された液晶セルおよび液晶分子の駆動による透過部が面内においてランダムな位置に出現するように液晶セルを駆動する駆動回路からなるもの（時間遅れ可干渉光の除去遮断）などを適用することができる。
（実施形態２）
図１０は、本発明の第２の角膜内皮細胞像撮影装置についての一実施形態である角膜内皮細胞像撮影装置１００を示す図である。
【０１３６】
ここで、本実施形態２の角膜内皮細胞像撮影装置１００は、その構成の大部分が図１に示した実施形態１の角膜内皮細胞像撮影装置１００と共通であるため、異なる部分についてのみ説明し、共通部分についての説明は省略する。
【０１３７】
すなわち、本実施形態２の角膜内皮細胞像撮影装置１００は、スリット板４３のスリット幅が、実施形態１の角膜内皮細胞像撮影装置１００のスリット板４３のスリット幅よりも狭く形成されており、このスリット板４３を通過したスリット光束が、図９に示した幅狭スリット光束と同様に、可干渉性を有するに至っている。
【０１３８】
また、本実施形態２の角膜内皮細胞像撮影装置１００は、実施形態１の角膜内皮細胞像撮影装置１００における走査手段９１が、干渉抑制手段９８に置換されている。
【０１３９】
この干渉抑制手段９８は、可干渉性を有しているスリット光束が被検眼Ｅ（角膜Ｃ）において干渉するのを抑制させるものであり、図１１に示すように、例えば可干渉性を有するスリット光束を拡散させる拡散板９８ａと、この拡散板９８ａを撮影光投影光学系４０の光軸Ｏ３回りに回転させる回転手段９８ｂとを備えた構成である。
【０１４０】
そして、このように構成された本実施形態２の角膜内皮細胞像撮影装置１００によれば、可干渉性を有する撮影光であるスリット光束は、スリット板４３と被検眼Ｅとの間のスリット光束の光路上に設けられた拡散板９８ａを通過することによって進行方向がランダムに乱されるが、回転手段９８ｂがこの拡散板９８ａを光軸Ｏ３回りに回転させることによって、後続する時間遅れのスリット光束の進行方向が、先行して被検眼に到達したスリット光束の進行方向と不揃いとなって位相がずれるため、被検眼Ｅにおいて、先行したスリット光束と後続するスリット光束との干渉が抑制され、スペックルノイズが生じるのを防止または抑制して、スペックルノイズに起因する暗部の現出を防止または抑制し、撮影された角膜内皮細胞像のＳ／Ｎを向上させることができる。
【０１４１】
なお、干渉抑制手段９８としては、上述した拡散板９８ａおよび回転手段９８ｂを備えた構成の他、撮影光投影光学系４０の光軸Ｏ３に直交する面内で多数の遮光部が半径方向および回転方向についてランダムな配置で形成されたランダムドットパターン板およびランダムドットパターン板を撮影光投影光学系４０の光軸Ｏ３回りに回転させる回転手段とを備えた構成や、撮影光投影光学系４０の光軸Ｏ３に直交するように配設されて液晶分子の状態に応じて幅狭スリット光束を透過または遮蔽する液晶セルおよび液晶セルを駆動する駆動回路とを備え、この駆動回路が時系列的に互いに異なるランダムな透過パターンを表示させるように液晶セルを駆動制御する構成や、ホログラムを利用した干渉抑制手段などを適用することもでき、このような干渉抑制手段９８を適用した構成の角膜内皮細胞像撮影装置１００によっても、上述した実施形態２と同様の効果を発揮することができる。
【０１４２】
また、本実施形態２の角膜内皮細胞像撮影装置１００においては、干渉抑制手段９８を、光投影光学系４０のみならず、Ｚアライメント光投影光学系９０（観察光投影光学系５０）にも設けることができ、このようにＺアライメント光投影光学系９０に設けることによって、合焦位置検出センサ７１上における検出信号のＳ／Ｎを向上させることができる。
【０１４３】
さらに、干渉抑制手段９８をダイクロイックミラー４４に対して被検眼Ｅ側に配置することによって、撮影される角膜内皮細胞像のＳ／Ｎと合焦位置検出センサ７１上における検出信号のＳ／Ｎとの両方を、単一の干渉抑制手段９８のみによって向上させることができ、製造コストを抑制しつつ性能を向上させることができる。
【０１４４】
また、実施形態１と同様に、複数回の撮影を行って複数の角膜内皮細胞像を取得するようにしてもよく、この場合、実施形態１の場合と同様に、複数の角膜内皮細胞像を位置合わせ処理したうえで重ね合わせ処理することにより、単一の角膜内皮細胞像よりも、さらにＳ／Ｎの高い重ね合わせ角膜内皮細胞像を得ることができる。
【０１４５】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の請求項１に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、走査手段によってスリット光束が走査されている期間中は、角膜が照射される照明条件が変化し、この結果、撮影光学系によって撮影される角膜内皮細胞像も変化し、走査期間中に得られた複数の角膜内皮細胞像を位置合わせして重ね合わせる加算処理（等荷重加算または重み付け加算）を行うことによって、各角膜内皮細胞像においてそれぞれ異なる位置に現出した暗部は平均化される。
【０１４６】
また、幅狭のスリット光束を移動して、その都度、小領域ごとの画像を得るようにした走査手段を用いた角膜内皮細胞像撮影装置の場合は、例えば照明されている小領域に隣接した非照明の小領域も、照明されている小領域からの伝搬光、散乱光等のクロストーク光を、照明時の撮影光とは異なる方向から受けるため、各小領域に対する照明条件は、照明範囲全体を照射したときの各小領域についての照明条件とは異なるものとなる。
【０１４７】
この結果、各小領域ごとに照明された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理し、あるいは繋ぎ合わせ処理することにより、各角膜内皮細胞像においてそれぞれ異なる位置に現出した暗部は平均化される。
【０１４８】
したがって、特定の部位に暗部が生じる従来の角膜内皮細胞像よりもＳ／Ｎを向上させることができる。
【０１４９】
また、本発明の請求項２に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、スリット光束が幅狭スリットによって幅狭スリット光束とされるため、幅狭スリット光束が照射する角膜の領域は狭くなり、さらに、スリット駆動手段が幅狭スリットをその開口長手方向に直交する方向に駆動することによって、この幅狭スリット光束が振られ、この結果、幅狭スリット光束が照射している小領域が移動し、各小領域についての照明条件を、スリット光束によって照明範囲全体を照射したときの各小領域についての照明条件とは異なるものとすることができる。
【０１５０】
すなわち、幅狭スリット光束によって照明されている小領域に隣接した非照明の小領域は、照明されている小領域からの伝搬光、散乱光等のクロストーク光を受けるため、スリット光束によって照明範囲全体を照射したときの各小領域についての照明条件とは異なるものとなる。
【０１５１】
そして、幅狭スリット光束の移動ごとに撮影された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理し、あるいは、幅狭スリット光束の移動ごとに撮影された複数の小領域の角膜内皮細胞像を繋ぎ合わせ処理することにより、単一の照明条件で照明したときに角膜内皮細胞像に現出した暗部を平均化することができる。
【０１５２】
しかも、幅狭スリットおよびスリット駆動手段という簡単な構成の走査手段によって実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【０１５３】
また、本発明の請求項３に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、幅狭スリットを通過した幅狭スリット光束は可干渉性が高くなって、角膜を照射したときにスペックルノイズが生じる可能性があるが、幅狭スリットと被検眼との間のスリット光束の光路上に設けられた干渉抑制手段によって、被検眼における干渉が抑制されるため、スペックルノイズの発生を防止または抑制することができる。
【０１５４】
また、本発明の請求項４に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、スリット光束が、撮影光投影光学系の光軸に対して傾いた光軸の平行平板を透過することによって、平行平板から出射したスリット光束は、この平行平板を通過しないときとは、ずれた方向に進行し、この進行方向のずれ量は、平行平板の光軸の傾き量に応じたものとなるが、平板揺動手段が、この平行平板を揺動させて光軸の傾き量を変化させることにより、スリット光束が振られ、この結果、角膜に対するスリット光束の照射方向が変化して、照明条件を変化させることができる。
【０１５５】
そして、この照明条件が変化して撮影された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理することにより、各角膜内皮細胞像においてそれぞれ異なる位置に現出した暗部を平均化することができる。
【０１５６】
しかも、平行平板および平板回動手段という簡単な構成で走査手段を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【０１５７】
また、本発明の請求項５に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、スリット光束がアクティブプリズムを透過することによって、アクティブプリズムから出射したスリット光束は、このアクティブプリズムを通過しないときとは、ずれた方向に進行し、この進行方向のずれ量は、アクティブプリズムの頂角の角度に応じたものとなるが、駆動回路がこの頂角の角度を変化させることにより、スリット光束が振られ、この結果、角膜に対するスリット光束の照射方向が変化して、照明条件を変化させることができる。
【０１５８】
そして、この照明条件が変化して撮影された複数の角膜内皮細胞像を重ね合わせ処理することにより、各角膜内皮細胞像においてそれぞれ異なる位置に現出した暗部を平均化することができる。
【０１５９】
しかも、アクティブプリズムおよび駆動回路という簡単な構成で走査手段を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【０１６０】
また、本発明の請求項６に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、スリット光束が可干渉性を有するに至っている場合にも、このスリット光束は、スリットと被検眼との間の当該スリット光束の光路上に設けられた干渉抑制手段によって、被検眼における干渉が抑制されるため、スペックルノイズの発生を防止または抑制することができ、スペックルノイズに起因する暗部の現出を防止または抑制することができ、従来の角膜内皮細胞像よりもＳ／Ｎを向上させることができる。
【０１６１】
また、本発明の請求項７に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、可干渉性を有するスリット光束は、スリットと被検眼との間の当該スリット光束の光路上に設けられた拡散板を通過することによって進行方向がランダムに乱されるが、回転手段がこの拡散板を光軸回りに回転させることによって、後続する時間遅れのスリット光束の進行方向は、先行して被検眼に到達したスリット光束の進行方向と不揃いとなり、被検眼における干渉が抑制され、スペックルノイズが生じるのを防止または抑制して、スペックルノイズに起因する暗部の現出を防止または抑制し、従来の角膜内皮細胞像よりもＳ／Ｎを向上させることができる。
【０１６２】
しかも、拡散板および回転手段という簡単な構成で干渉抑制手段を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【０１６３】
また、本発明の請求項８に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、可干渉性を有するスリット光束の一部は、スリットと被検眼との間の当該スリット光束の光路上に設けられたランダムドットパターン板の非遮光部を通過して被検眼に到達するが、回転手段がこのランダムドットパターン板を光軸回りに回転させることによって、先行して被検眼に到達したスリット光束と干渉するはずの時間遅れのスリット光束は、ランダムドットパターン板の遮光部で遮断されるため、被検眼における干渉が防止または抑制されることとなり、スペックルノイズが生じるのを防止または抑制して、スペックルノイズに起因する暗部の現出を防止または抑制し、従来の角膜内皮細胞像よりもＳ／Ｎを向上させることができる。
【０１６４】
しかも、ランダム開口板および回転手段という簡単な構成で干渉抑制を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【０１６５】
また、本発明の請求項９に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、可干渉性を有するスリット光束の一部は、スリットと被検眼との間の当該スリット光束の光路上に設けられた液晶セルの透過部を通過を通過して被検眼に到達するが、駆動回路が時系列的に互いに異なるランダムな透過パターンを表示させるように液晶セルを駆動制御することによって、先行して被検眼に到達したスリット光束と干渉するはずの時間遅れのスリット光束は、液晶セルの透過パターン以外の部分で遮断されるため、被検眼における干渉が防止または抑制されることとなり、スペックルノイズが生じるのを防止または抑制して、スペックルノイズに起因する暗部の現出を防止または抑制し、従来の角膜内皮細胞像よりもＳ／Ｎを向上させることができる。
【０１６６】
しかも、液晶セルおよび駆動回路という簡単な構成で干渉抑制手段を実現することができるため、製造コストの上昇を抑制することができる。
【０１６７】
また、本発明の請求項１０に係る角膜内皮細胞像撮影装置によれば、観察操作時のアライメント光および観察光は、被検者に対する眩しさが可視光よりも低い赤外光であるため、被検者のストレスを軽減させることができる。
【０１６８】
一方、撮影光は可視光であるため、撮影によって、通常の感覚で観察可能な角膜内皮細胞像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る第１の角膜内皮細胞像撮影装置の一実施形態を示す要部構成図であって、ＸＺ面内（水平面内）での配置状態を示す。
【図２】本発明に係る第１の角膜内皮細胞像撮影装置の一実施形態を示す要部構成図であって、ＹＺ面内（鉛直面内）での配置状態を示す。
【図３】角膜に照射されたアライメント光束の反射作用を説明する図である。
【図４】モニタ装置の表示面上に表示された前眼部像およびアライメント光を示す図である。
【図５】角膜に照射されるスリット光束とモニタ装置の表示面上に表示される角膜内皮細胞像との関係を示す説明図であり、（ａ）はスリット光束の角膜による反射の詳細を示し、（ｂ）は（ａ）に示した反射作用によって表示された内皮細胞像を示す。
【図６】角膜からの反射光束と合焦位置検出センサとの位置関係および光量分布の関係を示す図であり、（ａ）は位置関係を示す模式図、（Ｂ）は光量分布を示すグラフである。
【図７】走査手段の具体的な一形態を示す図（その１）である。
【図８】走査手段の具体的な一形態を示す図（その２）である。
【図９】走査手段の具体的な一形態を示す図（その３）である。
【図１０】本発明に係る第１の角膜内皮細胞像撮影装置の一実施形態を示す要部構成図であって、ＸＺ面内（水平面内）での配置状態を示す。
【図１１】干渉抑制手段の具体的な一形態を示す図である。
【符号の説明】
４３スリット板
９２平行平板
９３平板揺動手段
Ｅ被検眼
Ｃ角膜
Ｏ３撮影光投影光学系の光軸[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a corneal endothelial cell image capturing apparatus that captures an image related to the cornea including a corneal endothelial cell image of a subject eye.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, as a device for photographing a corneal endothelial cell image, a photographing light source that emits visible light, a slit that narrows the emitted visible light (photographing light), and a photographing light that has passed through the slit into an elongated slit light beam. (Hereinafter referred to as slit light flux) is a photographing light projection optical system that irradiates the cornea of the eye to be examined from an oblique direction, and photographing for photographing a reflected light image obtained by reflecting the slit light flux by the cornea of the eye to be examined. An apparatus including an optical system is known.
[0003]
Since such a corneal endothelial cell imaging apparatus performs imaging after appropriately setting the distance between the eye to be examined and the apparatus, alignment (Z alignment: distance) corresponding to this distance is performed prior to imaging. In order to adjust the direction (alignment in the Z direction), alignment light for alignment adjustment is projected onto the eye to be examined, and the positional relationship between the alignment light and the eye to be examined is observed.
[0004]
For this reason, the corneal endothelial cell imaging apparatus is for observing an image of the anterior segment of the eye to be examined together with an alignment light projection optical system that projects alignment light and an image of the alignment light that is projected to the eye to be examined. The observation optical system is also provided.
[0005]
In order to prevent the internal configuration of the apparatus from becoming complicated, the alignment light projection optical system is configured to partially use the above-described imaging light projection optical system, and the observation optical system is also configured to partially use the imaging optical system. Has been.
[0006]
The alignment light is used not only for the above-described Z alignment but also for adjusting the alignment in the horizontal direction (X direction) and the vertical direction (Y direction), and an optical system for detecting these XY alignments. And a detection circuit are also provided (Patent Document 1).
[0007]
[Patent Document 1]
JP-A-8-117190
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, a dark part such as a patch may appear in the cell image of the corneal endothelium photographed by the above-described corneal endothelial cell image photographing apparatus.
[0009]
This dark part is, for example, a shadow due to minute irregularities on the surface of the corneal endothelial cell, scattering of light by the corneal surface or the corneal substance, or the slit width of the slit in the photographing light projection optical system is narrow Speckle noise generated when the slit luminous flux has coherency.
[0010]
If such a dark portion is recognized in the captured image, the image interpretation performance is deteriorated and the diagnosis is affected, or the accuracy of the analysis result decreases when further analysis is performed based on the image. There is a possibility.
[0011]
The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a corneal endothelial cell imaging apparatus capable of improving the S / N of a captured image by suppressing the appearance of a dark part as noise. .
[0012]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above-described object, the first corneal endothelial cell imaging apparatus of the present invention changes the illumination direction of the cornea or scans while illuminating each small region, thereby scanning the corneal surface or the corneal substance. The effect of scattering by a specific portion is spatially averaged to suppress the appearance of dark portions in an image.
[0013]
That is, the corneal endothelial cell imaging device according to claim 1 of the present invention is a photographing light projection optical system that irradiates a slit light beam emitted from a photographing light source and passing through a slit from an oblique direction to the cornea of an eye to be examined; In a corneal endothelial cell image photographing apparatus comprising a photographing optical system for photographing a reflected light image obtained by reflecting the slit light beam by the cornea of the eye to be examined, a range in which the slit light beam irradiates the cornea, The slit light beam is scanned on the optical path of the slit light beam between the slit and the eye so that irradiation is performed while changing the irradiation angle with respect to the cornea or scanning is performed for each small region. A scanning means is provided.
[0014]
Here, the scanning of the slit light beam means that the irradiation direction of the slit light beam with respect to this irradiation range is changed without changing the irradiation range of the cornea, or the slit light beam is made a narrower slit light beam. And moving the irradiation range.
[0015]
According to the corneal endothelial cell image photographing apparatus according to claim 1 of the present invention configured as described above, the illumination condition for irradiating the cornea changes during the period in which the slit light beam is scanned by the scanning unit. As a result, the corneal endothelial cell image photographed by the photographing optical system also changes, and an addition process (equal load addition or weighted addition) for aligning and overlaying a plurality of corneal endothelial cell images obtained during the scanning period is performed. Thus, the dark portions appearing at different positions in each corneal endothelial cell image are averaged.
[0016]
In the case of a corneal endothelial cell imaging apparatus using a scanning means that moves a narrow slit light beam and obtains an image for each small area each time, for example, it is adjacent to the illuminated small area. Since non-illuminated small areas also receive crosstalk light such as propagation light and scattered light from the illuminated small area from a different direction from the imaging light during illumination, the illumination condition for each small area is the illumination range. It is different from the illumination conditions for each small region when the whole is irradiated.
[0017]
As a result, the dark portions appearing at different positions in each corneal endothelial cell image are averaged by superimposing or joining the plurality of corneal endothelial cell images illuminated for each small region. .
[0018]
Therefore, the S / N of the corneal endothelial cell image can be improved as compared with the conventional corneal endothelial cell image in which a dark part is generated at a specific site.
[0019]
In addition, a polarizing plate is further provided in the photographing optical system, and by taking a picture while rotating the polarizing plate around the optical axis, a reflection of scattered light or reflected light other than corneal endothelial cells that causes a reduction in image quality as a flare. Can be prevented or suppressed.
[0020]
In addition, for image superposition, various known image addition processing means may be used, such as performing alignment processing by performing alignment so that feature portions appearing at specific positions in each image coincide with each other. The image processing apparatus provided outside the corneal endothelial cell imaging apparatus according to the invention may be provided, or the corneal endothelial cell imaging apparatus may be provided as image processing means or the like.
[0021]
Furthermore, the images to be superimposed are not limited to those for all images taken with different illumination conditions, but a plurality of images to be overlaid after temporarily presenting all the images taken. It may be left to the selection of the person.
[0022]
In this case, a selection means for receiving the examiner's selection may be further provided.
[0023]
The corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 2 of the present invention is the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 1, wherein the scanning means has an opening formed narrower than the width of the slit light flux. A narrow slit and slit driving means for driving the narrow slit in a direction orthogonal to the longitudinal direction of the opening of the narrow slit are provided.
[0024]
According to the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 2 of the present invention configured as described above, the slit light flux is changed to the narrow slit light flux by the narrow slit, so that the corneal region irradiated by the narrow slit light flux Further, the slit driving means drives the narrow slit in a direction orthogonal to the longitudinal direction of the opening, thereby swinging the narrow slit light beam. As a result, the small slit light beam is irradiated. The illumination conditions for each small region may be different from the illumination conditions for each small region when the entire illumination range is irradiated with the slit light flux.
[0025]
That is, since the non-illuminated small area adjacent to the small area illuminated by the narrow slit light beam receives crosstalk light such as propagation light and scattered light from the illuminated small area, the illumination range by the slit light beam It is different from the illumination conditions for each small region when the whole is irradiated.
[0026]
Then, a plurality of corneal endothelial cell images taken for each movement of the narrow slit light beam are superposed, or a plurality of corneal endothelial cell images taken for each movement of the narrow slit light beam are joined together. By performing the processing, it is possible to average the dark part that appears in the corneal endothelial cell image when illuminated under a single illumination condition.
[0027]
In addition, since it can be realized by a scanning means having a simple configuration of a narrow slit and a slit driving means, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0028]
A corneal endothelial cell imaging apparatus according to a third aspect of the present invention is the corneal endothelial cell imaging apparatus according to the second aspect, wherein an optical path of the slit light beam between the narrow slit and the eye to be examined is provided. In addition, an interference suppression means for suppressing interference of a narrow slit light beam having coherence through the narrow slit in the eye to be examined is provided.
[0029]
According to the corneal endothelial cell imaging apparatus according to the third aspect of the present invention configured as described above, the narrow slit light flux that has passed through the narrow slit becomes highly coherent, and the spec is obtained when the cornea is irradiated. However, the interference suppression means provided on the optical path of the slit light beam between the narrow slit and the eye to be inspected suppresses the interference in the eye to be inspected. Can be prevented or suppressed.
[0030]
In addition, as interference suppression means, there is an effect of reducing the coherence by making the phase of the narrow slit light beam non-uniform in time series, or a narrow time delay that interferes with the narrow slit light beam irregularly reflected by the cornea. Various forms such as one that blocks the slit beam and suppresses interference in the cornea can be employed.
[0031]
For example, the interference suppression means includes a diffusion plate that diffuses a narrow slit light beam and a rotation means that rotates the diffusion plate around the optical axis of the imaging light projection optical system (time-series phase irregularity), imaging Random dot pattern plate in which a large number of light-shielding portions are randomly arranged in a plane orthogonal to the optical axis of the light projection optical system, and rotating means for rotating the random dot pattern plate around the optical axis of the photographing light projection optical system A liquid crystal cell in which a large number of liquid crystal molecules are arranged in a plane perpendicular to the optical axis of the imaging light projection optical system, and a transmission part driven by the liquid crystal molecules is within the plane. A device composed of a drive circuit for driving a liquid crystal cell so as to appear at a random position (time-delayed coherent light removal blocking) can be applied.
[0032]
The corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 4 of the present invention is the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 1, wherein the scanning means forms an entrance surface and an exit surface of the slit light flux in parallel. And a parallel plate that transmits the slit light beam, and a plate rocking means that rocks the parallel plate about a rotation axis parallel to the longitudinal direction of the slit light beam.
[0033]
According to the corneal endothelial cell image photographing apparatus according to the fourth aspect of the present invention configured as described above, the slit light flux passes through the parallel plate having the optical axis inclined with respect to the optical axis of the photographing light projection optical system. Therefore, the slit luminous flux emitted from the parallel plate travels in a direction shifted from the time when it does not pass through the parallel plate, and the amount of shift in this direction of travel corresponds to the amount of inclination of the optical axis of the parallel plate. However, when the flat plate swinging means swings the parallel flat plate to change the amount of inclination of the optical axis, the slit light flux is shaken. As a result, the irradiation direction of the slit light flux on the cornea changes, and the illumination conditions Can be changed.
[0034]
Then, by superimposing a plurality of corneal endothelial cell images photographed while changing the illumination conditions, dark portions appearing at different positions in each corneal endothelial cell image can be averaged.
[0035]
In addition, since the scanning means can be realized with a simple configuration of the parallel flat plate and the flat plate rotating means, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0036]
Further, the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 5 of the present invention is the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 1, wherein the scanning means has a vertex around a rotation axis parallel to the longitudinal direction of the slit light flux. An active prism capable of changing the angle of the angle and emitting the slit light beam in a direction corresponding to the angle of the apex angle, and a drive circuit for driving the active prism so as to change the angle of the apex angle It is characterized by that.
[0037]
Here, the active prism is a prism having a variable apex angle, and is also referred to as a flexible prism or a vari-angle prism (trade name).
[0038]
The structure is that two flat glass plates arranged in parallel are connected by a bellows, and a liquid with a high refractive index is enclosed inside the two flat glass plates and the bellows to expand and contract the bellows. Thus, the apex angle is variable.
[0039]
According to the corneal endothelial cell imaging device according to the fifth aspect of the present invention configured as described above, the slit light flux passes through the active prism, and thus the slit light flux emitted from the active prism does not pass through the active prism. Sometimes it proceeds in a deviated direction, and the amount of deviation in this advancing direction depends on the apex angle of the active prism, but the slit light flux is changed by the drive circuit changing the apex angle. As a result, the irradiation direction of the slit light flux on the cornea changes, and the illumination conditions can be changed.
[0040]
Then, by superimposing a plurality of corneal endothelial cell images photographed while changing the illumination conditions, dark portions appearing at different positions in each corneal endothelial cell image can be averaged.
[0041]
In addition, since the scanning unit can be realized with a simple configuration of the active prism and the drive circuit, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0042]
In order to achieve the above-described object, the second corneal endothelial cell imaging apparatus of the present invention reduces the coherence of the imaging light to the cornea, so that the imaging light has coherence. , Speckle noise is suppressed from appearing in the cornea as an illumination target.
[0043]
That is, the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 6 of the present invention is an imaging light that irradiates the cornea of the eye to be examined with a coherent slit light beam that has been emitted from the imaging light source and passed through the slit. In a corneal endothelial cell imaging apparatus including a projection optical system and an imaging optical system that captures a reflected light image in which the slit light beam is reflected by the cornea of the eye to be examined, the space between the slit and the eye to be examined is provided. An interference suppressing means for suppressing interference of the coherent slit light beam in the eye to be examined is disposed on the optical path of the slit light beam.
[0044]
Here, the coherent slit light flux means that when the slit width of the slit in the photographing light projection optical system is set to be narrow in order to block noise light, the phase of the photographing light that has passed through this slit is aligned. It means a light beam that has become coherent.
[0045]
Also, as interference suppression means, there is an effect of reducing the coherence by making the phases of the narrow slit light beam non-uniform in time series, or a narrow time delay that interferes with the narrow slit light beam irregularly reflected by the cornea. Various forms such as one that blocks the slit beam and suppresses interference in the cornea can be employed.
[0046]
For example, the interference suppression means includes a diffusion plate that diffuses a narrow slit light beam and a rotation means that rotates the diffusion plate around the optical axis of the imaging light projection optical system (time-series phase irregularity), imaging Random dot pattern plate in which a large number of light-shielding portions are randomly arranged in a plane orthogonal to the optical axis of the light projection optical system, and rotating means for rotating the random dot pattern plate around the optical axis of the photographing light projection optical system A liquid crystal cell in which a large number of liquid crystal molecules are arranged in a plane perpendicular to the optical axis of the imaging light projection optical system, and a transmission part driven by the liquid crystal molecules is within the plane. It is possible to apply a drive circuit that drives the liquid crystal cell so that it appears at random positions (time-delayed coherent light removal and blocking), or that uses a hologram
[0047]
According to the corneal endothelial cell imaging device according to the sixth aspect of the present invention configured as described above, even when the slit light beam has coherence, the slit light beam is transmitted between the slit and the eye to be examined. Interference in the eye to be examined is suppressed by the interference suppression means provided on the optical path of the slit light flux between them, so that the generation of speckle noise can be prevented or suppressed, and the dark part caused by speckle noise can be prevented. It is possible to prevent or suppress the appearance, and to improve the S / N compared to the conventional corneal endothelial cell image.
[0048]
The corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 7 of the present invention is the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 6, wherein the interference suppressing means diffuses the coherent slit light flux. And a rotating means for rotating the diffusion plate around the optical axis of the photographing light projection optical system.
[0049]
According to the corneal endothelial cell imaging apparatus of the present invention configured as described above, the coherent slit light beam is provided on the optical path of the slit light beam between the slit and the eye to be examined. The traveling direction is randomly disturbed by passing through the diffuser plate, but when the rotating means rotates the diffuser plate around the optical axis, the traveling direction of the subsequent time-delayed slit light beam is preceded. It becomes inconsistent with the traveling direction of the slit light beam that has reached the optometry, interference in the eye to be examined is suppressed, speckle noise is prevented or suppressed, and the appearance of dark parts due to speckle noise is prevented or suppressed, S / N can be improved as compared with a conventional corneal endothelial cell image.
[0050]
In addition, since the interference suppressing means can be realized with a simple configuration of the diffusion plate and the rotating means, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0051]
The corneal endothelial cell imaging device according to claim 8 of the present invention is the corneal endothelial cell imaging device according to claim 6, wherein the interference suppression means is a surface orthogonal to the optical axis of the imaging light projection optical system. A random dot pattern plate in which a large number of light shielding portions are formed in a random arrangement; and a rotating means for rotating the random dot pattern plate around the optical axis of the photographing light projection optical system. .
[0052]
According to the corneal endothelial cell imaging device of the present invention configured as described above, a part of the coherent slit beam is on the optical path of the slit beam between the slit and the eye to be examined. Passes through the non-light-shielding part of the random dot pattern plate provided on the eye and reaches the eye to be examined.The rotating means rotates the random dot pattern plate around the optical axis, so that the slit has reached the eye to be examined in advance. Since the time-delayed slit light beam that should interfere with the light beam is blocked by the light-shielding part of the random dot pattern plate, interference in the eye to be examined is prevented or suppressed, and speckle noise is prevented or suppressed. Thus, the appearance of a dark part due to speckle noise can be prevented or suppressed, and the S / N can be improved as compared with a conventional corneal endothelial cell image.
[0053]
In addition, since the interference suppressing means can be realized with a simple configuration of the random dot pattern plate and the rotating means, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0054]
The corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 9 of the present invention is the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 6, wherein the interference suppression means is orthogonal to the optical axis of the imaging light projection optical system. A liquid crystal cell that transmits or shields light according to the state of liquid crystal molecules, and a drive circuit that drives the liquid crystal cell, and the drive circuit has random transmission patterns that are different from each other in time series. The liquid crystal cell is driven and controlled to display.
[0055]
According to the corneal endothelial cell imaging apparatus according to the ninth aspect of the present invention configured as described above, a part of the coherent slit light beam is on the optical path of the slit light beam between the slit and the eye to be examined. By passing through the transmission part of the liquid crystal cell provided in the liquid crystal cell and reaching the eye to be examined, the driving circuit controls the liquid crystal cell so that random transmission patterns different from each other in time series are displayed. Since the time-delayed slit light beam that should interfere with the slit light beam that has reached the eye to be inspected is blocked at a portion other than the transmission pattern of the liquid crystal cell, interference in the eye to be inspected is prevented or suppressed. Preventing or suppressing the occurrence of noise, preventing or suppressing the appearance of dark parts due to speckle noise, and improving the S / N over conventional corneal endothelial cell images Kill.
[0056]
In addition, since the interference suppression means can be realized with a simple configuration of the liquid crystal cell and the drive circuit, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0057]
A corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 10 of the present invention is the corneal endothelial cell imaging apparatus according to any one of claims 1 to 9, wherein the eye to be examined and the corneal endothelial cell imaging apparatus. Alignment light for alignment adjustment corresponding to the distance between and the anterior eye part of the eye to be inspected is taken as infrared light for observing the anterior eye part of the eye to be inspected and emitted from the imaging light source The light is visible light.
[0058]
Here, in practice, each corneal endothelial cell imaging apparatus according to the present invention preferably performs imaging after appropriately setting the distance between the eye to be examined and the apparatus.
[0059]
In other words, prior to imaging, in order to adjust the alignment corresponding to this distance (Z alignment: alignment in the distance direction (Z direction)), the alignment light for alignment adjustment is projected onto the eye to be examined, and in front of the eye to be examined. The illumination light (observation light) for observation is also projected onto the eye, and the alignment light image formed on the eye to be examined is observed together with the anterior eye image, and the alignment light image and the anterior eye image The positional relationship with is adjusted.
[0060]
Unlike the case of photographing, the alignment adjustment operation continues to irradiate the eye with alignment light or observation light. If these lights are visible light similar to the photographing light, the subject is dazzling. There is a risk of feeling stressed.
[0061]
However, according to the corneal endothelial cell imaging device according to the tenth aspect of the present invention configured as described above, the alignment light and the observation light during the observation operation are red in which the glare with respect to the subject is lower than that of the visible light. Since it is external light, the stress of the subject can be reduced.
[0062]
On the other hand, since the photographing light is visible light, a corneal endothelial cell image that can be observed with a normal sensation can be obtained by photographing.
[0063]
Note that the alignment light projection optical system for projecting alignment light and the observation optical system for observing the image of the anterior eye part of the eye together with the alignment light image projected on the eye to be examined are imaging light projection optics. A part of the system may be shared, and the internal configuration of the apparatus can be prevented from becoming complicated.
[0064]
The alignment light may be used not only for the Z alignment described above but also for adjusting the alignment in the horizontal direction (X direction) and the vertical direction (Y direction), and an optical system for detecting these XY alignments. A detection circuit or the like may be provided.
[0065]
In each of the above-described inventions, it is not an essential requirement to perform an overlay process or a joining process.
[0066]
In other words, when the region of interest is limited to a local region, the interpretation performance may be the highest in a specific illumination condition for the local region. The superimposed image (or stitched image) obtained by overlay processing (or stitched processing) improves the interpretation performance of the entire image, but the local region that is the region of interest has a specific single image. This is because the interpretation performance may be lower than in the case of an image.
[0067]
Embodiment
Hereinafter, embodiments of a corneal endothelial cell imaging apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings.
(Embodiment 1)
FIG. 1 is a diagram showing a corneal endothelial cell imaging device 100 which is an embodiment of the first corneal endothelial cell imaging device of the present invention.
[0068]
The illustrated corneal endothelial cell imaging device 100 is an anterior ocular segment observation optical system 10 for observing the anterior segment of an eye E of a subject H, and a cornea for imaging a corneal endothelial cell image of the subject E. An imaging light projection optical system 40 that projects imaging light onto C, an observation light projection optical system 50 that projects observation light onto the cornea C to observe the corneal endothelial cell image of the eye E, and an observation of corneal endothelial cell images Alternatively, the observation photographing optical system 60 for photographing, the XY alignment index light projection optical system 20 for projecting the XY alignment index light for XY alignment adjustment to the eye E, and the eye E to be inspected by the projected XY alignment index light. An XY alignment detection optical system 30 that detects a relative positional relationship (XY alignment) in the horizontal direction (X direction) and the vertical direction (Y direction) with the corneal endothelial cell imaging apparatus 100, and a Z alignment on the eye E to be examined. Z alignment light projection optical system 90 for projecting the Z alignment light for adjusting the target, and the relative distance direction (Z direction) between the eye E and the corneal endothelial cell image photographing device 100 by the projected Z alignment light The configuration includes a Z alignment light detection optical system 70 that detects a positional relationship (Z alignment), and a fixation target projection optical system 80 that projects the fixation target onto the eye E to be examined.
[0069]
Here, the anterior ocular segment observation optical system 10 includes an infrared light source 11 for anterior ocular segment illumination, a half mirror 12, an objective lens 13, a half mirror 14, a light shielding plate 15, and a CCD camera 16, and has an optical axis O1. Have.
[0070]
The anterior segment image of the eye E illuminated by the infrared light source 11 is projected onto the CCD camera 16 through the half mirror 12, the objective lens 13, and the half mirror 14 in order. The shielding plate 15 is retracted out of the optical path of the anterior segment image when observing the anterior segment, and is inserted into the optical path of the anterior segment image when observing or photographing the corneal endothelial cell image.
[0071]
The XY alignment index light projection optical system 20 is an optical system that projects XY alignment index light from the front toward the cornea C of the eye E, and includes an infrared light source 21, a condensing lens 22, an aperture stop 23, an index. The pinhole plate 24, the dichroic mirror 25, the projection lens 26, and the half mirror 12 are formed. The projection lens 26 is arranged on the optical path so that the focal point thereof coincides with the pinhole plate 24.
[0072]
The infrared light emitted from the infrared light source 21 is guided by the condenser lens 22 through the aperture stop 23 to the pinhole plate 24.
[0073]
The light beam that has passed through the pinhole plate 24 is reflected by the dichroic mirror 25, is converted into a parallel light beam by the projection lens 26, is reflected by the half mirror 12, and enters the cornea C.
[0074]
As shown in FIG. 3, the indicator light incident on the cornea C is formed on the outside of the cornea C so as to form a bright spot image (virtual image) R at an intermediate position between the apex P of the cornea C and the center of curvature O2 of the cornea C. Reflected by surface T. The aperture stop 23 is provided at a position conjugate with the corneal apex P with respect to the projection lens 26.
[0075]
The XY alignment detection optical system 30 includes a half mirror 12, an objective lens 13, a half mirror 14, and an alignment sensor 31, and XY alignment index light reflected on the outer surface of the cornea C and carrying a bright spot image R is Then, the light passes through the half mirror 12 and is focused by the objective lens 13 while being partially reflected by the half mirror 14 to form an image (real image) R ′ of the bright spot image R on the alignment sensor 31.
[0076]
The alignment sensor 31 is, for example, a light receiving element such as a PSD (Position Sensitive Detector). However, the alignment sensor 31 can detect a position on at least a two-dimensional plane (XY plane) based on the amount of received light. That's fine.
[0077]
The XY alignment detection circuit 33 calculates the alignment state of the corneal endothelial cell imaging device 100 and the cornea C in the XY direction based on the output of the alignment sensor 31 and outputs the calculation result to the control circuit 32.
[0078]
On the other hand, the XY alignment index light carrying the bright spot image R that has passed through the half mirror 14 is guided to the CCD camera 16 to form a bright spot image (real image) R ″ on the CCD camera 16.
[0079]
The CCD camera 16 outputs an image signal to the monitor device. As shown in FIG. 4, the anterior segment image E ′ and the bright spot image R ″ of the eye E are displayed on the display surface 17 of the monitor device. The
[0080]
At this time, the mark 18 indicating the allowable range of the XY alignment generated by the image generating means (not shown) is displayed on the display surface 17 at the same time, and the examiner can display the brightness displayed on the display surface 17. The corneal endothelial cell imaging device 100 is moved relative to the eye E in the XY direction so that the point image R ″ enters the mark 18 and is in focus, so that the XY alignment is in an appropriate state.
[0081]
The photographing light projection optical system 40 irradiates a photographing slit light beam for photographing corneal endothelial cells from the oblique direction with respect to the cornea C, and includes a xenon lamp 41 as a photographing light source, a condensing lens 42, and a slit plate. 43, a scanning means 91, a dichroic mirror 44, an aperture stop 45, and an objective lens 46, and has an optical axis O3.
[0082]
Here, the xenon lamp 41 emits visible light having a wavelength of 400 nm to 700 nm. In addition, the slit plate 43 is set to have such a width that can capture a wide field of view and does not deteriorate image quality due to light reflected from the outer surface of the cornea. The dichroic mirror 44 is set to an optical characteristic that transmits light having a wavelength in the visible range (visible light) and blocks light having a wavelength longer than visible light.
[0083]
The visible light emitted from the xenon lamp 41 is guided to the slit plate 43 while being collected by the condenser lens 42, passes through the dichroic mirror 44 through the scanning unit 91, passes through the aperture stop 45, It is guided to the cornea C by the objective lens 46 and illuminates the cornea C transversely.
[0084]
Here, as the scanning unit 91, for example, a parallel plate 92 in which the entrance surface and the exit surface of the slit light flux that has passed through the slit plate 43 are formed in parallel to transmit the slit light flux, and parallel to the longitudinal direction of the slit light flux. It comprises flat plate swinging means 93 that swings the parallel flat plate 92 around the rotation axis.
[0085]
The slit light flux that has passed through the parallel plate 92 passes through the dichroic mirror 44, passes through the aperture stop 45, is focused by the objective lens 46, and is guided to the cornea C.
[0086]
5A shows a reflection state of the slit light beam projected by the photographing light projection optical system 40 on the cornea C, and a part of the slit light beam is a boundary surface between the air and the cornea C. FIG. A part of the slit light beam reflected on the outer corneal surface T and transmitted through the outer corneal surface T is reflected on the corneal endothelial cell surface N, and the other part is between the outer corneal surface T and the corneal endothelial cell surface N. Is reflected by the corneal stroma M.
[0087]
Of these reflected lights, the reflected light beam T ′ on the corneal outer surface T has the largest amount of light, and then the reflected light beam N ′ on the corneal endothelial cell surface N has the largest light amount. Smallest.
[0088]
The Z alignment light projection optical system 90 includes a Z alignment light source 51 that emits infrared light, a condensing lens 52, a slit plate 53, a dichroic mirror 44, an aperture stop 45, and an objective lens 46.
[0089]
Infrared light is emitted from the light source 51 for Z alignment, and the opening width of the slit plate 53 is set narrower than the opening width of the slit plate 43 in order to improve the alignment accuracy in the Z direction.
[0090]
The infrared light emitted from the light source 51 for Z alignment passes through the slit plate 53 while being focused by the condenser lens 52, and the slit light flux that has passed through is reflected by the dichroic mirror 44 and passes through the aperture stop 45. The light is focused by the objective lens 46 and guided to the cornea C.
[0091]
The slit light flux projected onto the cornea C by the Z alignment light projection optical system 90 is similar to the slit light flux projected by the photographing light projection optical system 40, as shown in FIG. Is reflected at.
[0092]
The Z alignment light projection optical system 90 also serves as an observation light projection optical system 50 that projects observation light onto the cornea C in order to observe the corneal endothelial cell image of the eye E, and Z alignment light is used as the observation light. Infrared light emitted from the light source 51 is used.
[0093]
The observation photographing optical system 60 is provided at a position symmetrical to the photographing light projection optical system 40 with respect to the optical axis O1 of the anterior ocular segment observation optical system 10, and includes an objective lens 61, a dichroic mirror 62, a mask 63, a mirror 64, A relay lens 65, a light shielding plate 66, a mirror 67, and a CCD camera 16 are provided, and an optical axis O4 is provided.
[0094]
Here, the dichroic mirror 62 has an optical characteristic of transmitting light having a wavelength of 820 nm or less and blocking light having a wavelength exceeding 820 nm.
[0095]
The mask 63 is provided to prevent the reflected light beam other than the light beam forming the corneal endothelial cell image from entering the CCD camera 16, and the mirror 67 is arranged at a position that does not interfere with the anterior ocular segment observation light beam. And is inclined at the same angle as the inclination angle θ of the eye E.
[0096]
The reflected light beam emitted from the photographing light projection optical system 40 and the observation light projection optical system 50 and reflected by the cornea C is collected by the objective lens 61 and passes through the dichroic mirror 62 and is imaged on the mask 63 on the mask 63. Once imaged.
[0097]
The reflected light beam other than that forming the corneal endothelial cell image is blocked by the mask 63, and the reflected light beam carrying the corneal endothelial cell image that has passed through the mask 63 is reflected by the mirror 64 and is focused by the relay lens 65 while being focused by the mirror 67. And is reflected by the mirror 67 to form a corneal endothelial cell image on the CCD camera 16.
[0098]
The CCD camera 16 outputs an image signal representing this corneal endothelial cell image to the monitor device, and a corneal endothelial cell image is displayed on the display surface 17 of the monitor device as shown in FIG. 68a is displayed visually.
[0099]
Here, in FIG. 5B, a light image 68b indicated by a broken line is an image formed by the reflected light beam T ′ from the cornea outer surface T when it is not blocked by the mask 63.
[0100]
The light shielding plate 66 is retracted from the optical path during observation or photographing of the corneal endothelial cell image, and is inserted into the optical path during observation of the anterior segment.
[0101]
The fixation target projection optical system 80 includes a fixation target light source 81 that emits visible light, a pinhole plate 82, a dichroic mirror 25, a projection lens 26, and the half mirror 12.
[0102]
The fixation target light emitted from the fixation target light source 81 is transmitted through the dichroic mirror 25 through the pinhole plate 82, converted into a parallel light beam by the projection lens 26, and then reflected and projected onto the half mirror 12. . Here, the subject H gazes the fixation target light reflected and projected on the half mirror 12 as a fixation target, thereby fixing the visual line of the subject H.
[0103]
The Z alignment detection optical system 70 includes an objective lens 61, a dichroic mirror 62, and a focus position detection sensor 71.
[0104]
The reflected light from the cornea C of the slit light beam projected by the Z alignment light projection optical system 90 is guided by the dichroic mirror 62 while being focused by the objective lens 61 and imaged on the focus position detection sensor 71.
[0105]
The focus position detection sensor 71 is a light receiving element capable of detecting a light quantity distribution such as a line sensor. The focus position detection sensor 71 is formed with an image shown in FIG. 6A, and FIG. A light quantity distribution as shown can be obtained.
[0106]
Further, as shown in FIG. 6B, the region corresponding to the light image 74 by the light beam T ′ reflected on the corneal outer surface T becomes a light image 75 by the light beam N ′ reflected by the corneal endothelial cell surface N. The amount of light is larger than the corresponding area.
[0107]
Then, the Z alignment detection circuit 72 detects a peak position 75 ′ at which the light amount of the reflected light beam N ′ is maximum based on the output of the focus position detection sensor 71 shown in FIG. Thus, the position of the corneal endothelial cell surface N is detected, and the position of the corneal endothelial cell surface N is input to the control circuit 32.
[0108]
The detection result of the focus position detection sensor 71 is also input to a corneal thickness measurement circuit 73 that measures the thickness of the cornea C. The corneal thickness measurement circuit 73 reflects the output based on the output of the focus position detection sensor 71. A distance K between the peak position 74 ′ where the light amount of the light beam T ′ becomes maximum and the peak position 75 ′ where the light amount of the reflected light beam N ′ becomes maximum is detected, and the thickness of the cornea C is determined based on this distance K. The obtained calculation result is output to the control circuit 32.
[0109]
Based on the result of the Z alignment detection circuit 72, the control circuit 32 notifies the examiner of the alignment information in the Z direction based on the display position of the alignment bar 76 in FIGS. 4 and 5B.
[0110]
Next, the operation of the corneal endothelial cell imaging device 100 of this embodiment will be described.
[0111]
First, the control circuit 32 turns on the light sources 11, 21, 51, 81, and the examiner performs a rough alignment adjustment operation while observing the anterior ocular segment observation image displayed on the display surface 17 of the monitor device. Do.
[0112]
That is, when the detection results are input from the XY alignment detection circuit 33 and the Z alignment detection circuit 72 to the control device 32 and the rough alignment adjustment between the corneal endothelial cell imaging device 100 and the eye E is completed, the control circuit 32 turns on the light source 41 for photographing.
[0113]
At the same time, the control circuit 32 inserts the light shielding plate 15 into the optical path and retracts the light shielding plate 66 from the optical path. As a result, the display surface 17 of the monitor device is switched from the anterior ocular segment observation image to the corneal endothelial cell image.
[0114]
When the alignment in the XY direction is completed and the corneal endothelial cell surface N matches the focus position of the observation imaging optical system 60 by the XY alignment detection circuit 33 and the Z alignment detection circuit 72, the corneal thickness measurement circuit 73 Based on the output of the focus position detection sensor 71, the thickness of the cornea C is calculated and output to the control circuit 32.
[0115]
Then, the thickness of the cornea and the corneal endothelial cell image are displayed on the display surface 17 of the monitor device.
[0116]
Photographing of corneal endothelial cells is performed while the parallel plate 92 constituting the scanning means 91 is swung around the rotation axis parallel to the longitudinal direction of the slit light beam by the plate swinging means 93 which also constitutes the scanning means 91. .
[0117]
That is, as shown in FIG. 7, the slit light flux that has passed through the slit plate 43 passes through the parallel plate 92 with the optical axis inclined with respect to the optical axis O3 of the photographing light projection optical system 40, thereby The emitted slit light flux travels in a direction shifted from when it does not pass through the parallel plate 92, and the amount of shift in this direction of travel depends on the amount of inclination of the optical axis of the parallel plate 92. The oscillating means 93 oscillates the parallel plate 92 to change the amount of inclination of the optical axis, whereby the slit light flux is oscillated as shown by a solid line or a two-dot chain line in FIG. The irradiation direction of the slit light beam changes each time the amount of inclination of the parallel plate 92 changes, and the illumination conditions are changed.
[0118]
Therefore, the light and darkness appearing in the corneal endothelial cell image due to minute unevenness and scattering of the corneal endothelial cell surface N changes its appearance position or changes the lightness and darkness each time the illumination condition changes.
[0119]
In addition, the light and darkness that adversely affects the observation in a single corneal endothelial cell image is also obtained by superimposing a plurality of corneal endothelial cell images taken each time this illumination condition changes. In the corneal endothelial cell image, since it is averaged (smoothed), the S / N can be improved.
[0120]
In addition, since the image of the cell membrane that defines each corneal endothelial cell is formed with good contrast even by the overlay process, even when analyzing and diagnosing the cell size based on the image of the cell membrane, it has an adverse effect. Never give.
[0121]
In addition, when overlaying a plurality of corneal endothelial cell images, various known alignment processes may be performed.
[0122]
On the other hand, there is a case where the contrast is partially better when the overlay process is not performed. In such a case, it is possible to display individual single images with different illumination conditions before the overlay process. It may be possible.
[0123]
In other words, when the region of interest is limited to a local region, the interpretation performance may be the highest in a specific illumination condition for the local region. The overlay image obtained by overlay processing improves the interpretation performance of the entire image, but the interpretation performance of the local region of interest may be lower than that of a specific single image. Because there is.
[0124]
Moreover, you may display the image which shows each illumination optical axis on the display surface 17 of a monitor apparatus.
[0125]
Furthermore, the light emission of the imaging light source 41 and the imaging of the corneal endothelial cell image may be performed in synchronization with the scanning and imaging of the scanning unit 91 as described above, The scanning unit 91 may be continuously scanned during the photographing.
[0126]
In the latter case, imaging can be performed in a shorter time, and the burden on the subject can be reduced and the influence of fine movement of the visual axis can be reduced.
[0127]
As the scanning means 91, in addition to the configuration including the parallel plate 92 and the plate swinging means 93 described above, as shown in FIG. 8, the apex angle around the rotation axis parallel to the longitudinal direction of the slit light flux is set. An active prism 94 that is variable and emits a slit light beam in a direction corresponding to the angle of the apex angle; and a drive circuit 95 that drives the active prism 94 to change the apex angle of the active prism 94; The corneal endothelial cell imaging apparatus 100 having the configuration to which the scanning unit 91 is applied can also exhibit the same effects as those of the first embodiment described above.
[0128]
Further, as shown in FIG. 9, the scanning unit 91 is formed to be narrower than the slit width of the slit plate 43 so that the slit luminous flux that has passed through the slit plate 43 is irradiated while scanning the cornea C for each small region. A configuration provided with a narrow slit 96 having an opening and slit driving means 97 for driving the narrow slit 96 in a direction orthogonal to the longitudinal direction of the opening of the narrow slit 96 can also be applied.
[0129]
Then, according to the corneal endothelial cell image capturing apparatus 100 to which the scanning unit 91 is applied, the slit light flux is changed to the narrow slit light flux by the narrow slit 96, and therefore the cornea C irradiated with the narrow slit light flux. Further, the slit driving means 97 drives the narrow slit 96 in a direction perpendicular to the longitudinal direction of the opening, thereby causing the narrow slit light flux to be shaken. As a result, the narrow slit light flux is irradiated. The illumination condition for each small area may be different from the illumination condition for each small area when the entire illumination range is irradiated with the slit light flux.
[0130]
Here, it is preferable that the narrow slit 96 is disposed at the pupil position of the photographing light projection optical system 40 because scanning can be performed most efficiently.
[0131]
Then, a plurality of corneal endothelial cell images taken for each movement of the narrow slit light beam are superposed, or a plurality of corneal endothelial cell images taken for each movement of the narrow slit light beam are joined together. By processing, the light / dark as noise appearing in the corneal endothelial cell image when illuminated under a single illumination condition can be averaged to improve the S / N.
[0132]
When the narrow slit 96 is used as the scanning unit 91, the narrow slit 96 has a coherence through the narrow slit 96 on the optical path of the slit light flux between the narrow slit 96 and the eye E. It is preferable to further dispose interference suppressing means for suppressing the slit light beam from interfering with the eye E (cornea C).
[0133]
That is, the narrow slit light beam that has passed through the narrow slit 96 may have high coherence and may cause speckle noise when irradiated to the cornea C. Since interference in the eye E is suppressed by the interference suppression means provided on the optical path of the slit light flux between the eye E and the eye E, the generation of speckle noise can be prevented or suppressed.
[0134]
As such interference suppression means, there is an effect of reducing the coherence by making the phase of the narrow slit light beam non-uniform in time series, or a time delay that interferes with the narrow slit light beam irregularly reflected by the cornea. Various forms such as one that blocks the narrow slit light beam and suppresses interference in the cornea can be adopted.
[0135]
For example, the interference suppression means includes a diffusion plate that diffuses a narrow slit light beam and a rotation means that rotates the diffusion plate about the optical axis O3 of the photographing light projection optical system 40 (time-series phase irregularity), A random dot pattern plate in which a large number of light-shielding portions are randomly arranged in a plane orthogonal to the optical axis O3 of the photographing light projection optical system 40, and this random dot pattern plate as an optical axis O3 of the photographing light projection optical system 40. A liquid crystal cell having a plurality of liquid crystal molecules arranged in a plane orthogonal to the optical axis O3 of the photographing light projection optical system 40, and a liquid crystal cell composed of rotating means for rotating around (blocking of time delayed coherent light) It is possible to apply a drive circuit that drives the liquid crystal cell (removal and blocking of time-delayed coherent light), etc., so that the transmissive part by driving appears at random positions in the plane. That.
(Embodiment 2)
FIG. 10 is a diagram showing a corneal endothelial cell imaging device 100 which is an embodiment of the second corneal endothelial cell imaging device of the present invention.
[0136]
Here, most of the configuration of the corneal endothelial cell imaging apparatus 100 of the second embodiment is the same as that of the corneal endothelial cell imaging apparatus 100 of the first embodiment shown in FIG. The description of common parts is omitted.
[0137]
That is, the corneal endothelial cell imaging device 100 of the second embodiment is formed such that the slit width of the slit plate 43 is narrower than the slit width of the slit plate 43 of the corneal endothelial cell imaging device 100 of the first embodiment. The slit light flux that has passed through the slit plate 43 has a coherence like the narrow slit light flux shown in FIG.
[0138]
Further, in the corneal endothelial cell imaging apparatus 100 of the second embodiment, the scanning unit 91 in the corneal endothelial cell imaging apparatus 100 of the first embodiment is replaced with the interference suppression unit 98.
[0139]
The interference suppressing means 98 suppresses interference of the coherent slit light flux in the eye E (cornea C), and as shown in FIG. 11, for example, a slit having coherence. The configuration includes a diffusing plate 98a for diffusing a light beam, and a rotating means 98b for rotating the diffusing plate 98a around the optical axis O3 of the photographing light projection optical system 40.
[0140]
Then, according to the corneal endothelial cell image photographing apparatus 100 of the second embodiment configured as described above, the slit light flux that is the coherent photographing light is the slit light flux between the slit plate 43 and the eye E to be examined. The traveling direction is randomly disturbed by passing through a diffusing plate 98a provided on the optical path, but the rotating means 98b rotates the diffusing plate 98a around the optical axis O3 to cause a subsequent time-delayed slit. Since the traveling direction of the luminous flux is not aligned with the traveling direction of the slit luminous flux that has reached the eye to be examined earlier, the phase shifts in the eye E, so that interference between the preceding slit luminous flux and the subsequent slit luminous flux is suppressed, Prevent or suppress the occurrence of speckle noise, prevent or suppress the appearance of dark parts due to speckle noise, and the S / N of the image of corneal endothelial cells taken It is possible to improve.
[0141]
In addition to the configuration including the diffusing plate 98a and the rotating unit 98b described above, the interference suppressing unit 98 includes a large number of light shielding portions in the radial direction and rotation in a plane orthogonal to the optical axis O3 of the photographing light projection optical system 40. A random dot pattern plate formed in a random arrangement with respect to the direction and a rotation means for rotating the random dot pattern plate around the optical axis O3 of the photographing light projection optical system 40, and light of the photographing light projection optical system 40 A liquid crystal cell that is arranged so as to be orthogonal to the axis O3 and transmits or shields a narrow slit light beam according to the state of the liquid crystal molecules, and a drive circuit that drives the liquid crystal cell. A configuration in which the liquid crystal cell is driven and controlled to display different random transmission patterns and interference suppression means using a hologram can be applied. By such interference suppression means 98 corneal endothelium imaging apparatus 100 of the configuration of applying, it can exhibit the same effects as in Embodiment 2 described above.
[0142]
Further, in the corneal endothelial cell imaging apparatus 100 according to the second embodiment, the interference suppression unit 98 is provided not only in the light projection optical system 40 but also in the Z alignment light projection optical system 90 (observation light projection optical system 50). Thus, by providing the Z alignment light projection optical system 90 in this way, the S / N of the detection signal on the focus position detection sensor 71 can be improved.
[0143]
Further, by disposing the interference suppressing means 98 on the eye E side with respect to the dichroic mirror 44, the S / N of the corneal endothelial cell image to be photographed and the S / N of the detection signal on the in-focus position detection sensor 71 are obtained. Both can be improved only by the single interference suppression means 98, and the performance can be improved while suppressing the manufacturing cost.
[0144]
In addition, as in the first embodiment, a plurality of corneal endothelial cell images may be acquired by photographing a plurality of times. In this case, as in the first embodiment, a plurality of corneal endothelial cell images are acquired. By performing the registration process after performing the alignment process, it is possible to obtain a superimposed corneal endothelial cell image having a higher S / N ratio than a single corneal endothelial cell image.
[0145]
【The invention's effect】
As described above, according to the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 1 of the present invention, the illumination conditions for irradiating the cornea change during the period in which the slit light flux is scanned by the scanning means. As a result, the corneal endothelial cell image photographed by the photographing optical system also changes, and an addition process (equal load addition or weighted addition) for aligning and overlaying a plurality of corneal endothelial cell images obtained during the scanning period is performed. Thus, the dark portions appearing at different positions in each corneal endothelial cell image are averaged.
[0146]
In the case of a corneal endothelial cell imaging apparatus using a scanning means that moves a narrow slit light beam and obtains an image for each small area each time, for example, it is adjacent to the illuminated small area. Since non-illuminated small areas also receive crosstalk light such as propagation light and scattered light from the illuminated small area from a different direction from the imaging light during illumination, the illumination condition for each small area is the illumination range. It is different from the illumination conditions for each small region when the whole is irradiated.
[0147]
As a result, the dark portions appearing at different positions in each corneal endothelial cell image are averaged by superimposing or joining the plurality of corneal endothelial cell images illuminated for each small region. .
[0148]
Therefore, the S / N can be improved as compared with a conventional corneal endothelial cell image in which a dark part is generated at a specific site.
[0149]
Further, according to the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 2 of the present invention, since the slit light flux is made into the narrow slit light flux by the narrow slit, the region of the cornea irradiated with the narrow slit light flux becomes narrow, Further, when the slit driving means drives the narrow slit in a direction perpendicular to the longitudinal direction of the opening, the narrow slit light beam is shaken, and as a result, the small area irradiated by the narrow slit light beam moves. The illumination condition for each small region can be different from the illumination condition for each small region when the entire illumination range is irradiated with the slit light flux.
[0150]
That is, since the non-illuminated small area adjacent to the small area illuminated by the narrow slit light beam receives crosstalk light such as propagation light and scattered light from the illuminated small area, the illumination range by the slit light beam It is different from the illumination conditions for each small region when the whole is irradiated.
[0151]
Then, a plurality of corneal endothelial cell images taken for each movement of the narrow slit light beam are superposed, or a plurality of corneal endothelial cell images taken for each movement of the narrow slit light beam are joined together. By performing the processing, it is possible to average the dark part that appears in the corneal endothelial cell image when illuminated under a single illumination condition.
[0152]
In addition, since it can be realized by a scanning means having a simple configuration of a narrow slit and a slit driving means, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0153]
Further, according to the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 3 of the present invention, the narrow slit luminous flux that has passed through the narrow slit has high coherence, and speckle noise is generated when the cornea is irradiated. Although there is a possibility, the interference suppression means provided on the optical path of the slit light beam between the narrow slit and the eye to be inspected suppresses the interference in the eye to be inspected, thereby preventing or suppressing the generation of speckle noise. be able to.
[0154]
Further, according to the corneal endothelial cell image photographing apparatus of the fourth aspect of the present invention, the slit light flux passes through the parallel flat plate of the optical axis inclined with respect to the optical axis of the photographing light projection optical system, so that the parallel flat plate is obtained. The slit luminous flux emitted from the light travels in a direction deviated from when it does not pass through the parallel plate, and the amount of deviation in the direction of travel depends on the amount of inclination of the optical axis of the parallel plate. The moving means swings the parallel plate to change the tilt amount of the optical axis, and thereby the slit light flux is shaken. As a result, the irradiation direction of the slit light flux on the cornea is changed, thereby changing the illumination condition. Can do.
[0155]
Then, by superimposing a plurality of corneal endothelial cell images photographed while changing the illumination conditions, dark portions appearing at different positions in each corneal endothelial cell image can be averaged.
[0156]
In addition, since the scanning means can be realized with a simple configuration of the parallel flat plate and the flat plate rotating means, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0157]
Further, according to the corneal endothelial cell imaging device according to claim 5 of the present invention, when the slit light beam passes through the active prism, the slit light beam emitted from the active prism does not pass through the active prism. Proceeding in a deviated direction, the amount of deviation in this advancing direction depends on the angle of the apex angle of the active prism. As a result, the illumination direction can be changed by changing the irradiation direction of the slit beam to the cornea.
[0158]
Then, by superimposing a plurality of corneal endothelial cell images photographed while changing the illumination conditions, dark portions appearing at different positions in each corneal endothelial cell image can be averaged.
[0159]
In addition, since the scanning unit can be realized with a simple configuration of the active prism and the drive circuit, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0160]
Moreover, according to the corneal endothelial cell imaging device according to claim 6 of the present invention, even when the slit light beam has coherence, the slit light beam is the slit between the slit and the eye to be examined. Interference in the eye to be examined is suppressed by the interference suppression means provided on the optical path of the luminous flux, so that the generation of speckle noise can be prevented or suppressed, and the appearance of dark parts due to speckle noise can be prevented or It can suppress and can improve S / N rather than the conventional corneal endothelial cell image.
[0161]
According to the corneal endothelial cell imaging apparatus of claim 7 of the present invention, the slit light flux having coherence is obtained by using a diffusion plate provided on the optical path of the slit light flux between the slit and the eye to be examined. Although the traveling direction is randomly disturbed by passing through, the traveling means rotates the diffusion plate around the optical axis, so that the traveling direction of the subsequent time-delayed slit light beam reaches the eye to be examined in advance. The corneal endothelium is a conventional corneal endothelium that is uneven with the direction of travel of the slit light flux, suppresses interference in the eye to be examined, prevents or suppresses speckle noise, and prevents or suppress the appearance of dark areas due to speckle noise. The S / N can be improved over the cell image.
[0162]
In addition, since the interference suppressing means can be realized with a simple configuration of the diffusion plate and the rotating means, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0163]
According to the corneal endothelial cell imaging device of the present invention, a part of the coherent slit beam is provided on the optical path of the slit beam between the slit and the eye to be examined. The random dot pattern plate passes through the non-light-shielding part and reaches the subject's eye, but the rotating means rotates the random dot pattern plate around the optical axis, thereby interfering with the slit light beam that has previously reached the subject's eye. The expected time-delayed slit light beam is blocked by the light-shielding part of the random dot pattern plate, so that interference in the eye to be examined is prevented or suppressed, and speckle noise is prevented or suppressed from occurring. The appearance of dark parts due to noise can be prevented or suppressed, and the S / N can be improved as compared with a conventional corneal endothelial cell image.
[0164]
In addition, since the interference suppression can be realized with a simple configuration of the random aperture plate and the rotating means, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0165]
In addition, according to the corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 9 of the present invention, a part of the slit light beam having coherence is provided on the optical path of the slit light beam between the slit and the eye to be examined. By passing through the transmission part of the liquid crystal cell and reaching the eye to be examined, the liquid crystal cell is driven and controlled so that the drive circuit displays random transmission patterns that are different from each other in time series. Since the time-delayed slit light beam that should interfere with the slit light beam that has reached the point is blocked at portions other than the transmission pattern of the liquid crystal cell, interference in the eye to be examined is prevented or suppressed, and speckle noise occurs. Can be prevented or suppressed to prevent or suppress the appearance of a dark part due to speckle noise, and the S / N can be improved as compared with a conventional corneal endothelial cell image.
[0166]
In addition, since the interference suppression means can be realized with a simple configuration of the liquid crystal cell and the drive circuit, an increase in manufacturing cost can be suppressed.
[0167]
Further, according to the corneal endothelial cell imaging device according to claim 10 of the present invention, the alignment light and the observation light during the observation operation are infrared light whose glare on the subject is lower than visible light, The stress of the subject can be reduced.
[0168]
On the other hand, since the photographing light is visible light, a corneal endothelial cell image that can be observed with a normal sensation can be obtained by photographing.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a main part configuration diagram showing an embodiment of a first corneal endothelial cell imaging apparatus according to the present invention, showing an arrangement state in an XZ plane (in a horizontal plane).
FIG. 2 is a main part configuration diagram showing an embodiment of a first corneal endothelial cell imaging apparatus according to the present invention, and shows an arrangement state in a YZ plane (in a vertical plane).
FIG. 3 is a diagram for explaining a reflection effect of an alignment light beam irradiated on the cornea.
FIG. 4 is a diagram showing an anterior segment image and alignment light displayed on the display surface of the monitor device.
FIG. 5 is an explanatory diagram showing a relationship between a slit light beam irradiated on the cornea and a corneal endothelial cell image displayed on the display surface of the monitor device, and (a) shows details of reflection of the slit light beam by the cornea. , (B) shows an endothelial cell image displayed by the reflex action shown in (a).
6A and 6B are diagrams showing a positional relationship and a light amount distribution relationship between a reflected light beam from the cornea and a focus position detection sensor, where FIG. 6A is a schematic diagram showing the positional relationship, and FIG. 6B is a graph showing the light amount distribution; It is.
FIG. 7 is a diagram (part 1) illustrating a specific form of scanning means;
FIG. 8 is a diagram (No. 2) illustrating a specific form of scanning means;
FIG. 9 is a diagram (part 3) illustrating a specific form of the scanning unit;
FIG. 10 is a main part configuration diagram showing an embodiment of a first corneal endothelial cell imaging apparatus according to the present invention, and shows an arrangement state in an XZ plane (in a horizontal plane).
FIG. 11 is a diagram showing a specific form of interference suppression means.
[Explanation of symbols]
43 Slit plate
92 Parallel plate
93 Flat plate swinging means
E Eye to be examined
C cornea
Optical axis of O3 photographic light projection optical system

Claims

An imaging light projection optical system for irradiating a slit light beam emitted from the imaging light source and passing through the slit from an oblique direction to the cornea of the eye to be examined, and reflected light obtained by reflecting the slit light beam by the cornea of the eye to be examined In a corneal endothelial cell image capturing apparatus provided with a photographing optical system for photographing an image,
The slit light beam is the cornea, in Rukoto be irradiated while changing the irradiation angle with respect to the cornea, or in Rukoto be irradiated while scanning for each small area of the cornea, at different positions in the corneal endothelial cell image thereby averaging the dark part that emerges, the pre-Symbol scanning means for scanning the slit light beam, corneal endothelial cell image, wherein the optical path that has been disposed of said slit light beam between the subject's eye and the slit Shooting device.

Said scanning means includes a narrow slit having a narrow opening formed than the width of the slit light bundle, orthogonal to the opening longitudinal direction of said width narrow slit, the said width narrow slits in the transverse Direction of the opening The corneal endothelial cell image photographing apparatus according to claim 1, further comprising a slit driving unit for driving.

Interference suppression that suppresses interference of a narrow slit light beam having coherence through the narrow slit on the optical path of the slit light beam between the narrow slit and the eye to be examined. The corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 2, further comprising means.

The scanning means includes a parallel flat plate in which an entrance surface and an exit surface of the slit light flux are formed in parallel to transmit the slit light flux, and swinging the parallel flat plate about a rotation axis parallel to the longitudinal direction of the slit light flux. The corneal endothelial cell image photographing apparatus according to claim 1, further comprising a flat plate swinging unit.

The scanning means is capable of changing an apex angle around a rotation axis parallel to the longitudinal direction of the slit beam, and emits the slit beam in a direction corresponding to the apex angle, and the apex The corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 1, further comprising a drive circuit that drives the active prism so as to change an angle of the corner.

An imaging light projection optical system for irradiating a coherent slit light beam emitted from the imaging light source and passing through the slit from an oblique direction to the cornea of the eye to be examined, and the slit light beam reflected by the cornea of the eye to be examined In a corneal endothelial cell image photographing apparatus provided with a photographing optical system for photographing a reflected light image,
A cornea having an interference suppressing means for suppressing interference of the coherent slit light beam in the eye to be examined is disposed on an optical path of the slit light beam between the slit and the eye to be examined. Endothelial cell imaging device.

The interference suppression means includes a diffusion plate that diffuses the coherent slit light beam, and a rotation means that rotates the diffusion plate around the optical axis of the photographing light projection optical system. Item 7. The corneal endothelial cell imaging apparatus according to Item 6.

The interference suppression means includes a random dot pattern plate in which a large number of light shielding portions are formed in a random arrangement in a plane orthogonal to the optical axis of the photographing light projection optical system, and the random dot pattern plate as the photographing light projection optics. The corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 6, further comprising a rotating unit configured to rotate around the optical axis of the system.

The interference suppression unit is disposed so as to be orthogonal to the optical axis of the photographing light projection optical system, and transmits or blocks light according to the state of liquid crystal molecules, and a drive circuit that drives the liquid crystal cell. The corneal endothelial cell imaging apparatus according to claim 6, wherein the driving circuit controls the liquid crystal cell so as to display random transmission patterns different from each other in time series.

Alignment light for alignment adjustment corresponding to the distance between the eye to be examined and the corneal endothelial cell imaging apparatus and observation light irradiated to the anterior eye part for observing the anterior eye part of the eye to be examined are red. The corneal endothelial cell image photographing apparatus according to any one of claims 1 to 9, wherein the photographing light emitted from the photographing light source is external light and visible light is used.