JP2015102537A

JP2015102537A - 光干渉断層計

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Publication number: JP2015102537A
Application number: JP2013245896A
Authority: JP
Inventors: 稲生　耕久; Yasuhisa Inao; 耕久稲生
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 2013-11-28
Filing date: 2013-11-28
Publication date: 2015-06-04

Abstract

【課題】測定範囲の広画角化と奥行き分解能の両立を達成できるＯＣＴを提供すること。【解決手段】出射する光の波長を変化させる光源部と、前記光源部からの光を物体へ照射する照射光と参照光とに分岐し、前記物体に照射された光の反射光と前記参照光による干渉光を発生させる干渉部と、前記干渉光を受光する光検出部と、前記干渉光の強度の時間波形に基づいて、前記物体の情報を取得する情報取得部と、を有する光干渉断層計であって、前記物体の形状に関する情報に基づいて、参照光の光路長または照射項の光路長の少なくともいずれか一方を制御する制御部を有すること、を特徴とする光干渉断層計。【選択図】図１

Description

本発明は、光干渉断層計に関する。

従来の波長可変光源を用いた光干渉断層計（ＯｐｔｉｃａｌＣｏｈｅｒｅｎｃｅＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ、以下ＯＣＴと略す）では、物体へ光を照射し、照射光の波長を変化させ、参照光と物体の異なる深さから戻ってくる反射光とを干渉させる。そして干渉光の強度の時間波形（以下、干渉スペクトルと略す）に含まれる周波数成分を分析することによって物体の断層に関する情報、例えば断層像を得る（特許文献１）。周波数成分の分析は、干渉スペクトルをフーリエ変換することで行うが、歪みやノイズの少ない断層像を得るために、ｋ−ｃｌｏｃｋを用いて等周波数間隔で干渉スペクトルをサンプリングしてフーリエ変換する。一方、ＯＣＴでは、測定対象の物体の広範囲の断層に関する情報を取得することが望まれている。例えば、眼底検査では黄斑と視神経乳頭を含む後極部全体から、赤道部までを含む広い範囲が測定対象となるため、ＯＣＴにおいて、測定範囲を広くすることが望まれている。眼底の断層像の観察領域を広範囲とするために特許文献１のように、複数の断層像をつなぎ合わせて広範囲の断層像を構成することが提案されている。しかし、取得した複数の断層像を連続的につなぎ合わせるための画像処理に時間や手間がかかる。そのため、１回の走査で、広範囲にわたる断層に関する情報を取得することが好ましい。

特開２０１２−１１５５７８号公報

Ｋ．Ｆ．ＫｗｏｎｇａｎｄＤ．Ｙａｎｋｅｌｅｖｉｃｈ，"４００−Ｈｚｍｅｃｈａｎｉｃａｌｓｃａｎｎｉｎｇｏｐｔｉｃａｌｄｅｌａｙｌｉｎｅ，"ＯｐｔｉｃｓＬｅｔｔｅｒｓ，ｖｏｌ．１８，１９９３，ｐｐ．５５８−５６０．

しかし、１回の走査で、広範囲にわたる断層に関する情報を取得する場合、広画角で走査する必要があるが、測定対象の物体の形状によっては、参照光の光路長と、照射光の光路長と反射光の光路長を合わせた光路長との差が異なってくる。以下では、照射光の光路長と反射光の光路長を合わせた光路長を単に照射光の光路長と略す。

例えば、測定対象が眼底である場合、赤道部位付近を測定する場合と後極部付近を測定する場合とでは、先の光路長差が大きくなってしまう。

ここで、波長可変光源を用いたＯＣＴ（ＳｗｅｐｔＳｏｕｒｃｅＯＣＴ、以下ＳＳ−ＯＣＴと略ことがある）では、参照光の光路長と照射光の光路長との光路長差に応じて上記干渉スペクトルの波と波の間隔が変化する。具体的には、光路長差が大きくなると干渉スペクトルの波と波の間隔は狭くなり、光路長差が小さくなると干渉スペクトルの波と波の間隔は広くなる。その結果、サンプリングレートが一定の場合、奥行き分解能が低くなる。すなわち、サンプリングレートが一定の場合、測定範囲を広画角にしようとすると、奥行き分解能が低くなってしまうため、両者はトレードオフの関係にある。そのため、この両者を両立する手段が求められていた。

本発明に係る光干渉断層計は、出射する光の波長を変化させる光源部と、前記光源部からの光を物体へ照射する照射光と参照光とに分岐し、前記物体に照射された光の反射光と前記参照光による干渉光を発生させる干渉部と、前記干渉光を受光する光検出部と、前記干渉光の強度の時間波形に基づいて、前記物体の情報を取得する情報取得部と、を有する光干渉断層計であって、前記物体の形状に関する情報に基づいて、参照光の光路長または照射項の光路長の少なくともいずれか一方を制御する制御部を有すること、を特徴とする。

本発明に係る光干渉断層計によれば、広画角な測定範囲において、物体の形状に関する情報に基づいて、参照光の光路長または照射光の光路長の少なくともいずれか一方を制御する。それによって、両者の光路長差を小さくできるため、干渉スペクトルの波と波の間隔は広がらず、測定範囲を広画角にした場合でも、奥行き分解能が小さくならない。すなわち、測定範囲の広画角化と奥行き分解能の両立を達成できる。

本発明の実施形態に係るＯＣＴの模式図。本発明の実施形態における、Ａ−ｓｃａｎ角度とそれにより生じる光路長が変化することを示す図。本発明の実施形態におけるＢ−ｓｃａｎの走査方法の一例を示す図。本発明の実施形態および実施例１における断層像の画像化を説明するための図。本発明の実施例１におけるＯＣＴの模式図。本発明の課題である、広画角の眼底を測定する場合において光路長差が生じることを示す図。

本発明の実施形態について説明するが、本発明はこれに限られない。

（実施形態１）
（光干渉断層計）
本実施形態に係る光干渉断層計（ＯＣＴ）は光源部１０１と、光を被検体側の参照光路とに分岐するファイバカップラ（干渉部）１０２と、光検出部としての差動検出器１２０と、情報取得部１３０と、を少なくとも有する構成である。また、本実施形態に係るＯＣＴは、図１に示すように偏光を制御するための偏波コントローラ１０３、１０５を有していていもよい。

本実施形態に係るＯＣＴは光源部１０１から出射された光Ｌがファイバカップラ１０２で照射光ＬＡと参照光ＬＢに分波される。照射光ＬＡはコリメータレンズ１４１で平行光となり、走査ラー１０８で反射され、集光レンズ１４２を経て、物体（被検体）１０７に照射される。被検体１０７に照射されて反射した光ＬＡ’はカップラ１０２を経由して、カップラ１０４に入射する。一方、参照光ＬＢは、コリメータレンズ１４３、ミラー１４５、１４６、集光レンズ１４４を経て光ＬＢ’としてカップラ１０４に入射する。

光ＬＡ’と光ＬＢ’とはカップラ１０４で干渉すると同時に分波され、生じた干渉光は差動検出器１２０に入射する。情報取得部１３０では、差動検出器１２０で受光した干渉光の強度の時間波形に基づいて被検体１０７の情報を取得する。具体的には情報取得部１３０でフーリエ変換など周波数分析が行われることで被検体１０７の情報を取得する。干渉光の強度の時間波形におけるサンプリングのタイミングは、光源部または光源部外に設けられるｋトリガ発生部（不図示）の発信するｋ−ｃｌｏｃｋ信号に基づいて等周波数（等波数）間隔に行われる。

周波数分析の結果得られた被検体の断層に関する情報、例えば被検体の断層像を表示部１５０に表示する。以上は被検体１０７のある１点における断層に関する情報の取得のプロセスであり、このように被検体１０７の奥行き方向の断層に関する情報を取得することをＡ−ｓｃａｎと呼ぶ。また、Ａ−ｓｃａｎと直交する方向で被検体の断層に関する情報、すなわち２次元画像を取得するための走査方向をＢ−ｓｃａｎ、更にＡ−ｓｃａｎ、及びＢ−ｓｃａｎのいずれの走査方向とも直交する方向に走査することをＣ−ｓｃａｎと呼ぶ。これは、３次元断層像を取得する際に眼底面内に２次元ラスタースキャンする場合、高速な走査方向がＢ−ｓｃａｎ、Ｂ−ｓｃａｎをその直交方向に並べてスキャンする低速な走査方向をＣ−ｓｃａｎと呼ぶ。Ａ−ｓｃａｎ及びＢ−ｓｃａｎを行うことで２次元の断層像が得られ、Ａ−ｓｃａｎ、Ｂ−ｓｃａｎ及びＣ−ｓｃａｎを行うことで、３次元の断層像を得ることができる。本実施形態に係るＯＣＴは、被検体１０７の形状により、被検体１０７に対する照射光の照射位置が変わるにつれて、照射光の光路長が変わっても、照射光と参照光との光路長差が小さくなるように制御することで、奥行き分解能の低下を抑制できる。

以下では、上記課題が顕著となる広画角な眼底の断層像を取得するような場合について説明するが、それに限らず血管、歯、皮膚など生体を測定対象とする場合にも適用できる。

広画角な眼底の断層像を取得する場合、例えば照射光が赤道部付近で反射した光と眼軸上付近で反射した光とでは、光路長が異なる。そこで、照射光の光路もしくは参照光の光路の光路長を変化できる制御部（光路長変化部）１１３を用いて、眼底へ入射する光の位置の走査により生じる光路長変化量と同量の光路長だけ補償するように調整する。それによって、光路長差を生じさせないＯＣＴとなる。

ここで、本発明の課題について詳細を説明する。図６に示すように眼球をおおよそ球体とし、瞳孔を通して光を入射しスキャンする軌跡を考える。瞳孔中心をスキャン中心とし、眼底の後極から眼球の赤道を越える範囲までスキャンすると、瞳孔中心から眼底部までの距離が大きく変化する（図６中のｂが変化量に相当）。図６において、瞳孔中心から後極までの距離を一定とした場合の走査軌跡が破線で記し、眼底（眼球を示す実線）と走査軌跡との差が、各走査位置における距離変化量となる。これは、眼球の中心（眼球を示す球体の中心）とスキャン中心（瞳孔中心）とがずれているため必然である。

例えば、眼球が直径２４ｍｍの球体と仮定すると、眼球の赤道を越える範囲として２００度（眼球の中心角）の走査範囲では、瞳孔中心から後極までの距離、及び２００度の端部までの距離では、８．５ｍｍ程度、距離差が生じる。

なお、眼球の中心角の２００度は、走査角度で考えると１００度である。

ＳＳ−ＯＣＴでは、参照光と照射光の光路長差に応じて干渉スペクトルの波と波の間隔（干渉フリンジの間隔）が変化する。光路長差が大きくなると、干渉フリンジ間隔は狭くなり、光路長差が小さくなると干渉フリンジ間隔は広くなる。

上記８．５ｍｍの距離差は、光路長差に換算するとおおよそ１１．５ｍｍ（眼球内部の屈折率を１．３５とした場合）となる。そのため広範囲の断層像を一括で取得するためには、光路長が１１．５ｍｍ以上の奥行き方向の撮像レンジを、ＳＳ−ＯＣＴシステムが有する必要が生じる。ここで、光路長が１１．５ｍｍ変化する場合、照射光の光路としては、往復２３ｍｍの光路長変化が生じていることとなる。

眼球の大きさ、及び、走査する範囲（角度）に応じて光路長は変化するが、眼底の広範囲、すなわち広画角な断層像を取得する際には、大きな光路長変化が存在する。

ここで、ＳＳ−ＯＣＴでは（周）波数軸で、干渉スペクトルをフーリエ変換することによって断層像を得るため、断層像の取得できる撮像レンジは、光周波数分解能が高いほど長くなる。このことは、ＳＳ−ＯＣＴにおいて撮像スピードと密接な関係を有している。ＳＳ−ＯＣＴでは、出射する光の波長を時間的に変化させる光源を用いており、これは時間的に光周波数が変化することに相当する。そのため、干渉スペクトルを取得する際に光周波数分解能を高めることは、時間的に密に信号を取得することになる。

ここで、患者がじっと固視できる時間には限界があり、１回の撮像でせいぜい２秒が限界と言われている。そのため、ＳＳ−ＯＣＴで用いる光源は、この２秒の間に広範囲での断層像を取得するために非常に短時間での広帯域な波長変化をさせることができるものである必要がある。通常、患者がじっと固視できる時間と言われる２秒の間に広範囲で撮像を行うために、高速な撮像スピード（Ａ−ｓｃａｎレート、Ｂ−ｓｃａｎレート、Ｃ−ｓｃａｎレート）が必要となる。ＳＳ−ＯＣＴは時間的に変化する光周波数に応じた強度信号を取得するために、高速に信号をサンプリングできるＡＤ変換器が必要となる。しかしながら、眼底断層像で求められる奥行き分解能と、広範囲で眼底を撮像するために必要な長い撮像レンジを両立することは、ＡＤ変換器の速度を固定した場合トレードオフの関係となる。

ＡＤ変換器の速度を、奥行き分解能の高さと広範囲な撮像を両立するまでに高速化するには、非常に高価なＡＤ変換器が必要となり、ＳＳ−ＯＣＴ全体のコストを大きく引き上げることにつながる。

ここで、一例としてＡＤ変換器に求められる速度を計算した結果を示す。

使用する光源の中心波長を１０７５ｎｍとして考える。このとき眼底断層像の奥行き分解能を現在市販されている一般的なＳＤ−ＯＣＴの分解能と同等の６μｍとする。６μｍの奥行き分解能を実現するには、波長掃引幅はおおよそ９０ｎｍが必要となる。これを光周波数帯域で表わすと、おおよそ２６７ＴＨｚ〜２９１ＴＨｚの範囲となり、周波数差で２３．５ＴＨｚとなる。

また、奥行き撮像レンジとして、眼球の広範囲を撮像するために１１．５ｍｍとする。１０００×１０００の画素で２次元走査を行うことを考え、２秒で１フレームの画像を取得することを考えると、１点あたり２μｓｅｃの時間で断層像を取得する必要がある。

ここで、１１．５ｍｍの撮像レンジを実現するためには、光周波数分解能はおおよそ１３ＧＨｚとなる。

上記の値から考えると、１８００点程度のサンプリングを２μｓｅｃの間に実現することが必要となり、ＡＤ変換器としては９００ＭＨｚ以上のサンプリングレートが必要となる。

実際に信号を取得する１８００点のサンプリングだけでは、フーリエ変換で断層像を形成するために、ナイキスト周波数から９００点の信号となり、１１．５ｍｍを９００点で分割するために１画素の空間分解能は１２ｕｍ程度となり必要な分解能に足りなくなる。このように眼底を広範囲にわたって撮像するには、非常に高速なＡＤ変換器が必要となり、ＳＳ−ＯＣＴシステムの高コスト化を引き起こすという課題が生じる。

次に、光路長差を調整する方法の例について詳細を、図２を用いて説明する。図２に眼球が球状であると仮定したときの、走査軌跡を示す。

まず、眼底の所望の位置、例えば、眼軸上の後極部にて眼底の断層像が取得できるよう、参照光の光路と照射光の光路の光路長差を調整する。ここでは、眼軸上の後極部の眼低表面で反射した場合の光路を照射光の光路としたときの光路長差を初期光路長差とするが、それに限定されない。例えば、赤道部の眼低表面で反射した場合や、後極部と赤道部の間の眼低表面で反射した場合の光路を照射光の光路としたときの光路長差を初期光路長差としてもよい。

光路長差を調整した後、眼球に入射する光を２次元的に走査、すなわちＢ−ｓｃａｎする。Ｂ−ｓｃａｎは図２（ａ）のように、スキャン角度を変えることで行う。図２（ｂ）に、スキャン角度を変えていったときの照射光の光路長変化量、すなわち眼球の直径との差分を光路長変化量としたときの、スキャン角度との関係を示している。

図２（ａ）において照射光の照射位置がＡのときに、図２（ｂ）より光路長変化量Ａ’は０であるため、光路長変化部１１３で変化させる光路長も０とする。また、照射光の照射位置がＢのときに、光路長変化量がＢ’となる。この時は、光路長変化部１１３を用いて、参照光と照射光との光路長差が、初期光路長差となるように調整する。

また、照射光の照射位置がＣの時、光路長変化量Ｃ’となり、この光路長変化量Ｃ’を補償するように光路長変化部１１３を用いて初期光路長差となるように調整する。

この光路長変化は眼底をスキャンする際に発生するため、光路長差を補償する光路長変化部１１３は眼底スキャンに同期して動作させるために、眼底への光の照射位置を変化させる走査ミラー１０８の動きと同期させる。

なお、Ｂ−ｓｃａｎのスキャンスピード、及び、Ｂ−ｓｃａｎ位置と光路長変化量の関係が予めわかっている場合、Ｂ−ｓｃａｎに同期して光路長変化部１０６を動かすことで、初期光路長差を維持したままスキャン領域全面に渡って断層像を取得することができる。

例えばＢ−ｓｃａｎ角度の時間依存性があり、眼底を走査する際に生じる光路長変化量とＢ−ｓｃａｎ角度との対応関係がわかっていれば、光路長変化量の時間依存性を例えば演算部１１０にて演算できる。この演算した値を用いて、走査ミラー駆動部１１２の行うＢ−ｓｃａｎに同期して光路長変化部１１３を駆動すれば、初期光路長差を維持することができる。

このように、初期光路長差を維持したままＢ−ｓｃａｎを行うことができるため、スキャン中に大きな光路長差は生じないため、高速なサンプリングが不要となる。その結果、サンプリングレートを一定にしても、奥行き分解能の低下を抑制できる。このＢ−ｓｃａｎに同期させて光路長変化手段を用いて光路長を調整するのと同様に、Ｃ−ｓｃａｎ方向にＢ−ｓｃａｎの走査線を移動した場合も初期光路長差を維持したまま断層像を取得することができる。

上記のように断層像を取得することで、広範囲の眼底を撮像する場合においても全ての領域で初期光路長差変化を抑制できるため、高速なサンプリングが可能なＡＤ変換器を用いる必要がなくなる。

なお、ここまで記載した、サンプリングレート一定というのは波数軸にとって一定であるという意味である。

（制御部）
本実施形態における制御部は、物体（被検体）に関する情報に基づいて、参照光の光路長または照射項の光路長の少なくともいずれか一方を制御するものであれば特に限定されない。また、本実施形態における制御部は、参照光の光路長と前記照射光の光路長とが等しくなるように制御することが好ましいが、干渉スペクトルの波と波の間隔が大きくずれない程度に、光路長が若干ずれていてもよい。また、本実施形態における制御部は参照部１０６の光路長を変化させることが好ましく、例えば、参照ミラー１４５、１４６の少なくともいずれか一方の位置を制御することができる。なお、参照部１０６が図１とは異なり、参照ミラーに反射させ、戻った光と照射光とを干渉させる構成であっても同様に、参照ミラーの位置を制御して参照光の光路長を変えることができる。参照光の光路中に電気光学結晶が設けられている場合、制御部は電気光学結晶に印加する電圧を制御し、屈折率を変化させ、参照光の光路長を変化させることができる。

また、参照光の光路中に配置されるディレイラインや、照射光の光路中にディレイラインを設けることによって信号光の光路長を変化させても良い。また、タイムドメインＯＣＴで用いられていた高速に参照光光路長を変化させる手段であるＲＳＯＤ（Ｒａｐｉｄ−ＳｃａｎｉｎｇＯｐｔｉｃａｌＤｅｌａｙ）を用いてもよい（非特許文献１）。さらに別方法として、テレセントリックｆθレンズを用いたスキャン光学系を用いても良い。ｆθレンズとガルバノミラーの様なビームの入射角度を変化させる機構を用いることで、ミラーからｆθレンズに入射するまでの光路長が入射角度によって変化するため光路長を変化するための手段として用いることができる。

これらの方法に限らず、光路長を変化させる機構であれば他のどのような方法を用いても良い。

（物体の形状に関する情報）
本実施形態において、制御部による光路長変化は、物体（被検体）の形状に基づいて行う。すなわち、本実施形態における制御部を用い眼底への光の照射位置を変化させる走査ミラー１０８の動きに同期して光路長を変化させる際に、光路長の変化量はあらかじめ決定しておくことが望ましい。

例えば、眼球の大きさに個人差が多少あったとしても大きな差ではないとし、眼底形状データをテーブルとして記憶部１０９に記憶させておき、そのデータに基づいて光路長変化量を制御することができる。具体的には、記憶させておいた眼底形状データを、演算部１１０で、光路長を変化させる量を決定しても良い。

（形状測定部）
本実施形態に係るＯＣＴにおいて、物体（眼底）の形状に基づいて正確に光路長変化量を補正するために、眼底形状をあらかじめ計測する形状測定部を有することが好ましい。

この眼底形状をあらかじめ計測する手法として、共焦点光学系を用いた走査レーザー検眼鏡（ＳｃａｎｉｎｇＬａｓｅｒＯｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ、以下、ＳＬＯと略すことがある）を用いても良い。また、本実施形態に係るＯＣＴがＳＬＯを備えることで、ＳＬＯ撮像に加えてＳＳ−ＯＣＴでの断層像も広画角で撮像可能な検査装置とすることが可能となる。

また、形状測定部として眼底カメラを用いたステレオ撮像により眼底の形状を計測しても良い。

物体の形状を測定する別の方法として、本実施形態に係るＳＳ−ＯＣＴ自体を用いても良い。ただし、ＳＳ−ＯＣＴで広範囲の眼底形状を計測する場合、上述した問題が生じるため、以下のような方法を用いれば良い。

上述した課題は、広範囲にわたり高い奥行き分解能で取得するため、広帯域の光周波数帯域において光周波数分解能を細かくデータサンプリングを行う必要があった。しかしながら、眼底形状のみを取得することを目的とすることで、広い光周波数帯域で干渉信号を取得する必要がなく、上述した高速なＡＤ変換器を用いずに眼底形状の計測を行える。

例えば、奥行き分解能が３０μｍでよいとするならば、上述した光周波数帯域よりも狭い２７６ＴＨｚ〜２８１ＴＨｚ程度あれば良い。したがって、上記１１．５ｍｍの光路長変化をカバーする１３ＧＨｚの光周波数間隔でのデータ取得のために、２００ＭＨｚのサンプリングレートのＡＤ変換器を用いても、１０００×１０００の２次元画像を、２秒以内に取得することが可能である。ここで、光路長差Ａ（ｍ）（必要な撮像レンジ）、とすると必要な光周波数分解能はＣ／２Ａ［Ｈｚ］となる。ここでＣは光速である。そして、使用可能なＡＤ変換器のサンプリング周波数がＢ［Ｈｚ］とし、形状取得に必要な２次元データ点数（画素数）Ｄと、画像取得時間Ｅ［ｓｅｃ］とする。そのとき、一つのＡ−ｓｃａｎあたりのデータ点数Ｎは、Ｅ・Ｂ／Ｄとなり、Ａ−ｓｃａｎの光周波数幅はＮ・Ｃ／２Ａ［Ｈｚ］となる。

また、波長可変光源の波長可変速度が律則する場合は、波長可変にかかる時間をＦ［ｓｅｃ］、とするとＡ−ｓｃａｎの光周波数幅は、Ｆ×Ｂ×Ｃ／２Ａ［Ｈｚ］となる。

Ａ−ｓｃａｎを律則する原因が、全体の画像取得時間および２次元データ点数から決まるか、波長可変光源の波長可変速度から決まるかによってどちらかの式を用いれば良い。

例えば、光路長差が１１．５ｍｍ、サンプリング周波数が２００［ＭＨｚ］、画像取得時間が１ｓｅｃ以下、５１２×５１２点で２次元スキャンすると、９．９５［ＴＨｚ］以下の光周波数幅の光源の光周波数掃引幅とすれば良い。

また、ＳＳ−ＯＣＴを用いて眼底形状を計測する場合は、光源から出射する光のコヒーレンス長が、物体（眼底）の情報を取得する際に生じる、参照光と照射光との光路長差の最大値よりも長いことが好ましい。

光路長差よりもコヒーレンス長が短いと、干渉信号の強度が小さくなるため断層像のＳ／Ｎ比が小さくなり眼底形状の正確な取得が困難、又は取得できないからである。光路長差とコヒーレンス長が同じであると、干渉信号の強度がおおよそ半分となるため、光路長変化量よりもコヒーレンス長が長いことが望まれる。

上記記憶部に記憶された眼底形状データのテーブル、もしくは形状測定部で取得した眼底形状データに基づいて、走査ミラー駆動部１１２と制御部１１３を同期部１１１を用いて同期させる。それによって、走査ミラーと制御部が同期することで、参照光の光路長と参照光の光路長との光路長差を補正することができる。

（走査の種類）
本実施形態における照射光の走査方法の種類について図３に示す。走査方法は、Ｂ−ｓｃａｎ、Ｃ−ｓｃａｎが図３（ａ）（ｂ）のようにラスタースキャンでもよいし、図３（ｃ）のように、眼球の後極部を複数回通過する方法でも良い。

上記の他に、図３（ｄ）に示すように眼球の後極部を中心としてらせん状にスキャンを行っても良い。

このようなスキャン方式で２次元走査を行うと、走査中に行う光路長変化部による光路長変化を、時間的に緩やかにすることができ光路長変化部への負担が軽減する。例えば、参照ミラー１４５、１４６の位置を制御することで参照光の光路長を変化させる場合は、参照ミラーを動かすスピードを緩やかにすることができる。具体的には、スキャン角度が１００度の画角の断層像を取得する場合、光路長変化量が１１．５ｍｍとなるが２ｓｅｃで取得する場合、５．７５ｍｍ／ｓｅｃのスピードで参照ミラーを動かせばよい。ラスタースキャンの場合、Ｃ−ｓｃａｎ数が１０００ラインある場合、２ｍｓｅｃでＢ−ｓｃａｎの１ライン取得する必要があり、１１．５ｍｍの光路長変化量を１ｍｓｅｃで動かす必要が生じ、１１．５ｍ／ｓｅｃのスピードが必要となる。

（表示部）
本実施形態に係るＯＣＴは、情報取得部で取得した物体の情報が断層像であり、取得した断層像を表示する表示部を有していてもよい。

また、本実施形態における表示部は、物体（眼底）の形状に合わせて画像として表示してもよい。これについて図４を用いて詳細に説明する。まず、図４（ａ）のように、眼底の断層像を取得する場合を考える。

すなわち、初期光路長差を維持したまま眼底をスキャンし、取得した各Ａ−ｓｃａｎの断層像は、光路長差が変化しないため撮像レンジ内で眼底表面が略同じ位置になる。各Ａ−ｓｃａｎ断層像をＢ−，Ｃ−ｓｃａｎ方向に並べると、眼底の凹凸を反映しない２次元、３次元断層像となる（図４（ｂ））。より眼底形状を反映した２次元、３次元断層像を形成するには、断層像取得時に光路長変化部にて補償した光路長の量のデータを利用して、各Ａ−ｓｃａｎの断層像を並べれば良い。

例えば、光路長変化量が０ｍｍであるＡ−ｓｃａｎ位置ｐ１を基準として、光路長変化量が０．５ｍｍあるＡ−ｓｃａｎ位置ｐ２の断層像は、ｐ１の断層像に対して０．５ｍｍだけずらして並べればよい。同様に、各Ａ−ｓｃａｎ位置毎に、光路長変化量に応じて配置することで、眼底形状を反映した２次元、３次元断層像となる（図４（ｃ））。ここでは、実際の光路長変化量と同じ量ずらしてＡ−ｓｃａｎ断層像を並べる例を書いたが、最終的な２次元、３次元断層像が見やすくなるように、各Ａ−ｓｃａｎのずらす量の相対関係が変わらないように光路長変化量にある比率を与えたずれ量で配置しても良い。

また、眼底が平滑な球面と仮定して、その平滑な面からのずれ量に応じてＡ−ｓｃａｎ断層像を配置しても良い。

これらのＡ−ｓｃａｎデータの配置の仕方だけに限定されるものではなく、見やすくなるようにＡ−ｓｃａｎデータを配置すれば良い。例えば、眼底形状のデータを用いて各Ａ−ｓｃａｎ間の相対関係を表示する方法ならば、眼底の凹凸を反映した２次元、３次元断層像を形成することができる。

（焦点調整部）
本実施形態に係るＯＣＴにおいて、物体（被検体）に照射する照射光のスポット径を調整する焦点調整部を有していてもよい。

広範囲で眼底を撮像する際に生じる大きな光路長差は、眼底に入射させる光のスポット径も大きく変化させる。眼底に入射させる光は、走査ミラー１０８などの光学系により眼底に光をスポット的に照明する。このスポット径がＯＣＴの横方向分解能、すなわち奥行き分解能と垂直な平面方向の分解能を決める。大きな光路長差が生じることは、瞳孔中心から眼底までの距離が変化していることと同じで、眼底に光を当てる光学系の焦点から眼底の位置が大きくずれることになり、集光スポットがぼやけてしまい、横方向分解能を劣化させてしまう。そこで、照射位置の変化に伴う光路長変化に応じて、光学系も駆動し焦点を眼底に合わせ続けることが望ましい。例えば図１において不図示の焦点調整部によって集光ミラー１４２の焦点位置を調整し、これにより、広範囲の眼底撮像においても横方向分解能の劣化を抑制することができる。

（光源部）
本実施形態において、光源部１０１は光の波長を変化させる光源であれば特に限定されない。ＯＣＴ装置を用いて物体１０７の情報を得るためには、この光源部から出る光の波長を連続的に変化させる必要がある。

本実施形態における光源部１０１として例えば、面発光レーザー、回折格子やプリズム等を用いた外部共振器型の波長掃引光源、共振器長可変のファブリペローチューナブルフィルタを用いる各種外部共振器型光源をもちいることができる。あるいは、サンプルドグレーティングを用いて波長を変化させるＳＳＧ−ＤＢＲや波長可変のＭＥＭＳ−ＶＣＳＥＬなどを用いることもできる。また、ファイバレーザーを用いることもできる。ファイバレーザーとしては、分散チューニング方式でもよく、フーリエドメインモードロック方式であってもよい。

回折格子やプリズム等を用いた外部共振器型の波長掃引光源としては、共振器に回折格子を設けて光を分光させ、ポリゴンミラーや、回転する円盤上にストライプ状の反射ミラーを設けたものを用いて出射させる波長を連続的に変え波長掃引光源などが挙げられる。

（光検出部）
本実施形態における光検出部について説明する。本実施形態における光検出部では、干渉光の強度を電圧などの電気の強度に変換するものであれば特に限定されない。干渉光の強度の時間波形の情報は、この光検出部で受光電圧の時間波形の情報へと変換される。受光電圧の時間波形の情報は、次に説明する情報取得部へと送られる。

（物体）
本実施形態において物体とは、本実施形態に係るＯＣＴ装置による測定の対象となるものであり種類は特に限定されない。例えば、眼球、皮膚、血管、歯などの生体が挙げられる。

（用途）
上記本実施形態に係るＯＣＴは、眼底の断層像を得る等眼科撮影、皮膚撮影、血管造影、歯科撮影、などに用いることができる。

（実施例１）
図５を用いて、実施の形態で説明した本発明の具体的な実施例を挙げる。

本実施例のＳＳ−ＯＣＴの概要を図５に示す。本実施例に係るＳＳ−ＯＣＴは、光源部５０１、光源部５０１からの光を被検体に照射し被検体からの反射光を伝達させる検体測定部、光を参照ミラーに照射し参照ミラーからの反射光を伝達させる参照部、２つの反射光を干渉させる干渉部を有する。さらに本実施例に係るＳＳ−ＯＣＴは、干渉部により得られた干渉光を検出する光検出部、光検出部で検出された光に基づいて画像処理を行う画像処理部で構成されている。

以下、各要素を説明する。

光源部５０１は、波長掃引光源と、それを制御する光源制御部を有して構成され、光源部５０１は光照射用の光ファイバを介してファイバカップラ５０２に接続されている。光源部５０１は、１０２０ｎｍ〜１１１０ｎｍの波長の光を射出する。この光は図示していないファイバカップラにより、図示していない波数取得装置（ｋ−ｃｌｏｃｋ）に接続される。この波数取得装置は、波長可変光源から出射される光の波長変化に対して一定波数間隔で、ｋ−ｃｌｏｃｋ信号を発生させる装置である。

干渉部としてのファイバカップラ５０４は、光源部５０１の出射する波長帯域でシングルモードのもので構成し、３ｄＢカップラで構成されている。ファイバカップラ５０２で分岐された一方の光は検体測定部へと接続されている。検体測定部は、検査光光路用ファイバ５２０、照射集光光学系、走査ミラー５０８により構成され、検査光光路用ファイバ５２０を通してファイバカップラ５０２に接続されている。走査ミラー５０８は、走査ミラー駆動部５１２によって駆動される。

ファイバカップラ５０２で分岐されたもう一方の光は、参照光光路へと接続されている。参照光光路は、参照光光路用光ファイバ５２３と参照光路長調整部と両者をつなぐ光学系から形成されており、参照光光路用光ファイバ５２３を通してファイバカップラ５０２に接続されている。

ファイバカップラ５０４では、被検体５０７の内部及び表面から発生した後方散乱光と、参照部からの戻り光とが干渉して干渉光となる。

光検出部としての差動検出器５１４は、ファイバカップラ５０４で生じる干渉光を受光する。演算部５１５は、差動検出器５１４で受光された光による干渉光と、波数取得装置からの信号より、スペクトル信号に変換され、さらにフーリエ変換を施すことで被検体の奥行き情報を取得する。ここで演算部５１５は、差動検出器５１４や波数取得装置からの信号をデータとして取り込むためにＡＤ変換器が組み込まれている。本実施例ではこのＡＤ変換器にかかるコスト抑えながら広範囲の断層像を取得できる。この取得された奥行き情報は、表示部５１６に断層画像として表示される。ここで、演算部５１５は、パーソナルコンピュータ等で構成することができ、表示部５１６は、パーソナルコンピュータの表示画面等で構成できる。

本実施例において参照光路調整部５０６は、走査ミラー駆動部５１２と同期をとるための同期部５１１と、標準的な人間の眼球形状をデータテーブルとして有している記憶部を有する。さらに、眼底形状とそれに応じて必要な光路長を演算する演算５１０と、参照光の光路長を変化させる制御部としての光路長変化部５１３とを有する。

検体測定部の走査ミラー５０８が動作することによって、被検体である眼底への光の照射位置を移動させる。眼底への照射光の照射位置に応じて、上述したように照射光の光路長が変化する。

この走査ミラー５０８を駆動する走査ミラー駆動部５１２に同期して参照光の光路長を制御することによって、初期光路長差を維持することで、光路長差を小さくし奥行き分解の低下を抑制する。

演算部５１０では、同期部５１１から得られた同期のタイミングに関する情報により、走査ミラー５０８で照射している眼底の位置を読み取る。同時に、記憶部５０９に記憶された眼底形状データから、その眼底位置での初期光路長差からの光路長変化量を計算し、必要な光路長調整量に関する情報を制御部としての光路長変化部５１３に送る。送られた情報に基づいて、参照光の光路長を変化させる。本実施例では、光路長変化機構として、非特許文献１に記載のＲＳＯＤを用いている。光路長変化機構であるＲＳＯＤは、ピッチｐの回折格子５３０、焦点距離ｆのレンズ５３１、高速なガルバノミラー５３２からなっており、参照光路用光ファイバから出射した光は、レンズを通して回折格子に角度θで入射される。この光は、レンズを通してガルバノミラーで反射され参照光路用光ファイバに戻る。眼底をスキャンする間に生じる光路長変化量に応じて、ガルバノミラーによりミラーの傾きＳを変化させることによって、光路長を変化させることができる。

これらの回折格子のピッチｐ、レンズの焦点距離ｆ、回折格子への入射角度θ、ミラーの傾きＳは、必要な光路長変化量を生じさせるのに必要な値を用いれば良い。

眼底形状−光路長演算装置では、このガルバノミラーの傾きＳを照射位置走査用ミラー駆動装置に同期して演算して、光路長調整駆動装置に与えることとなる。

演算部５１５では、光路長変化機構を照射位置走査用ミラーと同期して動作させながら、眼底をスキャンして得られる断層像である各Ａ−ｓｃａｎ像をＢ−ｓｃａｎ方向に並べることで２次元断層像を形成する。このとき、Ａ−ｓｃａｎ像をＢ−ｓｃａｎ方向に単純に並べる場合は、眼底形状データテーブルにある眼底形状が平面であるような画像となる。実際の眼底形状にそって半円上の眼底断層像をえるためには、光路長変化機構にて変化させた光路長に合わせて、各Ａ−ｓｃａｎをずらしてＢ−ｓｃａｎ方向に並べれば良い。

眼底形状データテーブルでは、例えば、直径２５ｍｍの球状の眼底形状として実際に測定を行う被検体の眼球直径が２３ｍｍであったとする。眼底形状データテーブルに合わせて光路長変化機構をどうさせた場合、実際の被検体を測定する際に生じる最大光路長変化は、眼球の中心角２００度の範囲を撮像する場合約２ｍｍとなる。波長掃引光源の波長変化の繰り返し周波数が３００ｋＨｚの速度であり９０ｎｍの波長掃引幅を有している。更に、眼底組織を観察するために必要な撮像レンジを２ｍｍとする。

この様な前提条件を設けると、ＳＳ−ＯＣＴシステムでは４ｍｍ以上の撮像レンジを有していれば良く、その光周波数分解能はおおよそ３７．５ＧＨｚとなり、１０２０ｎｍ〜１１１０ｎｍの波長範囲である光周波数差はおおよそ２３．４ＴＨｚである。そのため、必要最低限のサンプリング数は、６２５点となる。そのためＡＤ変換器に求められる必要最低限のサンプリング速度は、１８７．５ＭＨｚとなる。５１２×５１２のＡ−ｓｃａｎ数で３次元断層像を撮像する場合、０．９ｓｅｃ前後で断層像の取得が可能となる。

それに対して、本発明を用いない場合は最大光路長変化量は約２２．２ｍｍとなり、同様な断層像を取得するためには、ＡＤ変換器のサンプリング速度は約１ＧＨｚとなってしまう。

このように、与えた眼底形状データに基づいて光路長変化機構を、照射位置走査用ミラーに同期して動作させることで、広範囲な眼底の断層像を奥行き分解能を落とすことなく、高コストなＡＤ変換器を用いずにＯＣＴ像を得ることができる。

（実施例２）
本発明の実施例２に係るＯＣＴについて説明するが、ここでは、実施例１と異なる点についてのみ述べ、共通する点については説明を省略する。

本実施例は、実施例１における予め要してある眼底形状テーブルの替わりに、眼底形状を測定し、実際の被検体の眼底形状データを取得することが特徴である。

本実施例では、眼底形状を実測して眼底形状データテーブルを作製することに特徴がある。更に、眼底形状を実測する方法にも特徴がある。

ＳＳ−ＯＣＴでは、眼底組織の詳細な断層像を観察することを目的とするため、上述した課題の様に眼底を広範囲に測定するためには、非常に高速なＡＤ変換器が必要となる。

しかしながら発想を大きく転換し、本来のＳＳ−ＯＣＴの利用目的から離れて、眼底形状を取得するためにＳＳ−ＯＣＴを利用するならばその限りではないことを、筆者らは発見した。

実施例１と同様のＡＤ変換器を用いる場合、１０００×１０００点のスキャンエリアにおいて２ｓｅｃで撮像するために、Ａ−ｓｃａｎに用いることができる時間としては、２ｕｓｅｃと短い。しかしながら、断層像を撮像するのではなく形状のみを取得するのであれば、波長掃引範囲を狭くすることができる。

眼球の直径はおおよそ２５ｍｍ前後であり、大きな個人差は無い。この直径２５ｍｍの眼球の場合、中心角２００度でスキャンする場合に生じる最大の光路長差はおおよそ２４．２ｍｍとなる。この光路長差以上の撮像レンジとするには、６．３ＧＨｚ以上の光周波数分解能画必要となる。ＡＤ変換器のサンプリング速度が２００ＭＨｚ、５００ｋＨｚの繰り返し波長掃引速度とすると、４００点のサンプリング速度となる。ここから６ＧＨｚの光周波数分解能に４００点サンプリングでは、２．４ＴＨｚの光周波数幅の波長掃引を用いれば良い。これは、おおよそ１０７５ｎｍを中心として１８ｎｍ程度の波長掃引幅となる。

この波長掃引幅で、ＳＳ−ＯＣＴで眼底形状を測定するならば、奥行き分解能は３０ｕｍ前後に過ぎないが、眼底形状を測定するには十分な分解能と言える。

このようにＳＳ−ＯＣＴを用いて眼底形状を測定するためには、眼底スキャン時に生じる最大光路長差以上のコヒーレンス長を光源が有していることが望ましい。

ＳＳ−ＯＣＴは干渉計測のため、コヒーレンス長（可干渉距離）を超える光路長差がある距離計測を行うと、干渉した光の強度が非常に弱くなりＯＣＴ信号のＳ／Ｎを劣化させる。一般的にコヒーレンス長は、ＯＣＴ業界ではおおよそ光源の自己相関関数のパワーが０．５となる距離をコヒーレンス長と呼んでいる。

本実施例ではスキャン中に生じる最大の光路長差は２４．２ｍｍであり、さらに各点での撮像レンジを考えると３０ｍｍ以上のコヒーレンス長があることが望ましい。繰り返し波長掃引速度が速く、コヒーレンス長が長い光源として、本実施例では波長可変ＶＣＳＥＬ（ＶｅｒｔｉｃａｌＣａｖｉｔｙＳｕｒｆａｃｅＥｍｉｔｔｉｎｇＬａｓｅｒ：垂直共振器面発光レーザー）を用いる。ＶＣＳＥＬは半導体結晶成長技術や成膜技術等を用いて非常に短い共振器を構成されるため、高速な駆動が可能となる。

高速に波長可変を行い、且つ、コヒーレンス長を長くするには一般的に共振器が短いことが望ましく、共振器が短いレーザーの典型としてのＶＣＳＥＬを利用することは望ましいことである。

眼底断層像を取得するには、一般的に水の透過率の高い波長帯（生体の窓と呼ばれる波長帯）を用い眼球内での光吸収の影響を小さくする。一般的に知られる水の透過率のグラフを図に示しておく。本実施例では、１０２０ｎｍ〜１１１０ｎｍの波長帯域が発振可能で、コヒーレンス長が４０ｍｍ以上ある波長可変ＶＣＳＥＬを用いる。

このような光源を用いることで初めて、広範囲な眼底の形状測定をＳＳ−ＯＣＴで計測することが可能となる。

このように本実施例に係るＳＳ−ＯＣＴで眼底形状を測定することにより、眼底形状を測定するための専用の測定器を用いる必要がない。さらに、コストの増大を引き起こすことなく、広範囲な眼底の断層像、高コストなＡＤ変換器を用いず、従来ＳＳ−ＯＣＴに用いているＡＤ変換器により撮像することができる。

（実施例３）
本発明の実施例３に係るＯＣＴについて説明するが、ここでは、実施例２と異なる点についてのみ述べ、共通する点については説明を省略する。

本実施例は、実施例２の眼底形状測定に利用したＳＳ−ＯＣＴの代わり、ＳＬＯを用いた場合の実施例である。

眼底の検査には、網膜の剥がれなど断層像を見て診断を行うほかに、眼底表面の状態を観察することによっても診断を行う。断層像と表面状態の観察ともに診断に重要な検査内容であり、複数の診断装置がひとつとなったマルチモダリティの検査装置で検査できることは医療現場での時間短縮や症状の見落とし防止などに有用である。

眼底の断層像を取得するには、ＯＣＴが有用であるが表面状態の観察には検眼鏡（Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）、特にＳＬＯ（ＳｃａｎｉｎｇＬａｓｅｒＯｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）は、高分解能で表面状態の観察が行える。

このＳＬＯは、共焦点光学系を用いて焦点位置を眼底に沿って移動させながら表面状態を撮像して眼底表面を高分解能で観察するため、焦点位置のデータから眼底形状の取得が可能となる。

ＳＬＯとＳＳ−ＯＣＴを同一の検査装置とすることで、ＳＬＯにより表面状態の検査と同時に眼底形状データ得られ、この眼底計上データを用いて広範囲でのＳＳ−ＯＣＴ観察に必要な眼底形状の測定が行える。そのため、ＳＬＯ検査終了後すぐにＳＳ−ＯＣＴでの広範囲な眼底断層像の取得が可能となる。これにより、複数の画像診断をひとつの検査装置で行えるとともに、従来のＯＣＴでは観察できなかった広範囲での眼底の断層像が撮像できる。

（実施例４）
上述した実施例において広範囲の眼底断層像を撮像できる実施例を記載してきた。この広範囲の眼底を撮像するにあたり大きな光路長差が生じることも説明しているが、この光路長差が生じることは、眼球の瞳位置から眼底までの距離が変化することも表している。

眼底に照射するＳＳ−ＯＣＴの検査光は、光学系を通して眼底に集光スポットを形成しその領域での後方散乱光を用いて干渉信号を検出する。スキャン中に瞳から眼底までの距離が変化するため、焦点がずれるため眼底で集光されずスポット径が大きくぼやけてしまう。スポット径が大きくなることにより横方向分解能も大きく劣化し、断層像もスポット径の大きさで平均化された断層像となってしまう。

そこで常時眼底に集光スポット形成するために、Ｂ−ｓｃａｎ、ならびに、Ｃ−ｓｃａｎに同期して眼底形状に沿って集光スポットを形成する光学系の焦点位置を変化させる。これは、上述の実施の形態・実施例に記載の眼底形状データに応じて、光路長変化を補償すると同時に焦点位置を変化させればよい。

これにより、広範囲の眼底断層像を取得する際に、常時集光スポット径を最適に維持することが可能となる。

また、眼球内部には屈折率の波長分散があり、瞳と眼底間の距離が変化することによってその影響を受ける量が変化する。これは、参照ミラーを動かして断層像を取得する従来のＴＤ−ＯＣＴと同様である。そのため、広範囲にわたり眼底をスキャンする場合、ＳＳ−ＯＣＴシステム内で屈折率分散量を補償することが望ましい。

例えば、図のようなテレセントリックｆθレンズを用いてスキャンミラーの角度を変化させることで光路長を変化させる光路長調整機構を用いた場合、ｆθレンズとミラーの間に分散媒質を設けることによって、光路長が変化する際に同時に屈折率分散も付与できる。この分散媒質の分散量や厚さは、眼底をスキャンする際に生じる光路長の変化量と、想定される人眼の分散量を考慮して決定すればよい。眼球内の光路長が長くなるに従い、光路長調整機構内の分散媒質の厚さも厚くするようにすればよい。この変化量は、用いる分散媒質の屈折率と屈折率分散、および、ｆθレンズへ光を入射させる角度による光路長変化量によって決定する。

このほかにも、検査光路中に眼底をスキャン中に生じる屈折率分散量の変化に応じて、逆向きの分散量を与え分散量を補償する機構を設けても良い。通常の媒質の屈折率分散とは逆向きに分散を有している実施例１のＲＳＯＤと同様に回折格子を用いた光路長変化機構を検査光路中に設け、眼底スキャンに同期してＲＳＯＤを動かせばよい。この場合、屈折率分散の補償と同時に光路長差がより大きくなる構成となる。そのため、このより大きくなった光路長差を補償する光路長変化機構を参照光路に用いる必要となる。

以上のように、眼底を広範囲にわたってスキャンし観察する際には、眼底のスキャンに同期して、光路長変化量を補償するのと同様に、屈折率分散量の変化分も補償させることが望ましい。

１０１光源部
１０２干渉部（カップラ）
１０７被検体
１１３制御部
１２０光検出部（差動検出器）
１３０情報取得部

Claims

出射する光の波長を変化させる光源部と、
前記光源部からの光を物体へ照射する照射光と参照光とに分岐し、前記物体に照射された光の反射光と前記参照光による干渉光を発生させる干渉部と、
前記干渉光を受光する光検出部と、
前記干渉光の強度の時間波形に基づいて、前記物体の情報を取得する情報取得部と、
を有する光干渉断層計であって、
前記物体の形状に関する情報に基づいて、参照光の光路長または照射光の光路長の少なくともいずれか一方を制御する制御部を有すること、
を特徴とする光干渉断層計。
前記制御部は、前記参照光の光路長と前記照射光の光路長とが等しくなるように制御する請求項１に記載の光干渉断層計。
前記参照光の光路中に参照ミラーを有し、前記制御部は前記参照ミラーの位置を制御して前記参照光の光路長を変える請求項１または２に記載の光干渉断層計。
前記参照光の光路中に電気光学結晶が設けられ、前記制御部は、前記電気光学結晶の屈折率を変化させる請求項１乃至３のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記光干渉断層計は、物体の形状に関する情報を記憶する記憶部を有し、
前記制御部は、前記物体の形状に関する情報に基づいて、前記参照光の光路長または前記照射光の光路長の少なくともいずれか一方を制御する請求項１乃至４のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記光干渉断層計は、前記物体の形状に関する情報を測定する形状測定部を有し、
前記制御部は、前記形状測定部によって測定された前記物体の形状に関する情報に基づいて、前記参照光の光路長または前記照射光の光路長の少なくともいずれか一方を制御する請求項１乃至５のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記形状測定部が、走査レーザー検眼鏡である請求項１乃至６のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記形状測定部が、眼底カメラである請求項１乃至６のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記物体が生体である請求項１乃至８のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記生体は眼底である請求項１乃至９のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記生体は血管である請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記光源部から出る光のコヒーレンス長が、前記物体の情報を取得する際に生じる、前記参照光と前記照射光との光路長差の最大値よりも長い、請求項１乃至１１のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記光源部のコヒーレンス長が２３ｍｍより長い請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記物体に照射する照射光のスポット径を調整する焦点調整部を有している請求項１乃至１３のいずれか一項に記載の光干渉断層計。
前記情報取得部で取得した物体の情報が断層像であり、前記断層像を前記物体の形状に合わせて画像として表示する表示部を有することを特徴とする請求項１乃至１４に記載の光干渉断層計。
前記光源部が面発光レーザーである請求項１乃至１５のいずれか一項に記載の光干渉断層計。