JP2022176282A - 眼科装置、及びその制御方法 - Google Patents

眼科装置、及びその制御方法 Download PDF

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Abstract

【課題】高速で広角にＯＣＴ計測を簡便に行うための新たな技術を提供する。【解決手段】眼科装置は、固視光束を投影する固視投影系と、光スキャナを含み、波長掃引光源からの光を測定光と参照光とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼に照射し、被検眼からの戻り光と参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、波長掃引光源からの光に基づいて一定の周波数を有するクロックを生成するクロック生成系と、干渉光の検出結果をクロックに基づいてサンプリングするサンプリング部と、測定光と参照光との光路長差を変更する光路長差変更部と、眼底における固視光束の投影位置を固定した状態で、被検眼におけるスキャン領域の位置に応じて、波長掃引速度を変更すると共に、被検眼におけるＯＣＴ計測の深さ範囲と深さ範囲の基準位置とを変更し、Ｂスキャン方向に隣接する第１及び第２スキャン領域に対してＯＣＴ計測を実行する制御部とを含む。【選択図】図４

Description

この発明は、眼科装置、及びその制御方法に関する。
近年、レーザ光源等からの光ビームを用いて被測定物体の形態を測定したり画像化したりする光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）が注目を集めている。ＯＣＴは、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）のような人体に対する侵襲性を持たないことから、特に医療分野や生物学分野における応用の展開が期待されている。例えば、眼科分野においては、眼底や角膜等の画像を形成する装置が実用化されている。このようなＯＣＴを用いた装置（ＯＣＴ装置）は被検眼の様々な部位（眼底や前眼部）の計測や観察に適用可能である。また、高精細な画像を取得できることから、様々な眼科疾患の診断に応用されている。
ＯＣＴを用いた計測（撮影）では、計測中の固視ずれに起因した画質の劣化を防止するために高速化が望まれている。ＯＣＴ計測の高速化は、高画質のＯＣＴアンギオグラフィ（ＯＣＴ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴＡ）像の取得にも有効である。
ＯＣＴを実現する手法として、例えば、スペクトラルドメイン（Ｓｐｅｒｃｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ）ＯＣＴ（ＳＤ－ＯＣＴ）やスウェプトソース（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ）ＯＣＴ（ＳＳ－ＯＣＴ）などが提案されている。スペクトラルドメインＯＣＴは、広帯域光を用いて対象物のＡラインを一度にスキャンし、干渉光を分光してスペクトル分布を検出することで対象物の深さ方向の情報を取得する。スウェプトソースＯＣＴは、波長掃引光源により所定の波長範囲を掃引して測定光の波長を高速に変化させて対象物のＡラインをスキャンし、順次に検出される干渉光に基づいてＡラインに対応する干渉スペクトル分布に基づいて対象物の深さ方向の情報を取得する。スペクトラルドメインＯＣＴではＡスキャンの計測速度が撮像素子のデータ転送速度等により制限されるのに対し、スウェプトソースＯＣＴでは光源の波長掃引速度により制限される。従って、ＯＣＴ計測の高速化にはスウェプトソースＯＣＴが用いられることが多い。一方で、スペクトラルドメインＯＣＴを用いたＯＣＴ計測の高速化に対する要求も依然として高い。
例えば、非特許文献１には、スウェプトソースＯＣＴを用いたＯＣＴ計測を行う手法が開示されている。例えば、非特許文献２には、眼底に対して広角のＯＣＴ計測を行う手法が開示されている。
Ｔ．Ｋｌｅｉｎ ａｎｄ Ｒ．Ｈｕｂｅｒ， "Ｈｉｇｈ－ｓｐｅｅｄ ＯＣＴ ｌｉｇｈｔ ｓｏｕｒｃｅｓ ａｎｄ ｓｙｓｔｅｍｓ ［Ｉｎｖｉｔｅｄ］"， Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ，米国，２０１７年１月１３日， Ｖｏｌ．８， Ｎｏ．２， ｐｐ．８２３－８５９ Ｊ．Ｐ．Ｋｏｌｂ ｅｔ ａｌ．， "Ｕｌｔｒａ－ｗｉｄｅｆｉｅｌｄ ｒｅｔｉｎａｌ ＭＨｚ－ＯＣＴ ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ ｕｐ ｔｏ １００ ｄｅｇｒｅｓｓ ｖｉｅｗｉｎｇ ａｎｇｌｅ"， Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ，米国，２０１５年４月２日， Ｖｏｌ．６， Ｎｏ．５， ｐｐ．１５３４－１５５２
近年、ＯＣＴ計測により広い範囲の計測結果を簡便に取得することが望まれる。従来では、被検眼の眼底における固視標の投影位置を変更することにより計測部位を移動させて広い範囲のＯＣＴ計測結果を取得していた。しかしながら、固視標の投影位置の変更しつつＯＣＴ計測を繰り返す作業は計測時間が長くなり、検者又は被検者に負担をかけるという問題がある。
これに対して、広角のＯＣＴ計測により広い範囲のＯＣＴ計測結果を取得することが考えられる。
スウェプトソースＯＣＴ及びスペクトラルドメインＯＣＴでは、深さ方向のＯＣＴ計測範囲は、装置で検出可能なスペクトル分解能で決定され（“Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ： Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ”， Ｗ． Ｄｒｅｘｌｅｒ ａｎｄ Ｊ． Ｇ．Ｆｕｊｉｍｏｔｏ， Ｓｐｒｉｎｇｅｒ， Ｂｅｒｌｉｎ，ｐ．８３、式２．１８）、深さ方向の光学分解能はスペクトルの波長幅で決定される（同文献、ｐ．７１、式２．８）。
スウェプトソースＯＣＴにおける深さ方向のＯＣＴ計測範囲は、式（１）のように表される（非特許文献１）。式（１）において、ｚｍａｘは深さ方向のＯＣＴ計測範囲を表し、αは係数を表し、λｃは中心波長を表し、Δλは波長掃引幅を表し、ｆｓは干渉光の検出結果をサンプリングするＡ／Ｄコンバータのサンプリング速度を表し、ｆｓｗｅｅｐは波長掃引速度を表す。
Figure 2022176282000002
スウェプトソースＯＣＴでは、波長掃引速度を高速化することで、ＯＣＴ計測の高速化が可能になる。また、式（１）に示すように、波長掃引速度を変更することによりＯＣＴ計測範囲が変更される。しかしながら、Ａ／Ｄコンバータのサンプリング速度に限界があるため、ＯＣＴ計測の高速化と深さ方向のＯＣＴ計測範囲とはトレードオフの関係になる。
また、非特許文献２には、眼底スキャン時に瞳孔領域に配置される測定光の偏向中心位置と眼底形状の曲率中心位置との間の変位に起因して光路長差が発生することが開示されている。従って、広角のＯＣＴ計測を行う場合、当該変位に起因した光路長差のために深さ方向により広い計測範囲が必要になる。
以上のように、スウェプトソースＯＣＴでは、広角のＯＣＴ計測には深さ方向により広い計測範囲が必要になるにもかかわらず、計測範囲を広くすると波長掃引速度の高速化を制限する。
スペクトラルドメインＯＣＴでは、スペクトルデータを取得するためのＣＣＤイメージセンサのピクセル数が制限されるため、深さ方向の光学分解能と深さ方向のＯＣＴ計測範囲がトレードオフの関係になる。また、スペクトラルドメインＯＣＴでは、分光計測の分解能によりコヒーレンス長が決定されるため、波長掃引光源のスペクトル線幅によりコヒーレンス長が決定されるスウェプトソースＯＣＴと比較して、深さ方向の感度低下が大きくなることが知られており（上記の“Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ： Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ”、ｐ．３２４）、これも深さ方向のＯＣＴ計測範囲の制約となる。
以上のように、スペクトラルドメインＯＣＴでは、原理的にその計測範囲を広くすることが難しいと考えられている。
本発明は、このような事情を鑑みてなされたものであり、その目的は、高速で広角にＯＣＴ計測を簡便に行うための新たな技術を提供することにある。
実施形態の１つの態様は、被検眼に対してスウェプトソースＯＣＴを実行可能な眼科装置である。眼科装置は、前記被検眼の眼底に固視光束を投影する固視投影系と、光スキャナを含み、波長掃引光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を前記被検眼に照射し、前記被検眼からの戻り光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、前記波長掃引光源からの光に基づいて、波長掃引速度の変化分がキャンセルされた一定の周波数を有するクロックを生成するクロック生成系と、前記干渉光学系により得られた前記干渉光の検出結果を前記クロックに基づいてサンプリングするサンプリング部と、前記測定光の光路と前記参照光の光路との光路長差を変更する光路長差変更部と、前記眼底における固視光束の投影位置を固定した状態で、前記被検眼におけるスキャン領域の位置に応じて、前記波長掃引光源を制御することにより前記波長掃引速度を変更すると共に、前記光路長差変更部を制御することにより前記被検眼におけるＯＣＴ計測の深さ範囲と、前記測定光の光路長及び前記参照光の光路長が一致する深さ位置である前記深さ範囲の基準位置とを変更し、Ｂスキャン方向に隣接する第１スキャン領域及び第２スキャン領域のそれぞれに対してＯＣＴ計測を実行する制御部と、を含む。
実施形態の別の態様は、被検眼の眼底に固視光束を投影する固視投影系と、光スキャナを含み、波長掃引光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を前記被検眼に照射し、前記被検眼からの戻り光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、前記波長掃引光源からの光に基づいて、波長掃引速度の変化分がキャンセルされた一定の周波数を有するクロックを生成するクロック生成系と、前記干渉光学系により得られた前記干渉光の検出結果を前記クロックに基づいてサンプリングするサンプリング部と、前記測定光の光路と前記参照光の光路との光路長差を変更する光路長差変更部と、を含み、前記被検眼に対してスウェプトソースＯＣＴを実行可能な眼科装置の制御方法である。眼科装置の制御方法は、前記眼底に対して固視光束を投影した状態で、前記干渉光学系を制御することにより前記被検眼における第１スキャン領域に対してＯＣＴ計測を実行する第１計測ステップと、前記第１スキャン領域に対してＢスキャン方向に隣接する第２スキャン領域の位置に応じて、前記波長掃引光源を制御することにより前記波長掃引速度を変更すると共に、前記光路長差変更部を制御することにより前記被検眼におけるＯＣＴ計測の深さ範囲と、前記測定光の光路長及び前記参照光の光路長が一致する深さ位置である前記深さ範囲の基準位置を変更する光路長差変更ステップと、前記第１計測ステップにおける固視位置を固定した状態で、前記干渉光学系を制御することにより前記第２スキャン領域に対してＯＣＴ計測を実行する第２計測ステップと、を含む。
本発明によれば、高速で広角にＯＣＴ計測を簡便に行うための新たな技術を提供することができるようになる。
実施形態に係る眼科装置の構成の一例を表す概略図である。 実施形態に係る眼科装置の構成の一例を表す概略図である。 実施形態に係る眼科装置の構成の一例を表す概略図である。 実施形態に係る眼科装置の構成の一例を表す概略ブロック図である。 実施形態に係る眼科装置の構成の一例を表す概略ブロック図である。 実施形態に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。 実施形態に係る眼科装置の動作例を表すフローチャートである。 実施形態に係る眼科装置の動作例を表すフローチャートである。 実施形態の変形例に係る眼科装置の構成の一例を表す概略図である。 実施形態の変形例に係る眼科装置の構成の一例を表す概略ブロック図である。
この発明に係る眼科装置、及び眼科装置の制御方法の実施形態の例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、この明細書において引用された文献の記載内容や任意の公知技術を、以下の実施形態に援用することが可能である。
実施形態に係る眼科装置は、光源からの光を用いて生成された測定光に基づくＯＣＴによって被検眼の断層像、正面画像、及び３次元画像を形成することが可能である。ＯＣＴには、フーリエドメインＯＣＴ、タイムドメインＯＣＴなどがある。フーリエドメインＯＣＴには、スウェプトソースＯＣＴ、スペクトラルドメインＯＣＴなどがある。眼科装置は、被検眼の眼底における固視光束の投影位置を固定した状態で、測定光を偏向する光スキャナによりスキャン領域を変更しつつ、複数の高速なＯＣＴ計測を実行することで、高速で広角のＯＣＴ計測結果を取得する。いくつかの実施形態では、スキャン領域の位置に応じて深さ方向の計測範囲の基準位置を変更することで、被検眼の眼底の形状に対応した広角のＯＣＴ計測結果を取得する。いくつかの実施形態では、スキャン領域の位置に応じて深さ方向の計測範囲を変更することで、被検眼の眼底の形状に対応した広角のＯＣＴ計測結果を取得する。
以下、フーリエドメインＯＣＴ（特に、スウェプトソースＯＣＴ）を適用した構成について説明する。なお、フーリエドメインＯＣＴ（スウェプトソースＯＣＴ）以外のタイプの手法を用いる眼科装置に対して、実施形態に係る構成を適用することも可能である。この明細書では、ＯＣＴによって取得される画像をＯＣＴ画像と総称することがある。また、ＯＣＴ画像を形成するための計測動作をＯＣＴ計測と呼ぶことがある。
いくつかの実施形態に係る眼科装置は、眼科撮影装置と、眼科測定装置と、眼科治療装置とのうちのいずれか１つ以上を含む。いくつかの実施形態の眼科装置に含まれる眼科撮影装置は、例えば、眼底カメラ、走査型レーザ検眼鏡、スリットランプ検眼鏡、手術用顕微鏡等のうちのいずれか１つ以上である。また、いくつかの実施形態の眼科装置に含まれる眼科測定装置は、例えば、眼屈折検査装置、眼圧計、スペキュラーマイクロスコープ、ウェーブフロントアナライザ、視野計、マイクロペリメータ等のうちのいずれか１つ以上である。また、いくつかの実施形態の眼科装置に含まれる眼科治療装置は、例えば、レーザ治療装置、手術装置、手術用顕微鏡等のうちのいずれか１つ以上である。
以下の実施形態に係る眼科装置は、ＯＣＴ計測が可能なＯＣＴ装置と眼底カメラとを含む。また、以下の実施形態に係る構成を、単体のＯＣＴ装置に組み込むことも可能である。
以下では、被検眼の眼底に対するＯＣＴ計測が可能な眼科装置を例に説明するが、実施形態に係る眼科装置は、被検眼の前眼部に対してＯＣＴ計測が可能であってよい。いくつかの実施形態では、測定光の焦点位置を変更するレンズを移動することで、ＯＣＴ計測の範囲や計測部位を変更する。いくつかの実施形態では、１以上のアタッチメント（対物レンズ、前置レンズ等）を加えることで、眼底に対するＯＣＴ計測と、前眼部に対するＯＣＴ計測と、眼底及び前眼部を含む全眼球に対するＯＣＴ計測とが可能な構成である。いくつかの実施形態では、眼底計測用の眼科装置において、対物レンズと被検眼との間に前置レンズを配置することで平行光束にされた測定光を被検眼に入射させることで前眼部に対するＯＣＴ計測を行う。
＜構成＞
〔光学系〕
図１に示すように、眼科装置１は、眼底カメラユニット２、ＯＣＴユニット１００及び演算制御ユニット２００を含む。眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの正面画像を取得するための光学系や機構が設けられている。ＯＣＴユニット１００には、ＯＣＴを実行するための光学系や機構の一部が設けられている。ＯＣＴを実行するための光学系や機構の他の一部は、眼底カメラユニット２に設けられている。演算制御ユニット２００は、各種の演算や制御を実行する１以上のプロセッサを含む。これらに加え、被検者の顔を支持するための部材（顎受け、額当て等）や、ＯＣＴの対象部位を切り替えるためのレンズユニット（例えば、前眼部ＯＣＴ用アタッチメント）等の任意の要素やユニットが眼科装置１に設けられてもよい。いくつかの実施形態では、レンズユニットが手動で被検眼Ｅと後述の対物レンズ２２との間に挿脱されるように構成される。いくつかの実施形態では、後述の制御部２１０からの制御を受け、レンズユニットが被検眼Ｅと後述の対物レンズ２２との間に自動で挿脱されるように構成される。
本明細書において「プロセッサ」は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、ＳＰＬＤ（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＰＬＤ（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ））等の回路を意味する。プロセッサは、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。
［眼底カメラユニット］
眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆを撮影するための光学系が設けられている。取得される眼底Ｅｆの画像（眼底像、眼底写真等と呼ばれる）は、観察画像、撮影画像等の正面画像である。観察画像は、近赤外光を用いた動画撮影により得られる。撮影画像は、フラッシュ光を用いた静止画像である。更に、眼底カメラユニット２は、被検眼Ｅの前眼部Ｅａを撮影して正面画像（前眼部像）を取得することができる。
眼底カメラユニット２は、照明光学系１０と撮影光学系３０とを含む。照明光学系１０は被検眼Ｅに照明光を照射する。撮影光学系３０は、被検眼Ｅからの照明光の戻り光を検出する。ＯＣＴユニット１００からの測定光は、眼底カメラユニット２内の光路を通じて被検眼Ｅに導かれ、その戻り光は、同じ光路を通じてＯＣＴユニット１００に導かれる。
照明光学系１０の観察光源１１から出力された光（観察照明光）は、曲面状の反射面を有する反射ミラー１２により反射され、集光レンズ１３を経由し、可視カットフィルタ１４を透過して近赤外光となる。更に、観察照明光は、撮影光源１５の近傍にて一旦集束し、ミラー１６により反射され、リレーレンズ１７、１８、絞り１９及びリレーレンズ２０を経由する。そして、観察照明光は、孔開きミラー２１の周辺部（孔部の周囲の領域）にて反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて被検眼Ｅ（眼底Ｅｆ又は前眼部Ｅａ）を照明する。被検眼Ｅからの観察照明光の戻り光は、対物レンズ２２により屈折され、ダイクロイックミラー４６を透過し、孔開きミラー２１の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー５５を透過する。ダイクロイックミラー５５を透過した戻り光は、撮影合焦レンズ３１を経由し、ミラー３２により反射される。更に、この戻り光は、ハーフミラー３３Ａを透過し、ダイクロイックミラー３３により反射され、集光レンズ３４によりイメージセンサ３５の受光面に結像される。イメージセンサ３５は、所定のフレームレートで戻り光を検出する。なお、撮影光学系３０のフォーカスは、眼底Ｅｆ又は前眼部Ｅａに合致するように調整される。
撮影光源１５から出力された光（撮影照明光）は、観察照明光と同様の経路を通って眼底Ｅｆに照射される。被検眼Ｅからの撮影照明光の戻り光は、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってダイクロイックミラー３３まで導かれ、ダイクロイックミラー３３を透過し、ミラー３６により反射され、集光レンズ３７によりイメージセンサ３８の受光面に結像される。
ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）３９は固視標や視力測定用視標を表示する。ＬＣＤ３９から出力された光束は、その一部がハーフミラー３３Ａにて反射され、ミラー３２に反射され、撮影合焦レンズ３１及びダイクロイックミラー５５を経由し、孔開きミラー２１の孔部を通過する。孔開きミラー２１の孔部を通過した光束は、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投射される。
ＬＣＤ３９の画面上における固視標の表示位置を変更することにより、被検眼Ｅの固視位置を変更できる。固視位置の例として、黄斑を中心とする画像を取得するための固視位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための固視位置や、黄斑と視神経乳頭との間の眼底中心を中心とする画像を取得するための固視位置や、黄斑から大きく離れた部位（眼底周辺部）の画像を取得するための固視位置などがある。いくつかの実施形態に係る眼科装置１は、このような固視位置の少なくとも１つを指定するためのＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）等を含む。いくつかの実施形態に係る眼科装置１は、固視位置（固視標の表示位置）をマニュアルで移動するためのＧＵＩ等を含む。
移動可能な固視標を被検眼Ｅに呈示するための構成はＬＣＤ等の表示装置には限定されない。例えば、光源アレイ（発光ダイオード（ＬＥＤ）アレイ等）における複数の光源を選択的に点灯させることにより、移動可能な固視標を生成することができる。また、移動可能な１以上の光源により、移動可能な固視標を生成することができる。
また、眼科装置１には、１以上の外部固視光源が設けられてもよい。１以上の外部固視光源の１つは、被検眼Ｅの僚眼に固視光を投射することが可能である。僚眼における固視光の投射位置は、変更可能である。僚眼に対する固視光の投射位置を変更することにより、被検眼Ｅの固視位置を変更することができる。外部固視光源による固視位置は、ＬＣＤ３９を用いた被検眼Ｅの固視位置と同様であってよい。例えば、複数の外部固視光源を選択的に点灯させることにより、移動可能な固視標を生成することができる。また、移動可能な１以上の外部固視光源により、移動可能な固視標を生成することができる。
アライメント光学系５０は、被検眼Ｅに対する光学系のアライメントに用いられるアライメント指標を生成する。ＬＥＤ５１から出力されたアライメント光は、絞り５２及び５３並びにリレーレンズ５４を経由し、ダイクロイックミラー５５により反射され、孔開きミラー２１の孔部を通過する。孔開きミラー２１の孔部を通過した光は、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により被検眼Ｅに投射される。アライメント光の角膜反射光は、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってイメージセンサ３５に導かれる。その受光像（アライメント指標像）に基づいてマニュアルアライメントやオートアライメントを実行できる。
フォーカス光学系６０は、被検眼Ｅに対するフォーカス調整に用いられるスプリット指標を生成する。フォーカス光学系６０は、撮影光学系３０の光路（撮影光路）に沿った撮影合焦レンズ３１の移動に連動して、照明光学系１０の光路（照明光路）に沿って移動される。反射棒６７は、照明光路に対して挿脱可能である。フォーカス調整を行う際には、反射棒６７の反射面が照明光路に傾斜配置される。ＬＥＤ６１から出力されたフォーカス光は、リレーレンズ６２を通過し、スプリット指標板６３により２つの光束に分離され、二孔絞り６４を通過し、ミラー６５により反射され、集光レンズ６６により反射棒６７の反射面に一旦結像されて反射される。更に、フォーカス光は、リレーレンズ２０を経由し、孔開きミラー２１に反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投射される。フォーカス光の眼底反射光は、アライメント光の角膜反射光と同じ経路を通ってイメージセンサ３５に導かれる。その受光像（スプリット指標像）に基づいてマニュアルフォーカスやオートフォーカスを実行できる。
ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用光路とＯＣＴ用光路とを合成する。ダイクロイックミラー４６は、ＯＣＴに用いられる波長帯の光を反射し、眼底撮影用の光を透過させる。ＯＣＴ用光路（測定光の光路）には、ＯＣＴユニット１００側からダイクロイックミラー４６側に向かって順に、コリメータレンズユニット４０、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、ミラー４４、及びリレーレンズ４５が設けられている。
光路長変更部４１は、図１に示す矢印の方向に移動可能とされ、ＯＣＴ用光路の長さを変更する。この光路長の変更は、眼軸長に応じた光路長補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部４１は、コーナーキューブと、これを移動する機構とを含む。
光スキャナ４２は、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な位置に配置される。光スキャナ４２は、ＯＣＴ用光路を通過する測定光ＬＳを偏向する。光スキャナ４２は、例えば、２次元走査が可能なガルバノスキャナである。
ＯＣＴ合焦レンズ４３は、ＯＣＴ用の光学系のフォーカス調整を行うために、測定光ＬＳの光路に沿って移動される。ＯＣＴ合焦レンズ４３は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆ又はその近傍に測定光ＬＳの焦点位置を配置するための第１レンズ位置と、被検眼Ｅに照射される測定光ＬＳを平行光束にするための第２レンズ位置とを含む移動範囲で移動可能である。撮影合焦レンズ３１の移動、フォーカス光学系６０の移動、及びＯＣＴ合焦レンズ４３の移動を連係的に制御することができる。
［ＯＣＴユニット］
図２及び図３に例示するように、ＯＣＴユニット１００には、スウェプトソースＯＣＴを実行するための光学系が設けられている。この光学系は、干渉光学系を含む。この干渉光学系は、波長掃引光源（波長可変光源）からの光を測定光と参照光とに分割する機能と、被検眼Ｅからの測定光の戻り光と参照光路を経由した参照光とを重ね合わせて干渉光を生成する機能と、この干渉光を検出する機能とを備える。干渉光学系により得られた干渉光の検出結果（検出信号）は、干渉光のスペクトルを示す信号であり、演算制御ユニット２００に送られる。
図３に例示するように、光源ユニット１０１は、変更可能な波長掃引速度で所定の波長範囲を掃引することにより得られた波長掃引光である光Ｌ０と、波長掃引光から生成されたクロックＫＣを出力する。このような光源ユニット１０１は、光源１４０と、光分岐器１４１、１４２と、複数のマッハ・ツェンダー干渉計（Ｍａｃｈ－Ｚｅｈｎｄｅｒ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ：ＭＺＩ）１４３と、光選択出力器１４４とを含む。光源ユニット１０１内の光学素子は、互いに光ファイバを介して光学的に接続される。
光源１４０は、変更可能な波長掃引速度で所定の波長範囲を掃引することにより出射光の中心波長が高速に変化する波長掃引光を出力する波長掃引光源である。光源１４０は、例えば、近赤外波長可変レーザを含む。
光分岐器１４１は、光源１４０から出射された波長掃引光を光Ｌ０と、クロック生成用の光とに分岐する。光分岐器１４１により分岐された光Ｌ０は、後述のように、光ファイバ１０２により偏波コントローラ１０３に導かれる。光分岐器１４１により分岐されたクロック生成用の光は、光ファイバにより光分岐器１４２に導かれる。光分岐器１４２は、クロック生成用の光を複数の分岐光（例えば、計測モード数分の分岐光）に分岐する。光分岐器１４２により分岐された複数の分岐光は、それぞれ光ファイバにより複数のＭＺＩ１４３のいずれかに導かれる。
ＭＺＩ１４３は、光分岐器１４２により分岐された分岐光を更に２つに分岐させ、互いに異なる光路を経由した２つの光路を合成することにより、互いにの光路の光路長差に対応した合成光を出力する。複数のＭＺＩ１４３は、それぞれ計測範囲に応じて変更される波長掃引速度に対応して光路長差が互いに異なるように構成されている。光選択出力器１４４は、計測範囲に応じて変更される波長掃引速度に基づいて、複数のＭＺＩ１４３からの合成光を選択的にクロックＫＣとして出力する。
いくつかの実施形態では、複数のＭＺＩ１４３は、計測範囲が異なる計測モード数分だけ設けられる。いくつかの実施形態では、複数のＭＺＩ１４３は、広角のＯＣＴ計測を行うために互いに異なるスキャン領域数分だけ設けられる。
計測範囲が互いに異なる計測モードに応じて複数のＭＺＩ１４３において互いに光路長差が異なるように構成し、光選択出力器１４４により波長掃引速度に応じて選択的に合成光を出力するように構成することで、波長掃引速度の変化分がキャンセルされた合成光を出力することができる。それにより、光選択出力器１４４から出力されるクロックＫＣは、一定の周波数（周期）のクロックとして出力される。なお、クロックＫＣを一定の周波数を有するクロックとして出力できる限り、ＭＺＩ１４３の数は任意である。
図２に示すように、光源ユニット１０１から出力された光Ｌ０は、光ファイバ１０２により偏波コントローラ１０３に導かれてその偏光状態が調整される。偏光状態が調整された光Ｌ０は、光ファイバ１０４によりファイバカプラ１０５に導かれて測定光ＬＳと参照光ＬＲとに分割される。
参照光ＬＲは、光ファイバ１１０によりコリメータ１１１に導かれて平行光束に変換され、光路長補正部材１１２及び分散補償部材１１３を経由し、コーナーキューブ１１４に導かれる。光路長補正部材１１２は、参照光ＬＲの光路長と測定光ＬＳの光路長とを合わせるよう作用する。分散補償部材１１３は、参照光ＬＲと測定光ＬＳとの間の分散特性を合わせるよう作用する。コーナーキューブ１１４は、参照光ＬＲの入射方向に移動可能であり、それにより参照光ＬＲの光路長が変更される。
コーナーキューブ１１４を経由した参照光ＬＲは、分散補償部材１１３及び光路長補正部材１１２を経由し、コリメータ１１６によって平行光束から集束光束に変換され、光ファイバ１１７に入射する。光ファイバ１１７に入射した参照光ＬＲは、偏波コントローラ１１８に導かれてその偏光状態が調整され、光ファイバ１１９によりアッテネータ１２０に導かれて光量が調整され、光ファイバ１２１によりファイバカプラ１２２に導かれる。
一方、ファイバカプラ１０５により生成された測定光ＬＳは、光ファイバ１２７により導かれてコリメータレンズユニット４０により平行光束に変換され、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、ミラー４４及びリレーレンズ４５を経由する。リレーレンズ４５を経由した測定光ＬＳは、ダイクロイックミラー４６により反射され、対物レンズ２２により屈折されて被検眼Ｅに入射する。測定光ＬＳは、被検眼Ｅの様々な深さ位置において散乱・反射される。被検眼Ｅからの測定光ＬＳの戻り光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ１０５に導かれ、光ファイバ１２８を経由してファイバカプラ１２２に到達する。
ファイバカプラ１２２は、光ファイバ１２８を介して入射された測定光ＬＳと、光ファイバ１２１を介して入射された参照光ＬＲとを合成して（干渉させて）干渉光を生成する。ファイバカプラ１２２は、所定の分岐比（例えば１：１）で干渉光を分岐することにより、一対の干渉光ＬＣを生成する。一対の干渉光ＬＣは、それぞれ光ファイバ１２３及び１２４を通じて検出器１２５に導かれる。
検出器１２５は、例えばバランスドフォトダイオードである。バランスドフォトダイオードは、一対の干渉光ＬＣをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを含み、これらフォトディテクタにより得られた一対の検出結果の差分を出力する。検出器１２５は、この出力（検出信号）をＤＡＱ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）１３０に送る。
ＤＡＱ１３０には、光源ユニット１０１からクロックＫＣが供給される。クロックＫＣは、上記のように、光源ユニット１０１において、波長掃引速度が変更された場合でも略一定の周波数を有するクロックである。ＤＡＱ１３０は、検出器１２５から入力される検出信号に対し、クロックＫＣに同期してＡ／Ｄ変換を行い、Ａ／Ｄ変換結果を干渉信号としてサンプリングする。ＤＡＱ１３０は、サンプリングにより得られた干渉信号を演算制御ユニット２００に送る。
本例では、測定光ＬＳの光路（測定光路、測定アーム）の長さを変更するための光路長変更部４１と、参照光ＬＲの光路（参照光路、参照アーム）の長さを変更するためのコーナーキューブ１１４の双方が設けられている。しかしながら、光路長変更部４１とコーナーキューブ１１４のいずれか一方のみが設けられもよい。また、これら以外の光学部材を用いて、測定光路長と参照光路長との差を変更することも可能である。
［演算制御ユニット］
演算制御ユニット２００は、ＤＡＱ１３０から入力される検出信号を解析して眼底ＥｆのＯＣＴ画像を形成する。そのための演算処理は、従来のスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様である。
また、演算制御ユニット２００は、眼底カメラユニット２、表示装置３、及びＯＣＴユニット１００の各部を制御する。
眼底カメラユニット２の制御として、演算制御ユニット２００は、観察光源１１、撮影光源１５、及びＬＥＤ５１、６１の動作制御、ＬＣＤ３９の動作制御、撮影合焦レンズ３１の移動制御、ＯＣＴ合焦レンズ４３の移動制御、反射棒６７の移動制御、フォーカス光学系６０の移動制御、光路長変更部４１の移動制御、光スキャナ４２の動作制御などを行う。
ＯＣＴユニット１００の制御として、演算制御ユニット２００は、光源ユニット１０１の動作制御、偏波コントローラ１０３、１１８の動作制御、アッテネータ１２０の動作制御、検出器１２５の動作制御、ＤＡＱ１３０の動作制御などを行う。
演算制御ユニット２００は、例えば、従来のコンピュータと同様に、マイクロプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、通信インターフェイスなどを含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、眼科装置１を制御するためのコンピュータプログラムが記憶されている。演算制御ユニット２００は、各種の回路基板、例えばＯＣＴ画像を形成するための回路基板を備えていてもよい。また、演算制御ユニット２００は、キーボードやマウス等の操作デバイス（入力デバイス）や、ＬＣＤ等の表示デバイスを備えていてもよい。
眼底カメラユニット２、表示装置３、ＯＣＴユニット１００、及び演算制御ユニット２００は、一体的に（つまり単一の筺体内に）構成されていてもよいし、２つ以上の筐体に別れて構成されていてもよい。
〔制御系〕
図４及び図５に、眼科装置１の制御系の構成例を示す。図４及び図５において、眼科装置１に含まれる構成要素の一部が省略されている。図５は、図４のデータ処理部２３０の構成例のブロック図を表す。制御部２１０、画像形成部２２０及びデータ処理部２３０は、例えば、演算制御ユニット２００に設けられる。
（制御部）
制御部２１０は、各種の制御を実行する。制御部２１０は、主制御部２１１と記憶部２１２とを含む。
（主制御部）
主制御部２１１は、プロセッサを含み、眼科装置１の各部を制御する。例えば、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２の光路長変更部４１、光スキャナ４２、撮影合焦レンズ３１（合焦駆動部３１Ａ）、及びフォーカス光学系６０、ＯＣＴ合焦レンズ４３（合焦駆動部４３Ａ）、イメージセンサ３５、３８、ＬＣＤ３９、光学系全体（移動機構１５０）などを制御する。さらに、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００の光源ユニット１０１、コーナーキューブ１１４（参照駆動部１１４Ａ）、アッテネータ１２０、偏波コントローラ１０３、１１８、検出器１２５、ＤＡＱ１３０などを制御する。
例えば、主制御部２１１は、手動又は自動で設定された固視位置に対応するＬＣＤ３９の画面上の位置に固視標を表示する。また、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９に表示されている固視標の表示位置を（連続的に又は段階的に）変更することができる。それにより、固視標を移動することができる（つまり、固視位置を変更することができる）。固視標の表示位置や移動態様は、マニュアルで又は自動的に設定される。マニュアルでの設定は、例えばＧＵＩを用いて行われる。自動的な設定は、例えば、データ処理部２３０により行われる。
合焦駆動部３１Ａは、撮影光学系３０の光軸方向に撮影合焦レンズ３１を移動させるとともに、照明光学系１０の光軸方向にフォーカス光学系６０を移動させる。それにより、撮影光学系３０の合焦位置が変更される。合焦駆動部３１Ａは、撮影合焦レンズ３１を移動させる機構と、フォーカス光学系６０を移動させる機構とを個別に有していてよい。合焦駆動部３１Ａは、フォーカス調整を行うときなどに制御される。
合焦駆動部４３Ａは、測定光路の光軸方向にＯＣＴ合焦レンズ４３を移動させる。それにより、測定光ＬＳの合焦位置が変更される。例えば、ＯＣＴ合焦レンズ４３を第１レンズ位置に移動させることにより、測定光ＬＳの合焦位置を眼底Ｅｆ又はその近傍に配置することができる。例えば、ＯＣＴ合焦レンズ４３を第２レンズ位置に移動させることにより、測定光ＬＳの合焦位置を遠点位置に配置して測定光ＬＳを平行光束にすることができる。測定光ＬＳの合焦位置は、測定光ＬＳのビームウェストの深さ位置（ｚ位置）に相当する。
移動機構１５０は、例えば、少なくとも眼底カメラユニット２（光学系）を３次元的に移動する。典型的な例において、移動機構１５０は、少なくとも眼底カメラユニット２をｘ方向（左右方向）に移動するための機構と、ｙ方向（上下方向）に移動するための機構と、ｚ方向（奥行き方向、前後方向）に移動するための機構とを含む。ｘ方向に移動するための機構は、例えば、ｘ方向に移動可能なｘステージと、ｘステージを移動するｘ移動機構とを含む。ｙ方向に移動するための機構は、例えば、例えば、ｙ方向に移動可能なｙステージと、ｙステージを移動するｙ移動機構とを含む。ｚ方向に移動するための機構は、例えば、ｚ方向に移動可能なｚステージと、ｚステージを移動するｚ移動機構とを含む。各移動機構は、パルスモータ等のアクチュエータを含み、主制御部２１１からの制御を受けて動作する。
移動機構１５０に対する制御は、アライメントやトラッキングにおいて用いられる。トラッキングとは、被検眼Ｅの眼球運動に合わせて装置光学系を移動させるものである。トラッキングを行う場合には、事前にアライメントとフォーカス調整が実行される。トラッキングは、装置光学系の位置を眼球運動に追従させることにより、アライメントとピントが合った好適な位置関係を維持する機能である。いくつかの実施形態では、参照光の光路長（よって、測定光の光路と参照光の光路との間の光路長差）を変更するために移動機構１５０の制御を行うように構成される。
マニュアルアライメントの場合、光学系に対する被検眼Ｅの変位がキャンセルされるようにユーザが後述のユーザインターフェイス２４０に対して操作することにより光学系と被検眼Ｅとを相対移動させる。例えば、主制御部２１１は、ユーザインターフェイス２４０に対する操作内容に対応した制御信号を移動機構１５０に出力することにより移動機構１５０を制御して光学系と被検眼Ｅとを相対移動させる。
オートアライメントの場合、光学系に対する被検眼Ｅの変位がキャンセルされるように主制御部２１１が移動機構１５０を制御することにより光学系と被検眼Ｅとを相対移動させる。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、光学系の光軸が被検眼Ｅの軸に略一致し、かつ、被検眼Ｅに対する光学系の距離が所定の作動距離になるように制御信号を移動機構１５０に出力することにより移動機構１５０を制御して光学系と被検眼Ｅとを相対移動させる。ここで、作動距離とは、対物レンズ２２のワーキングディスタンスとも呼ばれる既定値であり、光学系を用いた測定時（撮影時）における被検眼Ｅと光学系との間の距離に相当する。
主制御部２１１は、ＬＣＤ３９における固視標の表示位置を固定した状態で、ＯＣＴユニット１００及び光スキャナ４２を制御することにより互いに異なる複数のスキャン領域に対して複数のＯＣＴ計測を順次に実行する。いくつかの実施形態では、少なくとも２つのスキャン領域は重複して設定される。それにより、複数のスキャン領域に対するＯＣＴ計測により得られた複数の計測結果を容易に合成することができるようになる。
図６に、実施形態に係る眼科装置１の動作説明図を示す。図６は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆにおける眼底像と断層像とを模式的に表す。
主制御部２１１は、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１に対してＯＣＴ計測を実行する。いくつかの実施形態では、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１は、視神経乳頭に相当する領域及び中心窩に相当する領域の少なくとも１つを含む。いくつかの実施形態では、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１のスキャン中心位置は、アライメント完了後の眼底Ｅｆにおける光学系の光軸の位置である。いくつかの実施形態では、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１に対するスキャンの深さ方向の計測範囲の基準位置Ｚｒｅｆ０は、測定光の光路長と参照光の光路長とが一致する深さ位置である。
続いて、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９において第１スキャン領域ＳＣＡＮ１に対するスキャン時と同じ表示位置に固視標を表示した状態で、第２スキャン領域ＳＣＡＮ２に対してＯＣＴ計測を実行する。第２スキャン領域ＳＣＡＮ２のスキャン中心位置は、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１のスキャン中心位置に対して所定の距離ｄ１だけ離れた位置である。主制御部２１１は、スキャン領域の位置に応じて光路長変更部４１（又はコーナーキューブ１１４及び参照駆動部１１４Ａ）を制御することにより測定光ＬＳの光路と参照光ＬＲの光路との光路長差を変更し、ＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲の基準位置を変更することが可能である。図６では、深さ方向の計測範囲の基準位置Ｚｒｅｆ１に変更される。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、光源１４０を制御することにより波長掃引速度を変更し、ＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲を変更する。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、ＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲を変更しつつ、上記のように当該計測範囲の基準位置を変更する。
続いて、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９において第１スキャン領域ＳＣＡＮ１に対するスキャン時と同じ表示位置に固視標を表示した状態で、第３スキャン領域ＳＣＡＮ３に対してＯＣＴ計測を実行する。第３スキャン領域ＳＣＡＮ３のスキャン中心位置は、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１のスキャン中心位置に対して所定の距離ｄ２だけ離れた位置である。距離ｄ２は、距離ｄ１と同一であってよい。主制御部２１１は、第３スキャン領域ＳＣＡＮ３に対するスキャンの深さ方向の計測範囲の基準位置を基準位置Ｚｒｅｆ２に変更する。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、光源１４０を制御することにより波長掃引速度を変更し、ＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲を変更する。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、ＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲を変更しつつ、上記のように当該計測範囲の基準位置を変更する。
眼底Ｅｆの形状を考慮すると、スキャン領域のスキャン中心位置の変位量が所定の距離を超えたとき、式（１）に示すＯＣＴ計測範囲より広いＯＣＴ計測範囲が必要である。
そこで、主制御部２１１は、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１のスキャン中心位置と第２スキャン領域ＳＣＡＮ２（第３スキャン領域ＳＣＡＮ３）のスキャン中心位置との間のスキャン方向（例えば、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１のＢスキャン方向）の距離が第１距離を超えたとき、上記の光路長差を変更する。いくつかの実施形態では、第１距離は、スキャン領域が矩形領域である場合の一辺の距離（例えば、下記のＬ）である。
ここで、眼底Ｅｆにおける第１スキャン領域ＳＣＡＮ１及び第２スキャン領域ＳＣＡＮ２のそれぞれがＬミリメートル四方であるものとする。すなわち、Ｂスキャン方向の長さ（スキャン長）がＬミリメートルであるものとする。この場合、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１及び第２スキャン領域ＳＣＡＮ２のそれぞれに対し、深さ方向の計測範囲がｚ０ミリメートルであり、且つスキャン長がＬミリメートルであるＯＣＴ計測を実行する場合に、眼底Ｅｆの形状を考慮すると、黄斑又は視神経乳頭の近傍において概ねｚ０＝０．４×Ｌが成り立つ。すなわち、眼底Ｅｆに対してスキャン長Ｌが６ミリメートルのＯＣＴ計測を実行する場合、深さ方向の計測範囲として概ね２．４ミリメートルが必要である。
そこで、被検眼Ｅの眼底Ｅｆにおける所定部位を含む第１スキャン領域ＳＣＡＮ１から所定距離（例えば、６ミリメートル）以上離れた領域で第２スキャン領域ＳＣＡＮ２に対してＯＣＴ計測を実行する場合、主制御部２１１は、Ｌが（２．５×ｚ０）より大きいとき上記の光路長差を変更することで、深さ方向の計測範囲の基準位置を変更する。眼底Ｅｆにおける所定部位として、黄斑又は視神経乳頭などがある。それにより、眼底Ｅｆの形状に応じて広範囲にＯＣＴ計測結果を取得することができる。
いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、スキャン領域毎に波長掃引速度を変更することでＯＣＴ計測範囲を変更する。例えば、主制御部２１１は、光源ユニット１０１における光源１４０に対して波長掃引速度の変更制御を行うことで、ＯＣＴ計測範囲を変更する。
この場合、ＯＣＴ計測に必要な深さ方向の計測範囲をｚ０ミリメートルとし、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１のスキャン中心位置に対する第２スキャン領域ＳＣＡＮ２のスキャン中心位置のＢスキャン方向の変位をｄとすると、式（２）を満たすようにＯＣＴ計測を行うことが望ましい。それにより、一度で実行可能なスキャン領域を最大化することができる。ｚ０は、ｚ方向のアライメントや断層像の形成に必要な範囲である。
Figure 2022176282000003
いくつかの実施形態では、Ｌは１２ミリメートルであり、ｚ０は２ミリメートルである。
ｄ＞Ｌの範囲では、瞳孔領域に配置される測定光の偏向中心位置と眼底形状の曲率中心位置との間の変位に起因した光路長差を考慮すると、式（３）を満たすようにＯＣＴ計測を行うことが望ましい。それにより、眼底Ｅｆの形状に応じて広範囲にＯＣＴ計測結果を取得することができる。
Figure 2022176282000004
いくつかの実施形態において、式（２）及び式（３）では、λｃは１０５０ナノメートルであり、Δλは１００ナノメートルであり、係数αは０．５（波長掃引の速度差（最大速度／最小速度））である。この場合、式（３）は、１．３７５×１０－３×（ｆｓ／ｆｓｗｅｅｐ）＜ｚ０＋０．４×（ｄ－Ｌ）と表すことができる。
計測範囲に相当するｚｍａｘを大きくするためには、式（１）に示すように、（ａ）Ａ／Ｄ変換のサンプリング速度に相当するｆｓを大きくする方法、（ｂ）波長掃引幅に相当するΔλを小さくする方法、又は（ｃ）波長掃引速度であるｆｓｗｅｅｐを小さくする方法がある。
（ａ）の方法では、Ａ／Ｄコンバータのサンプリング速度の向上には限界があるため、計測範囲の拡大にも限界がある。
（ｂ）の方法では、非特許文献１に記載された下記の式（４）に示すように、Δλを小さくすることは深さ方向の分解能の低下を招く。式（４）において、Δｚは深さ方向の分解能を表し、ΔλＦＷＨＭは波長の半値全幅を表す。
Figure 2022176282000005
（ｃ）の方法では、固視ずれの影響を受けやすくなり計測精度の劣化や画像の低画質化を招く。
これに対して、実施形態によれば、Ａ／Ｄコンバータのサンプリング速度にかかわらず波長掃引速度を変更することができる。それにより、式（４）に示す深さ方向の分解能を低下させることなく、式（１）に示す深さ方向の計測範囲を変更することが可能になる。
主制御部２１１は、眼底カメラユニット２等を制御することにより眼底撮影及び前眼部撮影を制御する。また、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２及びＯＣＴユニット１００等を制御することによりＯＣＴ計測を制御する。主制御部２１１は、ＯＣＴ計測を行う前に複数の予備的な動作を実行可能である。予備的な動作としては、アライメント、フォーカス粗調整、偏光調整、フォーカス微調整などがある。複数の予備的な動作は、所定の順序で実行される。いくつかの実施形態では、複数の予備的な動作は、上記の順序で実行される。
なお、予備的な動作の種別や順序はこれに限定されるものではなく、任意である。例えば、被検眼Ｅが小瞳孔眼であるか否か判定するための予備動作（小瞳孔判定）を予備的な動作に加えることができる。小瞳孔判定は、例えば、フォーカス粗調整と光路長差調整との間に実行される。いくつかの実施形態では、小瞳孔判定は、以下の一連の処理を含む：被検眼Ｅの正面画像（前眼部像）の取得する処理；瞳孔に相当する画像領域を特定する処理；特定された瞳孔領域のサイズ（径、周長など）を求める処理；求められたサイズに基づき小瞳孔眼か否か判定する処理（閾値処理）；小瞳孔眼であると判定された場合に絞り１９を制御する処理。いくつかの実施形態では、瞳孔サイズを求めるために瞳孔領域を円近似または楕円近似する処理を更に含む。
フォーカス粗調整は、スプリット指標を用いたフォーカス調整である。なお、あらかじめ取得された眼屈折力と撮影合焦レンズ３１の位置とを関連付けた情報と、被検眼Ｅの屈折力の測定値とに基づいて撮影合焦レンズ３１の位置を決定することにより、フォーカス粗調整を行うこともできる。
フォーカス微調整は、ＯＣＴ計測の干渉感度に基づいて行われる。例えば、被検眼ＥのＯＣＴ計測により取得された干渉信号の干渉強度（干渉感度）をモニタすることにより、干渉強度が最大となるようなＯＣＴ合焦レンズ４３の位置を求め、その位置にＯＣＴ合焦レンズ４３を移動させることにより、フォーカス微調整を実行することができる。
光路長差調整においては、被検眼Ｅにおける所定の位置が深さ方向の計測範囲の基準位置になるように制御される。この制御は、光路長変更部４１及び参照駆動部１１４Ａの少なくとも一方に対して行われる。それにより、測定光路と参照光路との間の光路長差が調整される。光路長差調整により基準位置を設定しておくことで、波長掃引速度の変更を行うだけで深さ方向の所望の計測範囲に対して精度よくＯＣＴ計測を行うことができるようになる。
偏光調整においては、測定光ＬＳと参照光ＬＲとの干渉効率を最適化するために参照光ＬＲの偏光状態が調整される。
（記憶部）
記憶部２１２は、各種のデータを記憶する。記憶部２１２に記憶されるデータとしては、例えば、ＯＣＴ画像の画像データ、眼底像の画像データ、前眼部像の画像データ、被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者ＩＤや氏名などの被検者に関する情報や、左眼／右眼の識別情報などの被検眼に関する情報を含む。
また、記憶部２１２には、スキャン制御情報２１２Ａが記憶されている。スキャン制御情報２１２Ａは、順次に実行される複数のスキャンの実行順序と、各スキャン（Ｂスキャン）の設定情報とを含む。スキャンの設定情報は、スキャン領域のサイズ、位置（例えば、所定のスキャン中心位置からの変位）、スキャン態様などを含む。主制御部２１１は、スキャン制御情報２１２Ａを参照することにより、スキャン毎に、予め決められたサイズのスキャン領域を予め決められた位置に設定し、予め決められたスキャン態様でスキャンを実行させることが可能である。スキャン態様として、ラジアルスキャン、ラインスキャン、サークルスキャンなどがある。いくつかの実施形態では、複数のスキャンのスキャン領域のサイズ及びスキャン態様は同一である。
いくつかの実施形態では、スキャンの設定情報は、深さ方向の計測範囲に対応する情報を含む。この場合、主制御部２１１は、スキャン制御情報２１２Ａを参照することにより、スキャン毎に、予め決められた深さ方向の計測範囲になるように光路長差を変更してＯＣＴ計測を実行させることができる。
また、記憶部２１２には、眼科装置１を動作させるための各種プログラムやデータが記憶されている。
（画像形成部）
画像形成部２２０は、検出器１２５からの検出信号をＤＡＱ１３０でサンプリングすることにより得られたサンプリングデータに基づいて、被検眼ＥのＯＣＴ画像を形成する。画像形成部２２０により形成されるＯＣＴ画像には、Ａスキャン画像、Ｂスキャン画像（断層像）、Ｃスキャン画像などがある。この処理には、従来のスウェプトソースタイプのＯＣＴと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、分散補償、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）などの処理が含まれている。他のタイプのＯＣＴ装置の場合、画像形成部２２０は、そのタイプに応じた公知の処理を実行する。
画像形成部２２０は、例えば、前述の回路基板を含んで構成される。なお、この明細書では、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを同一視することがある。
（データ処理部）
データ処理部２３０は、被検眼Ｅの撮影やＯＣＴ計測により取得されたデータを処理する。例えば、データ処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された画像に対して各種の画像処理や解析処理を施す。例えば、データ処理部２３０は、画像の輝度補正等の各種補正処理を実行する。また、データ処理部２３０は、眼底カメラユニット２により得られた画像（眼底像、前眼部像等）に対して各種の画像処理や解析処理を施す。
データ処理部２３０は、断層像の間の画素を補間する補間処理などの公知の画像処理を実行して、眼底Ｅｆの３次元画像の画像データを形成する。なお、３次元画像の画像データとは、３次元座標系により画素の位置が定義された画像データを意味する。３次元画像の画像データとしては、３次元的に配列されたボクセルからなる画像データがある。この画像データは、ボリュームデータ或いはボクセルデータなどと呼ばれる。ボリュームデータに基づく画像を表示させる場合、データ処理部２３０は、このボリュームデータに対してレンダリング処理（ボリュームレンダリングやＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：最大値投影）など）を施して、特定の視線方向から見たときの擬似的な３次元画像の画像データを形成する。表示部２４０Ａ等の表示デバイスには、この擬似的な３次元画像が表示される。
また、３次元画像の画像データとして、複数の断層像のスタックデータを形成することも可能である。スタックデータは、複数のスキャンラインに沿って得られた複数の断層像を、スキャンラインの位置関係に基づいて３次元的に配列させることで得られる画像データである。すなわち、スタックデータは、元々個別の２次元座標系により定義されていた複数の断層像を、１つの３次元座標系により表現する（つまり１つの３次元空間に埋め込む）ことにより得られる画像データである。
データ処理部２３０は、取得された３次元データセット（ボリュームデータ、スタックデータ等）に各種のレンダリングを施すことで、任意断面におけるＢモード画像（縦断面像、軸方向断面像）、任意断面におけるＣモード画像（横断面像、水平断面像）、プロジェクション画像、シャドウグラムなどを形成することができる。Ｂモード画像やＣモード画像のような任意断面の画像は、指定された断面上の画素（ピクセル、ボクセル）を３次元データセットから選択することにより形成される。プロジェクション画像は、３次元データセットを所定方向（Ｚ方向、深さ方向、軸方向）に投影することによって形成される。シャドウグラムは、３次元データセットの一部（例えば、特定層に相当する部分データ）を所定方向に投影することによって形成される。Ｃモード画像、プロジェクション画像、シャドウグラムのような、被検眼の正面側を視点とする画像を正面画像（ｅｎ－ｆａｃｅ画像）と呼ぶ。
データ処理部２３０は、ＯＣＴにより時系列に収集されたデータ（例えば、Ｂスキャン画像データ）に基づいて、網膜血管や脈絡膜血管が強調されたＢモード画像や正面画像（血管強調画像、アンギオグラム）を構築することができる。例えば、被検眼Ｅの略同一部位を反復的にスキャンすることにより、時系列のＯＣＴデータを収集することができる。
いくつかの実施形態では、データ処理部２３０は、略同一部位に対するＢスキャンにより得られた時系列のＢスキャン画像を比較し、信号強度の変化部分の画素値を変化分に対応した画素値に変換することにより当該変化部分が強調された強調画像を構築する。更に、データ処理部２３０は、構築された複数の強調画像から所望の部位における所定の厚さ分の情報を抽出してｅｎ－ｆａｃｅ画像として構築することでＯＣＴＡ像を形成する。
データ処理部２３０により生成された画像（例えば、３次元画像、Ｂモード画像、Ｃモード画像、プロジェクション画像、シャドウグラム、ＯＣＴＡ像）もまたＯＣＴ画像に含まれる。
図５に示すように、データ処理部２３０は、解析部２３１と、画像合成部２３２とを含む。
解析部２３１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果を解析してフォーカス微調整制御における測定光ＬＳのフォーカス状態を判定する。例えば、主制御部２１１は、合焦駆動部４３Ａを所定のアルゴリズムにしたがって制御しつつ、反復的なＯＣＴ計測を行う。解析部２３１は、ＯＣＴ計測により繰り返し取得される干渉光ＬＣの検出結果を解析することで、ＯＣＴ画像の画質に関する所定の評価値を算出する。解析部２３１は、算出された評価値が閾値以下であるか否か判定する。いくつかの実施形態では、フォーカス微調整は、算出される評価値が閾値以下になるまで継続される。すなわち、評価値が閾値以下であるとき測定光ＬＳのフォーカス状態が適正であると判断され、フォーカス微調整は、測定光ＬＳのフォーカス状態が適正であると判断されるまで継続される。
いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、上記のような反復的なＯＣＴ計測を行って干渉信号を取得しつつ、逐次に取得される干渉信号の強度（干渉強度、干渉感度）をモニタする。更に、このモニタ処理を行いながら、ＯＣＴ合焦レンズ４３を移動させることにより、干渉強度が最大となるようなＯＣＴ合焦レンズ４３の位置を探索する。このようなフォーカス微調整によれば、干渉強度が最適化されるような位置にＯＣＴ合焦レンズ４３を導くことができる。
また、解析部２３１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果を解析して、測定光ＬＳ及び参照光ＬＲの少なくとも一方の偏波状態を判定する。例えば、主制御部２１１は、偏波コントローラ１０３、１１８の少なくとも一方を所定のアルゴリズムにしたがって制御しつつ、反復的なＯＣＴ計測を行う。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、アッテネータ１２０を制御して、参照光ＬＲの減衰量を変更する。解析部２３１は、ＯＣＴ計測により繰り返し取得される干渉光ＬＣの検出結果を解析することで、ＯＣＴ画像の画質に関する所定の評価値を算出する。解析部２３１は、算出された評価値が閾値以下であるか否か判定する。この閾値はあらかじめ設定される。偏波調整は、算出される評価値が閾値以下になるまで継続される。すなわち、評価値が閾値以下であるとき測定光ＬＳの偏波状態が適正であると判断され、偏波調整は、測定光ＬＳの偏波状態が適正であると判断されるまで継続される。
いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、偏波調整においても干渉強度をモニタすることが可能である。
また、解析部２３１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果、又は当該検出結果に基づいて形成されたＯＣＴ画像を解析することにより特徴領域を特定することが可能である。特徴領域には、特徴部位を含む領域、血管などがある。特徴部位には、視神経乳頭、中心窩、黄斑などの所定の部位、又は疾患部位などがある。
更に、解析部２３１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果、又は当該検出結果に基づいて形成されたＯＣＴ画像に対して所定の解析処理を行う。所定の解析処理には、被検眼Ｅにおける所定の部位（組織、病変部）の特定；指定された部位間の距離（層間距離）、面積、角度、比率、密度の算出；指定された計算式による演算；所定の部位の形状の特定；これらの統計値の算出；計測値、統計値の分布の算出；これら解析処理結果に基づく画像処理などがある。所定の組織には、血管、視神経乳頭、中心窩、黄斑などがある。所定の病変部には、白斑、出血などがある。
画像合成部２３２は、複数のＯＣＴ計測により得られたＯＣＴ画像を合成することにより広角のＯＣＴ画像を生成する。例えば、画像合成部２３２は、解析部２３１により特定された複数のＯＣＴ画像に共通の特徴領域が重なるように複数のＯＣＴ画像を合成して１つの広角のＯＣＴ画像を生成する。画像合成部２３２は、複数のＯＣＴ画像のうち少なくとも１つのＯＣＴ画像に対して公知の拡大処理、公知の縮小処理、公知の回転処理、又は公知の変形処理を施して１つのＯＣＴ画像を生成することが可能である。
また、画像合成部２３２は、眼の解剖学的データや臨床データなどに基づいて、複数のＯＣＴ画像を合成して広角のＯＣＴ画像を生成することが可能である。
以上のように機能するデータ処理部２３０は、例えば、前述のマイクロプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、回路基板等を含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、上記機能をマイクロプロセッサに実行させるコンピュータプログラムがあらかじめ格納されている。
（ユーザインターフェイス）
ユーザインターフェイス２４０には、表示部２４０Ａと操作部２４０Ｂとが含まれる。表示部２４０Ａは、前述した演算制御ユニット２００の表示デバイスや表示装置３を含んで構成される。操作部２４０Ｂは、前述した演算制御ユニット２００の操作デバイスを含んで構成される。操作部２４０Ｂには、眼科装置１の筐体や外部に設けられた各種のボタンやキーが含まれていてもよい。例えば眼底カメラユニット２が従来の眼底カメラと同様の筺体を有する場合、操作部２４０Ｂは、この筺体に設けられたジョイスティックや操作パネル等を含んでいてもよい。また、表示部２４０Ａは、眼底カメラユニット２の筺体に設けられたタッチパネルなどの各種表示デバイスを含んでいてもよい。
なお、表示部２４０Ａと操作部２４０Ｂは、それぞれ個別のデバイスとして構成される必要はない。例えばタッチパネルのように、表示機能と操作機能とが一体化されたデバイスを用いることも可能である。その場合、操作部２４０Ｂは、このタッチパネルとコンピュータプログラムとを含んで構成される。操作部２４０Ｂに対する操作内容は、電気信号として制御部２１０に入力される。また、表示部２４０Ａに表示されたグラフィカルユーザインターフェイス（ＧＵＩ）と、操作部２４０Ｂとを用いて、操作や情報入力を行うようにしてもよい。
ＬＣＤ３９を含む光学系は、実施形態に係る「固視投影系」の一例である。ＯＣＴユニット１００に含まれる光学系は、実施形態に係る「干渉光学系」の一例である。光路長変更部４１又はコーナーキューブ１１４及び参照駆動部１１４Ａは、実施形態に係る「光路長差変更部」の一例である。ＤＡＱ１３０は、実施形態に係る「サンプリング部」の一例である。画像形成部２２０又はデータ処理部２３０は、実施形態に係る「画像形成部」の一例である。
［動作］
実施形態に係る眼科装置１の動作について説明する。
第１動作例は、第１スキャン領域と第２スキャン領域とに対してスキャンを実行する場合の動作例を表すが、３以上のスキャン領域に対して同様にスキャンを実行することが可能である。
図７に、実施形態に係る眼科装置１の第１動作例を示す。図７は、実施形態に係る眼科装置１の第１動作例のフローチャートを表す。記憶部２１２には、図７に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部２１１は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図７に示す処理を実行する。
（Ｓ１：アライメント）
主制御部２１１は、アライメントを実行する。すなわち、主制御部２１１は、アライメント光学系５０を制御して、被検眼Ｅにアライメント指標を投影させる。このとき、被検眼Ｅには、ＬＣＤ３９による固視標も投影される。主制御部２１１は、例えばイメージセンサ３５により取得された受光像に基づいて特定された光学系の移動量に基づいて移動機構１５０を制御し、被検眼Ｅに対して光学系を当該移動量だけ相対的に移動させる。主制御部２１１は、この処理を繰り返し実行させる。
いくつかの実施形態では、ステップＳ１におけるアライメント完了後に、上記のアライメント粗調整及びアライメント微調整が行われる。
（Ｓ２：固視標を呈示）
続いて、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９の所定位置にＯＣＴ計測用の固視標を表示させる。主制御部２１１は、眼底Ｅｆにおける光学系の光軸の位置に対応するＬＣＤ３９の表示位置に固視標を表示させることが可能である。
（Ｓ３：第１スキャン領域用に光スキャナを設定）
主制御部２１１は、光スキャナ４２に対して、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１をスキャンするためのスキャン領域のサイズ、位置、及びスキャン態様を設定する。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、スキャン設定情報２１２Ａに基づいてスキャン領域のサイズ等を設定する。
（Ｓ４：調整用断層像を取得）
続いて、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ仮計測を実行させ、深さ方向の計測範囲の基準位置を調整するための調整用断層像を取得する。具体的には、主制御部２１１は、光スキャナ４２を制御することにより、光源ユニット１０１から出射された光Ｌ０に基づいて生成された測定光ＬＳを偏向し、偏向された測定光ＬＳで被検眼Ｅの所定部位（例えば眼底）をスキャンさせる。測定光ＬＳのスキャンにより得られた干渉光の検出結果は、クロックＫＣに同期してサンプリングされた後、画像形成部２２０に送られる。画像形成部２２０は、得られた干渉信号から被検眼Ｅの断層像（ＯＣＴ画像）を形成する。
（Ｓ５：深さ方向の基準位置を調整）
続いて、主制御部２１１は、深さ方向（ｚ方向）の計測範囲の基準位置を調整する。例えば、主制御部２１１は、ステップＳ４において得られた断層像における所定の部位（例えば、強膜）を解析部２３１に特定させ、特定された所定の部位の位置に対して深さ方向に所定の距離だけ離れた位置を計測範囲の基準位置として設定する。また、測定光ＬＳと参照光ＬＲの光路長が略一致するようにあらかじめ決められた所定の位置が計測範囲の基準位置として設定されてもよい。
（Ｓ６：フォーカス調整、偏波調整）
次に、主制御部２１１は、フォーカス調整制御及び偏波調整制御を実行する。
例えば、主制御部２１１は、合焦駆動部４３Ａを制御してＯＣＴ合焦レンズ４３を所定の距離だけ移動させた後、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ計測を実行させる。主制御部２１１は、上記のように、ＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果に基づいて測定光ＬＳのフォーカス状態を解析部２３１に判定させる。解析部２３１による判定結果に基づいて測定光ＬＳのフォーカス状態が適正ではないと判断されたとき、主制御部２１１は、再び合焦駆動部４３Ａの制御を行い、フォーカス状態が適正であると判断されるまで繰り返す。
また、例えば、主制御部２１１は、偏波コントローラ１０３、１１８の少なくとも一方を制御して光Ｌ０及び測定光ＬＳの少なくとも一方の偏波状態を所定の量だけ変更した後、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ計測を実行させ、取得された干渉光の検出結果に基づくＯＣＴ画像を画像形成部２２０に形成させる。主制御部２１１は、上記のように、ＯＣＴ計測により得られたＯＣＴ画像の画質を解析部２３１に判定させる。解析部２３１による判定結果に基づいて測定光ＬＳの偏波状態が適正ではないと判断されたとき、主制御部２１１は、再び偏波コントローラ１０３、１１８の制御を行い、偏波状態が適正であると判断されるまで繰り返す。
（Ｓ７：干渉信号を取得）
続いて、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ計測を実行させる。当該ＯＣＴ計測により取得された干渉光の検出結果は、ＤＡＱ１３０においてサンプリングされ、干渉信号として記憶部２１２等に保存される。
（Ｓ８：第２スキャン領域用に光スキャナを設定）
主制御部２１１は、光スキャナ４２に対して、第２スキャン領域ＳＣＡＮ２をスキャンするためのスキャン領域のサイズ、位置、及びスキャン態様を設定する。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、スキャン設定情報２１２Ａに基づいてスキャン領域のサイズ等を設定する。
（Ｓ９：調整用断層像を取得）
続いて、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ仮計測を実行させ、深さ方向の計測範囲の基準位置を調整するための調整用断層像を取得する。ステップＳ９では、ステップＳ４及びステップＳ７と同じ眼底Ｅｆの投影位置に固視光束が投影される。具体的には、主制御部２１１は、ステップＳ４と同様に、光スキャナ４２を制御することにより、光源ユニット１０１から出射された光Ｌ０に基づいて生成された測定光ＬＳを偏向し、偏向された測定光ＬＳで被検眼Ｅの所定部位をスキャンさせる。測定光ＬＳのスキャンにより得られた干渉光の検出結果は、クロックＫＣに同期してサンプリングされた後、画像形成部２２０に送られる。画像形成部２２０は、得られた干渉信号から被検眼Ｅの断層像（ＯＣＴ画像）を形成する。
（Ｓ１０：深さ方向の基準位置を調整）
続いて、主制御部２１１は、深さ方向（ｚ方向）の計測範囲の基準位置を調整する。具体的には、主制御部２１１は、ステップＳ９において得られた断層像における所定の部位を解析部２３１に特定させ、特定された所定の部位の位置に対して深さ方向に所定の距離だけ離れた位置を計測範囲の基準位置として設定する。ステップＳ１０では、第２スキャン領域ＳＣＡＮ２に対応した基準位置が設定される。
（Ｓ１１：フォーカス調整、偏波調整）
次に、主制御部２１１は、ステップＳ６と同様に、フォーカス調整制御及び偏波調整制御を実行する。
（Ｓ１２：干渉信号を取得）
続いて、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ計測を実行させる。当該ＯＣＴ計測により取得された干渉光の検出結果は、ＤＡＱ１３０においてサンプリングされ、干渉信号として記憶部２１２等に保存される。ステップＳ１２では、ステップＳ４及びステップＳ７と同じ眼底Ｅｆの投影位置に固視光束が投影される。
３以上のスキャン領域をスキャンする場合は、ステップＳ８～ステップＳ１２を繰り返す。
（Ｓ１３：干渉信号を解析・断層像形成）
次に、主制御部２１１は、ステップＳ７において取得された干渉信号に基づいて被検眼ＥのＯＣＴ画像を画像形成部２２０に形成させる。同様に、主制御部２１１は、ステップＳ１２において取得された干渉信号に基づいて被検眼ＥのＯＣＴ画像を画像形成部２２０に形成させる。更に、主制御部２１１は、形成されたＯＣＴ画像に対して所定の解析処理を解析部２３１に実行させる。
いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、ステップＳ７において取得された干渉信号及びステップＳ１２において取得された干渉信号の少なくとも一方に対して所定の解析処理を解析部２３１に実行させる。
（Ｓ１４：広角ＯＣＴ画像を生成）
次に、主制御部２１１は、ステップＳ１３において形成された２つのＯＣＴ画像における特徴領域を解析部２３１に特定させ、特定された特徴領域に基づいて２つのＯＣＴ画像を合成し、広角のＯＣＴ画像を生成する。
以上で、眼科装置１の動作は終了である（エンド）。
第２動作例では、スキャン毎に、波長掃引速度を変更してＯＣＴ計測範囲を変更する。
図８に、実施形態に係る眼科装置１の第２動作例を示す。図８は、実施形態に係る第２動作例のフローチャートを表す。記憶部２１２には、図８に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部２１１は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図８に示す処理を実行する。
（Ｓ２１：アライメント）
主制御部２１１は、ステップＳ１と同様に、アライメントを実行する。
（Ｓ２２：固視標を呈示）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ２と同様に、ＬＣＤ３９の所定位置に固視標を表示させる。
（Ｓ２３：第１スキャン領域用に光スキャナを設定）
主制御部２１１は、ステップＳ３と同様に、光スキャナ４２に対し、第１スキャン領域ＳＣＡＮ１をスキャンするためのスキャン領域のサイズ、位置、及びスキャン態様を設定する。
（Ｓ２４：波長掃引速度を設定）
次に、主制御部２１１は、光源ユニット１０１の光源１４０に対し、第１スキャン領域用の波長掃引速度を設定する。それにより、光源１４０は、設定された波長掃引速度で所定の波長範囲掃引を開始する。光源ユニット１０１の光選択出力器１４４は設定された波長掃引速度に対応したＭＺＩ１４３からの合成光を選択出力するため、クロックＫＣの周波数は変化しない。
（Ｓ２５：調整用断層像を取得）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ４と同様に、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ仮計測を実行させ、深さ方向の計測範囲の基準位置を調整するための調整用断層像を取得する。
（Ｓ２６：深さ方向の基準位置を調整）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ５と同様に、深さ方向（ｚ方向）の計測範囲の基準位置を調整する。
（Ｓ２７：フォーカス調整、偏波調整）
次に、主制御部２１１は、ステップＳ６と同様に、フォーカス調整制御及び偏波調整制御を実行する。
（Ｓ２８：干渉信号を取得）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ７と同様に、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ計測を実行させる。当該ＯＣＴ計測により取得された干渉光の検出結果は、ＤＡＱ１３０においてサンプリングされ、干渉信号として記憶部２１２等に保存される。
（Ｓ２９：第２スキャン領域用に光スキャナを設定）
主制御部２１１は、ステップＳ８と同様に、光スキャナ４２に対して、第２スキャン領域ＳＣＡＮ２をスキャンするためのスキャン領域のサイズ、位置、及びスキャン態様を設定する。
（Ｓ３０：波長掃引速度を設定）
次に、主制御部２１１は、光源ユニット１０１の光源１４０に対し、第２スキャン領域用の波長掃引速度を設定する。それにより、光源１４０は、設定された波長掃引速度で所定の波長範囲掃引を開始する。光源ユニット１０１の光選択出力器１４４は設定された波長掃引速度に対応したＭＺＩ１４３からの合成光を選択出力するため、クロックＫＣの周波数は変化しない。
（Ｓ３１：調整用断層像を取得）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ９と同様に、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ仮計測を実行させ、深さ方向の計測範囲の基準位置を調整するための調整用断層像を取得する。
（Ｓ３２：深さ方向の基準位置を調整）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ１０と同様に、深さ方向（ｚ方向）の計測範囲の基準位置を調整する。
（Ｓ３３：フォーカス調整、偏波調整）
次に、主制御部２１１は、ステップＳ２７と同様に、フォーカス調整制御及び偏波調整制御を実行する。
（Ｓ３４：干渉信号を取得）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ２８と同様に、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ計測を実行させる。ステップＳ３４では、ステップＳ２５及びステップＳ２８と同じ眼底Ｅｆの投影位置に固視光束が投影される。
（Ｓ３５：干渉信号を解析・断層像形成）
次に、主制御部２１１は、ステップＳ２８において取得された干渉信号に基づいて被検眼ＥのＯＣＴ画像を画像形成部２２０に形成させる。同様に、主制御部２１１は、ステップＳ３４において取得された干渉信号に基づいて被検眼ＥのＯＣＴ画像を画像形成部２２０に形成させる。更に、主制御部２１１は、形成されたＯＣＴ画像に対して所定の解析処理を解析部２３１に実行させる。
いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、ステップＳ２８において取得された干渉信号及びステップＳ３４において取得された干渉信号の少なくとも一方に対して所定の解析処理を解析部２３１に実行させる。
（Ｓ３６：広角ＯＣＴ画像を生成）
次に、主制御部２１１は、ステップＳ３５において形成された２つのＯＣＴ画像における特徴領域を解析部２３１に特定させ、特定された特徴領域に基づいて２つのＯＣＴ画像を合成し、広角のＯＣＴ画像を生成する。
以上で、眼科装置１の動作は終了である（エンド）。
＜変形例＞
上記の実施形態では、眼科装置１がスウェプトソースＯＣＴを実行する場合について説明したが、実施形態に係る構成はこれに限定されるものではない。例えば、実施形態に係る眼科装置は、スペクトラルドメインＯＣＴを実行してもよい。以下、実施形態の変形例に係る眼科装置について、実施形態との相違点を中心に説明する。
実施形態の変形例に係る眼科装置の構成が実施形態に係る眼科装置１の構成と異なる点は、ＯＣＴユニット１００に代えてＯＣＴユニット１００ａが設けられる点と、演算制御ユニット２００に代えて演算制御ユニット２００ａが設けられる点である。
図９に、実施形態の変形例に係るＯＣＴユニット１００ａの構成例を示す。図９において、図１と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
ＯＣＴユニット１００ａには、スペクトラルドメインＯＣＴを実行するための光学系が設けられている。この光学系は、従来のスペクトラルドメインタイプのＯＣＴ装置と同様の構成を有する。すなわち、この光学系は、低コヒーレンス光を参照光と測定光に分割し、眼底Ｅｆを経由した測定光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光のスペクトル成分を検出するように構成されている。この検出結果（検出信号）は演算制御ユニット２００ａに送られる。
光源ユニット１０１ａは、広帯域光源を含み、広帯域の低コヒーレンス光Ｌ０を出力する。低コヒーレンス光Ｌ０は、例えば、近赤外領域の波長帯（約８００ｎｍ～９００ｎｍ程度）を含み、数十マイクロメートル程度の時間的コヒーレンス長を有する。なお、人眼では視認できない波長帯、例えば１０４０～１０６０ｎｍ程度の中心波長を有する近赤外光を低コヒーレンス光Ｌ０として用いてもよい。
光源ユニット１０１ａは、スーパールミネセントダイオード（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ：ＳＬＤ）や、ＬＥＤや、ＳＯＡ（Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｏｐｔｉｃａｌ Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）等の光出力デバイスを含んで構成される。
光源ユニット１０１ａから出力された低コヒーレンス光Ｌ０は、光ファイバ１０２ａによりファイバカプラ１０３ａに導かれて測定光ＬＳと参照光ＬＲにと分割される。
参照光ＬＲは、光ファイバ１０４ａにより導かれてアッテネータ１０５ａに到達する。アッテネータ１０５ａは、公知の技術を用いて、演算制御ユニット２００ａの制御の下、光ファイバ１０４ａに導かれる参照光ＬＲの光量を自動で調整する。アッテネータ１０５ａにより光量が調整された参照光ＬＲは、光ファイバ１０４ａにより導かれて偏波コントローラ１０６ａに到達する。偏波コントローラ１０６ａは、例えば、ループ状にされた光ファイバ１０４ａに対して外部から応力を与えることで、光ファイバ１０４ａ内を導かれる参照光ＬＲの偏光状態を調整する装置である。なお、偏波コントローラ１０６ａの構成はこれに限定されるものではなく、任意の公知技術を用いることが可能である。偏波コントローラ１０６ａにより偏光状態が調整された参照光ＬＲは、ファイバカプラ１０９ａに到達する。
ファイバカプラ１０３ａにより生成された測定光ＬＳは、光ファイバ１０７ａにより導かれ、コリメータレンズユニット４０により平行光束とされる。更に、測定光ＬＳは、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、ミラー４４、及びリレーレンズ４５を経由してダイクロイックミラー４６に到達する。そして、測定光ＬＳは、ダイクロイックミラー４６により反射され、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに照射される。測定光ＬＳは、眼底Ｅｆの様々な深さ位置において散乱（反射を含む）される。眼底Ｅｆによる測定光ＬＳの後方散乱光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ１０３ａに導かれ、光ファイバ１０８ａを経由してファイバカプラ１０９ａに到達する。
ファイバカプラ１０９ａは、測定光ＬＳの後方散乱光と、ファイバカプラ１０３ａを経由した参照光ＬＲとを干渉させる。これにより生成された干渉光ＬＣは、光ファイバ１１０ａにより導かれて出射端１１１ａから出射される。更に、干渉光ＬＣは、コリメータレンズ１１２ａにより平行光束とされ、回折格子１１３ａにより分光（スペクトル分解）され、集光レンズ１１４ａにより集光されてＣＣＤイメージセンサ１１５ａの受光面に投影される。なお、図９に示す回折格子１１３ａは透過型であるが、例えば反射型の回折格子など、他の形態の分光素子を用いることも可能である。
ＣＣＤイメージセンサ１１５ａは、例えばラインセンサであり、分光された干渉光ＬＣの各スペクトル成分を検出して電荷に変換する。ＣＣＤイメージセンサ１１５ａは、この電荷を蓄積して検出信号を生成し、これを演算制御ユニット２００ａに送る。
この実施形態ではマイケルソン型の干渉計を採用しているが、例えばマッハツェンダー型など任意のタイプの干渉計を適宜に採用することが可能である。また、ＣＣＤイメージセンサに代えて、他の形態のイメージセンサ、例えばＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサなどを用いることが可能である。
図１０に、実施形態の変形例に係る演算制御ユニット２００ａの構成例のブロック図を示す。図１０において、図１、図４又は図９と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
実施形態に係る演算制御ユニット２００と同様に、演算制御ユニット２００ａは、制御部２１０、画像形成部２２０、データ処理部２３０を含む。
本変形例において、主制御部２１１（制御部２１０）は、プロセッサを含み、実施形態の変形例に係る眼科装置の各部を制御する。例えば、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２の光路長変更部４１、光スキャナ４２、撮影合焦レンズ３１（合焦駆動部３１Ａ）、及びフォーカス光学系６０、ＯＣＴ合焦レンズ４３（合焦駆動部４３Ａ）、イメージセンサ３５、３８、ＬＣＤ３９、光学系全体（移動機構１５０）などを制御する。さらに、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００ａの光源ユニット１０１ａ、アッテネータ１０５ａ、偏波コントローラ１０６ａ、ＣＣＤイメージセンタ１１５ａなどを制御する。
実施形態の変形例に係る眼科装置の動作は、図６及び図７と同様であるため、詳細な説明を省略する。例えば、図７のステップＳ６及びステップＳ１１では、主制御部２１１は、偏波コントローラ１０３、１１８の少なくとも一方を制御して光Ｌ０及び測定光ＬＳの少なくとも一方の偏波状態を変更する。これに対して、本変形例では、主制御部２１１は、偏波コントローラ１０６ａを制御することにより参照光ＬＲの偏波状態を変更する。
本変形例によれば、上記の実施形態と同様に、眼底における固視標の投影位置を変更することにより計測部位を移動させて広角のＯＣＴ計測結果を取得する場合に比べて、短い計測時間で簡便に被検眼に対して広角のＯＣＴ計測を実行することができる。
［効果］
実施形態に係る眼科装置、及びその制御方法について説明する。
いくつかの実施形態に係る眼科装置（１）は、固視投影系（ＬＣＤ３９を含む光学系）と、干渉光学系（ＯＣＴユニット１００に含まれる光学系）と、制御部（２１０、主制御部２１１）とを含む。固視投影系は、被検眼（Ｅ）の眼底（Ｅｆ）に固視光束を投影する。干渉光学系は、光スキャナ（４２）を含み、光源（光源１４０、光源ユニット１０１ａ）からの光（Ｌ０）を測定光（ＬＳ）と参照光（ＬＲ）とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼に照射し、被検眼からの戻り光と参照光との干渉光（ＬＣ）を検出する。制御部は、眼底における固視光束の投影位置を固定した状態で、干渉光学系を制御することにより被検眼において互いに異なる第１スキャン領域（ＳＣＡＮ１）及び第２スキャン領域（ＳＣＡＮ２）に対してＯＣＴ計測を実行する。
このような構成によれば、眼底における固視標の投影位置を変更することにより計測部位を移動させて広角のＯＣＴ計測結果を取得する場合に比べて、短い計測時間で簡便に被検眼に対して広角のＯＣＴ計測を実行することができる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置は、測定光の光路と参照光の光路との光路長差を変更する光路長差変更部（光路長変更部４１又はコーナーキューブ１１４及び参照駆動部１１４Ａ）を含み、制御部は、被検眼におけるスキャン領域の位置に応じて光路長差変更部を制御することにより光路長差を変更し、被検眼に対するＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲の基準位置を変更する。
このような構成によれば、眼底の形状に応じてＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲の基準位置を変更することができるので、眼底に対して広角のＯＣＴ計測を実行することが可能になる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置では、制御部は、第１スキャン領域のスキャン中心位置と第２スキャン領域のスキャン中心位置との間の距離が第１距離を超えたとき、光路長差を変更する。
このような構成によれば、眼科装置の光学系で決まる深さ方向の計測範囲内のスキャン領域の位置の変更の場合には光路長差を変更する必要がなくなるため、広角のＯＣＴ計測の制御を簡素化することができるようになる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置では、第１スキャン領域に対し、深さ範囲がｚ０ミリメートルであり、且つスキャン長がＬミリメートルであるＯＣＴ計測を実行する場合に、制御部は、第１スキャン領域の中心位置が被検眼の所定部位（黄斑、視神経乳頭）から所定距離（例えば、６ミリメートル）以上離れた領域に配置され、且つＬが（２．５×ｚ０）より大きいとき、光路長差を変更する。
このような構成によれば、眼底の形状に応じてＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲の基準位置を変更することができるので、眼底に対して広角のＯＣＴ計測を実行することが可能になる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置では、光源は、波長掃引速度を変更可能な波長掃引光源（光源１４０）を含み、所定のサンプリング周波数で干渉光の検出結果をサンプリングするサンプリング部（ＤＡＱ１３０）を含み、制御部は、被検眼におけるスキャン領域の位置に応じて波長掃引光源を制御することにより波長掃引速度を変更し、被検眼におけるＯＣＴ計測の深さ範囲を変更する。
このような構成によれば、波長掃引速度を変更して干渉光学系により得られた干渉光の検出結果を所定のサンプリング周波数でサンプリングするようにしたので、深さ方向の計測範囲を容易に変更することが可能になる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置では、第１スキャン領域に対し、深さ範囲がｚ０ミリメートルでありスキャン長がＬミリメートルであるＯＣＴ計測を実行し、第１スキャン領域のスキャン中心位置に対する第２スキャン領域のスキャン中心位置のスキャン方向の変位がｄである場合に、ｄがＬより大きいとき、制御部は、被検眼におけるＯＣＴ計測の深さ範囲が（ｚ０＋０．４×（ｄ－Ｌ））ミリメートル未満となるようにＯＣＴ計測を実行する。
このような構成によれば、眼底の形状に応じてＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲を変更するようにしたので、眼底に対して広角のＯＣＴ計測を簡便に実行することが可能な眼科装置を提供することができるようになる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置は、干渉光の検出結果に基づいて被検眼の画像を形成する画像形成部（画像形成部２２０又はデータ処理部２３０）と、画像形成部により形成された、第１スキャン領域に対するＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果に基づく第１画像と第２スキャン領域に対するＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果に基づく第２画像とを合成する画像合成部（２３２）と、を含む。
このような構成によれば、被検眼に対して広角のＯＣＴ計測を実行し、被検眼の広角画像を簡便に取得すること可能な眼科装置を提供することができるようになる。
いくつかの実施形態は、固視投影系（ＬＣＤ３９を含む光学系）と、干渉光学系（ＯＣＴユニット１００に含まれる光学系）とを含む眼科装置の制御方法である。固視投影系は、被検眼（Ｅ）の眼底（Ｅｆ）に固視光束を投影する。干渉光学系は、光スキャナ（４２）を含み、光源（光源１４０、光源ユニット１０１ａ）からの光（Ｌ０）を測定光（ＬＳ）と参照光（ＬＲ）とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼に照射し、被検眼からの戻り光と参照光との干渉光（ＬＣ）を検出する。眼科装置の制御方法は、第１計測ステップと、第２計測ステップとを含む。第１計測ステップは、眼底に対して固視光束を投影した状態で、干渉光学系を制御することにより被検眼における第１スキャン領域に対してＯＣＴ計測を実行する。第２計測ステップは、第１計測ステップにおける固視位置を固定した状態で、干渉光学系を制御することにより被検眼における第１スキャン領域と異なる第２スキャン領域に対してＯＣＴ計測を実行する。
このような制御によれば、眼底における固視標の投影位置を変更することにより計測部位を移動させて広角のＯＣＴ計測結果を取得する場合に比べて、短い計測時間で簡便に被検眼に対して広角のＯＣＴ計測を実行することができる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置の制御方法は、被検眼におけるスキャン領域の位置に応じて測定光の光路と参照光の光路との光路長差を変更することにより、被検眼に対するＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲の基準位置を変更する光路長差変更ステップを含む。
このような制御によれば、眼底の形状に応じてＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲の基準位置を変更することができるので、眼底に対して広角のＯＣＴ計測を実行することが可能になる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置の制御方法では、光路長差変更ステップは、第１スキャン領域のスキャン中心位置と第２スキャン領域のスキャン中心位置との間の距離が第１距離を超えたとき、光路長差を変更する。
このような制御によれば、眼科装置の光学系で決まる深さ方向の計測範囲内のスキャン領域の位置の変更の場合には光路長差を変更する必要がなくなるため、広角のＯＣＴ計測の制御を簡素化することができるようになる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置の制御方法では、第１スキャン領域に対し、深さ範囲がｚ０ミリメートルであり、且つスキャン長がＬミリメートルであるＯＣＴ計測を実行する場合に、光路長差変更ステップは、第１スキャン領域の中心位置が被検眼の所定部位（黄斑、視神経乳頭）から所定距離（例えば、６ミリメートル）以上離れた領域に配置され、且つＬが（２．５×ｚ０）より大きいとき、光路長差を変更する。
このような制御によれば、眼底の形状に応じてＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲の基準位置を変更することができるので、眼底に対して広角のＯＣＴ計測を実行することが可能になる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置の制御方法では、光源は、波長掃引速度を変更可能な波長掃引光源（光源１４１）を含み、眼科装置は、所定のサンプリング周波数で干渉光の検出結果をサンプリングするサンプリング部（ＤＡＱ１３０）を含み、被検眼におけるスキャン領域の位置に応じて波長掃引光源を制御することにより波長掃引速度を変更する光源制御ステップを含む。
このような制御によれば、波長掃引速度を変更して干渉光学系により得られた干渉光の検出結果を所定のサンプリング周波数でサンプリングするようにしたので、深さ方向の計測範囲を容易に変更することが可能になる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置の制御方法では、第１スキャン領域に対し、深さ範囲がｚ０ミリメートルでありスキャン長がＬミリメートルであるＯＣＴ計測を実行し、第１スキャン領域のスキャン中心位置に対する第２スキャン領域のスキャン中心位置のスキャン方向の変位がｄである場合に、第２計測ステップステップは、被検眼におけるＯＣＴ計測の深さ範囲が（ｚ０＋０．４×（ｄ－Ｌ））ミリメートル未満となるようにＯＣＴ計測を実行する。
このような制御によれば、眼底の形状に応じてＯＣＴ計測の深さ方向の計測範囲を変更するようにしたので、眼底に対して広角のＯＣＴ計測を簡便に実行することが可能な眼科装置を提供することができるようになる。
いくつかの実施形態に係る眼科装置の制御方法は、干渉光の検出結果に基づいて被検眼の画像を形成する画像形成ステップと、画像形成ステップにおいて形成された、第１スキャン領域に対するＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果に基づく第１画像と第２スキャン領域に対するＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果に基づく第２画像とを合成する画像合成ステップと、を含む。
このような制御によれば、被検眼に対して広角のＯＣＴ計測を実行し、被検眼の広角画像を簡便に取得すること可能になる。
上記の実施形態では、クロックＫＣを用いて波数空間における干渉光の検出結果を時間空間における干渉光の検出結果に変換する場合（すなわち、ｋクロックを用いたｋ較正法）について説明したが、実施形態に係る眼科装置１の構成はこれに限定されるものではない。例えば、ｋ較正用のＭＺＩの干渉信号を、ＯＣＴ計測により得られた干渉信号と同時に取得し、データ処理部２３０により公知のｋ較正処理を施すことにより波数空間の干渉信号を時間空間の干渉信号に変換してもよい。
上記の実施形態を実現するためのコンピュータプログラムを、コンピュータによって読み取り可能な任意の記録媒体に記憶させることができる。この記録媒体としては、例えば、半導体メモリ、光ディスク、光磁気ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ／ＤＶＤ－ＲＡＭ／ＤＶＤ－ＲＯＭ／ＭＯ等）、磁気記憶媒体（ハードディスク／フロッピー（登録商標）ディスク／ＺＩＰ等）などを用いることが可能である。
また、インターネットやＬＡＮ等のネットワークを通じてこのプログラムを送受信することも可能である。
１ 眼科装置
２ 眼底カメラユニット
１０ 照明光学系
３０ 撮影光学系
３１ 撮影合焦レンズ
４１ 光路長変更部
４２ 光スキャナ
５０ アライメント光学系
６０ フォーカス光学系
１００、１００ａ ＯＣＴユニット
１０１、１０１ａ 光源ユニット
１４０ 光源
２００、２００ａ 演算制御ユニット
２１０ 制御部
２１１ 主制御部
２１２ 記憶部
２２０ 画像形成部
２３０ データ処理部
２３１ 解析部
２３２ 画像合成部
２４０Ａ 表示部
２４０Ｂ 操作部
Ｅ 被検眼
ＬＳ 測定光
ＬＲ 参照光
ＬＣ 干渉光

Claims (8)

  1. 被検眼に対してスウェプトソースＯＣＴを実行可能な眼科装置であって、
    前記被検眼の眼底に固視光束を投影する固視投影系と、
    光スキャナを含み、波長掃引光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を前記被検眼に照射し、前記被検眼からの戻り光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、
    前記波長掃引光源からの光に基づいて、波長掃引速度の変化分がキャンセルされた一定の周波数を有するクロックを生成するクロック生成系と、
    前記干渉光学系により得られた前記干渉光の検出結果を前記クロックに基づいてサンプリングするサンプリング部と、
    前記測定光の光路と前記参照光の光路との光路長差を変更する光路長差変更部と、
    前記眼底における固視光束の投影位置を固定した状態で、前記被検眼におけるスキャン領域の位置に応じて、前記波長掃引光源を制御することにより前記波長掃引速度を変更すると共に、前記光路長差変更部を制御することにより前記被検眼におけるＯＣＴ計測の深さ範囲と、前記測定光の光路長及び前記参照光の光路長が一致する深さ位置である前記深さ範囲の基準位置とを変更し、Ｂスキャン方向に隣接する第１スキャン領域及び第２スキャン領域のそれぞれに対してＯＣＴ計測を実行する制御部と、
    を含む、眼科装置。
  2. 前記クロック生成系は、前記波長掃引光源からの光に基づいて、前記深さ範囲又は前記波長掃引速度に対応して光路長差が互いに異なる複数の光を生成し、生成された前記複数の光を前記波長掃引速度に応じて選択された光を前記クロックとして出力する
    ことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。
  3. 前記制御部は、前記第１スキャン領域のスキャン中心位置と第２スキャン領域のスキャン中心位置との間のＢスキャン方向の距離が第１距離を超えたとき、前記光路長差を変更する
    ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の眼科装置。
  4. 前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼の画像を形成する画像形成部と、
    前記画像形成部により形成された、前記第１スキャン領域に対するＯＣＴ計測により得られた前記干渉光の検出結果に基づく第１画像と前記第２スキャン領域に対するＯＣＴ計測により得られた前記干渉光の検出結果に基づく第２画像とを合成する画像合成部と、
    を含む
    ことを特徴とする請求項１～請求項３のいずれか一項に記載の眼科装置。
  5. 被検眼の眼底に固視光束を投影する固視投影系と、
    光スキャナを含み、波長掃引光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を前記被検眼に照射し、前記被検眼からの戻り光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、
    前記波長掃引光源からの光に基づいて、波長掃引速度の変化分がキャンセルされた一定の周波数を有するクロックを生成するクロック生成系と、
    前記干渉光学系により得られた前記干渉光の検出結果を前記クロックに基づいてサンプリングするサンプリング部と、
    前記測定光の光路と前記参照光の光路との光路長差を変更する光路長差変更部と、
    を含み、前記被検眼に対してスウェプトソースＯＣＴを実行可能な眼科装置の制御方法であって、
    前記眼底に対して固視光束を投影した状態で、前記干渉光学系を制御することにより前記被検眼における第１スキャン領域に対してＯＣＴ計測を実行する第１計測ステップと、
    前記第１スキャン領域に対してＢスキャン方向に隣接する第２スキャン領域の位置に応じて、前記波長掃引光源を制御することにより前記波長掃引速度を変更すると共に、前記光路長差変更部を制御することにより前記被検眼におけるＯＣＴ計測の深さ範囲と、前記測定光の光路長及び前記参照光の光路長が一致する深さ位置である前記深さ範囲の基準位置を変更する光路長差変更ステップと、
    前記第１計測ステップにおける固視位置を固定した状態で、前記干渉光学系を制御することにより前記第２スキャン領域に対してＯＣＴ計測を実行する第２計測ステップと、
    を含む、眼科装置の制御方法。
  6. 前記クロック生成系は、前記波長掃引光源からの光に基づいて、前記深さ範囲又は前記波長掃引速度に対応して光路長差が互いに異なる複数の光を生成し、生成された前記複数の光を前記波長掃引速度に応じて選択された光を前記クロックとして出力する
    ことを特徴とする請求項５に記載の眼科装置の制御方法。
  7. 前記光路長差変更ステップは、前記第１スキャン領域のスキャン中心位置と第２スキャン領域のスキャン中心位置との間のＢスキャン方向の距離が第１距離を超えたとき、前記光路長差を変更する
    ことを特徴とする請求項５又は請求項６に記載の眼科装置の制御方法。
  8. 前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼の画像を形成する画像形成ステップと、
    前記画像形成ステップにおいて形成された、前記第１スキャン領域に対するＯＣＴ計測により得られた前記干渉光の検出結果に基づく第１画像と前記第２スキャン領域に対するＯＣＴ計測により得られた前記干渉光の検出結果に基づく第２画像とを合成する画像合成ステップと、
    を含む
    ことを特徴とする請求項５～請求項７のいずれか一項に記載の眼科装置の制御方法。
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