JP6431399B2 - 眼科撮影装置 - Google Patents

Description

この発明は、眼科撮影装置に関する。

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表面形態や内部形態を表す画像を形成するＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）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。たと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。

特許文献１には、いわゆるフーリエドメインＯＣＴ（Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）の手法を用いた装置が開示されている。すなわち、この装置は、被測定物体に対して低コヒーレンス光のビームを照射し、その反射光と参照光とを重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光のスペクトル強度分布を取得してフーリエ変換を施すことにより被測定物体の深度方向（ｚ方向）の形態を画像化するものである。更に、この装置は、光ビーム（測定光）をｚ方向に直交する１方向（ｘ方向）に走査するガルバノミラーを備え、それにより被測定物体の所望の測定対象領域の画像を形成するようになっている。この装置により形成される画像は、光ビームの走査方向（ｘ方向）に沿った深度方向（ｚ方向）の２次元断層画像となる。なお、この手法は、特にスペクトラルドメイン（Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ）とも呼ばれる。

特許文献２には、測定光を水平方向（ｘ方向）および垂直方向（ｙ方向）に走査（スキャン）することにより水平方向の２次元断層画像を複数形成し、これら複数の断層画像に基づいて測定範囲の３次元の断層情報を取得して画像化する技術が開示されている。この３次元画像化技術としては、たとえば、複数の断層画像を並べて表示させる方法（スタックデータなどと呼ばれる）や、スタックデータに基づきボリュームデータ（ボクセルデータ）を生成し、このボリュームデータにレンダリング処理を施して３次元画像を形成する方法などがある。

特許文献３、４には、他のタイプのＯＣＴ装置が開示されている。特許文献３には、被測定物体に照射される光の波長を走査（波長掃引）し、各波長の光の反射光と参照光とを重ね合わせて得られる干渉光を検出してスペクトル強度分布を取得し、それに対してフーリエ変換を施すことにより被測定物体の形態を画像化する装置が記載されている。このような装置は、スウェプトソース（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ）タイプなどと呼ばれる。スウェプトソースタイプはフーリエドメインタイプの一種である。

また、特許文献４には、所定のビーム径を有する光を被測定物体に照射し、その反射光と参照光とを重ね合わせて得られる干渉光の成分を解析することにより、光の進行方向に直交する断面における被測定物体の画像を形成するＯＣＴ装置が記載されている。このようなＯＣＴ装置は、フルフィールド（ｆｕｌｌ−ｆｉｅｌｄ）タイプ、或いはインファス（ｅｎ−ｆａｃｅ）タイプなどと呼ばれる。

特許文献５には、ＯＣＴを眼科分野に適用した構成が開示されている。なお、ＯＣＴが応用される以前には、被検眼を観察するための装置として眼底カメラ、スリットランプ、ＳＬＯなどが使用されていた。眼底カメラは被検眼に照明光を照射し、その眼底反射光を受光することで眼底を撮影する装置である。スリットランプは、スリット光を用いて角膜の光切片を切り取ることにより角膜の断面の画像を取得する装置である。ＳＬＯは、レーザ光で眼底を走査し、その反射光を光電子増倍管等の高感度な素子で検出することにより眼底表面の形態を画像化する装置である。

ＯＣＴを用いた装置は、高精細の画像を取得できる点、更には断層画像や３次元画像を取得できる点などにおいて、眼底カメラ等に対して優位性を持つ。

このように、ＯＣＴを用いた装置は被検眼の様々な部位の観察に適用可能であり、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への応用がなされてきている。

特開平１１−３２５８４９号公報 特開２００２−１３９４２１号公報 特開２００７−２４６７７号公報 特開２００６−１５３８３８号公報 特開２００８−７３０９９号公報

ＯＣＴを用いた眼科撮影装置により取得される画像の画質の向上には、干渉光の強度を高くすることが求められる。干渉光の強度を高くするためには、光源からの光や測定光の強度を高くする必要がある。しかしながら、被検眼の安全性を考慮して、被検眼に入射可能な測定光の光量には制限がある。従って、従来の眼科撮影装置では、被検眼の安全性と画質の向上との間にはトレードオフの関係があり、これらを両立させることは困難であった。

この発明は、このような問題を解決するためになされたものであり、その目的は、被検眼の安全性を確保しつつ、画質の向上が可能な眼科撮影装置を提供することにある。

実施形態の眼科撮影装置は、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、測定光を被検眼に入射させ、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、干渉光学系による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と、を含み、干渉光学系は、光源からの光の光路または測定光の光路に配置され、画像形成部による画像形成処理に供される波長帯の測定光のみを被検眼に入射させるための波長選択部材を含み、波長帯のみを含み光量が既定値以下の測定光を被検眼に入射させる。

この発明によれば、被検眼の安全性を確保しつつ、画質の向上が可能な眼科撮影装置を提供することが可能になる。

実施形態に係る眼科撮影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撮影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撮影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撮影装置の動作を説明するための概略図である。 実施形態に係る眼科撮影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撮影装置の動作を説明するための概略図である。 実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。

この発明の実施形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に係る眼科撮影装置は、光干渉断層計の機能を有し、被検眼の光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下、ＯＣＴ）を実行する。このＯＣＴは、たとえば眼底や前眼部など、被検眼の任意の部位に対して実行される。

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、この明細書において引用された文献の記載内容を、以下の実施形態の内容として援用することが可能である。

以下の実施形態では、フーリエドメインタイプのＯＣＴを実行可能な眼科撮影装置について説明する。特に、実施形態に係る眼科撮影装置は、スウェプトソースタイプのＯＣＴの手法を適用可能である。なお、スウェプトソースタイプ以外のタイプ、たとえばスペクトラルドメインタイプのＯＣＴを実行可能な眼科撮影装置に対して、この発明に係る構成を適用することも可能である。また、以下の実施形態ではＯＣＴ装置と眼底カメラとを組み合わせた装置について説明するが、眼底カメラ以外のモダリティ、たとえばＳＬＯ（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）、スリットランプ、眼科手術用顕微鏡、光凝固装置などに、実施形態に係る構成を有するＯＣＴ装置を組み合わせることも可能である。また、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。

［構成］
図１に示すように、眼科撮影装置１は、眼底カメラユニット２、ＯＣＴユニット１００および演算制御ユニット２００を含んで構成される。眼底カメラユニット２は、従来の眼底カメラとほぼ同様の光学系を有する。ＯＣＴユニット１００には、ＯＣＴを実行するための光学系が設けられている。演算制御ユニット２００は、各種の演算処理や制御処理等を実行するコンピュータを具備している。

〔眼底カメラユニット〕
図１に示す眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの表面形態を表す２次元画像（眼底像）を取得するための光学系が設けられている。眼底像には、観察画像や撮影画像などが含まれる。観察画像は、たとえば、近赤外光を用いて所定のフレームレートで形成されるモノクロの動画像である。撮影画像は、たとえば、可視光をフラッシュ発光して得られるカラー画像、または近赤外光若しくは可視光を照明光として用いたモノクロの静止画像であってもよい。眼底カメラユニット２は、これら以外の画像、たとえばフルオレセイン蛍光画像やインドシアニングリーン蛍光画像や自発蛍光画像などを取得可能に構成されていてもよい。

眼底カメラユニット２には、被検者の顔を支持するための顎受けや額当てが設けられている。更に、眼底カメラユニット２には、照明光学系１０と撮影光学系３０が設けられている。照明光学系１０は眼底Ｅｆに照明光を照射する。撮影光学系３０は、この照明光の眼底反射光を撮像装置（ＣＣＤイメージセンサ（単にＣＣＤと呼ぶことがある）３５、３８）に導く。また、撮影光学系３０は、ＯＣＴユニット１００からの測定光を被検眼Ｅに導くとともに、被検眼Ｅを経由した測定光をＯＣＴユニット１００に導く。

照明光学系１０の観察光源１１は、たとえばハロゲンランプまたはＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）により構成される。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およびリレーレンズ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により屈折されて眼底Ｅｆを照明する。

観察照明光の眼底反射光は、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を透過し、合焦レンズ３１を経由し、ミラー３２により反射される。更に、この眼底反射光は、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ＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に結像される。ＣＣＤイメージセンサ３５は、たとえば所定のフレームレートで眼底反射光を検出する。表示装置３には、ＣＣＤイメージセンサ３５により検出された眼底反射光に基づく画像（観察画像）が表示される。なお、撮影光学系３０のピントが前眼部に合わせられている場合、被検眼Ｅの前眼部の観察画像が表示される。

撮影光源１５は、たとえばキセノンランプまたはＬＥＤにより構成される。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。撮影照明光の眼底反射光は、観察照明光のそれと同様の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ＣＣＤイメージセンサ３８の受光面に結像される。表示装置３には、ＣＣＤイメージセンサ３８により検出された眼底反射光に基づく画像（撮影画像）が表示される。なお、観察画像を表示する表示装置３と撮影画像を表示する表示装置３は、同一のものであってもよいし、異なるものであってもよい。また、被検眼Ｅを赤外光で照明して同様の撮影を行う場合には、赤外の撮影画像が表示される。また、撮影光源としてＬＥＤを用いることも可能である。

ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）３９は、固視標や視力測定用指標を表示する。固視標は被検眼Ｅを固視させるための指標であり、眼底撮影時やＯＣＴ計測時などに使用される。

ＬＣＤ３９から出力された光は、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、合焦レンズ３１およびダイクロイックミラー５５を経由し、孔開きミラー２１の孔部を通過し、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に投影される。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。

更に、眼底カメラユニット２には、従来の眼底カメラと同様にアライメント光学系５０とフォーカス光学系６０が設けられている。アライメント光学系５０は、被検眼Ｅに対する装置光学系の位置合わせ（アライメント）を行うための指標（アライメント指標）を生成する。フォーカス光学系６０は、被検眼Ｅに対してフォーカス（ピント）を合わせるための指標（スプリット指標）を生成する。

アライメント光学系５０のＬＥＤ５１から出力された光（アライメント光）は、絞り５２、５３およびリレーレンズ５４を経由して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の孔部を通過し、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の角膜に投影される。

アライメント光の角膜反射光は、対物レンズ２２、ダイクロイックミラー４６および上記孔部を経由し、その一部がダイクロイックミラー５５を透過し、合焦レンズ３１を通過し、ミラー３２により反射され、ハーフミラー３３Ａを透過し、ダイクロイックミラー３３に反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に投影される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（アライメント指標）は、観察画像とともに表示装置３に表示される。ユーザは、従来の眼底カメラと同様の操作を行ってアライメントを実施する。また、演算制御ユニット２００がアライメント指標の位置を解析して光学系を移動させることによりアライメントを行ってもよい（オートアライメント機能）。

フォーカス調整を行う際には、照明光学系１０の光路上に反射棒６７の反射面が斜設される。フォーカス光学系６０のＬＥＤ６１から出力された光（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に投影される。

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様の経路を通ってＣＣＤイメージセンサ３５により検出される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（スプリット指標）は、観察画像とともに表示装置３に表示される。演算制御ユニット２００は、従来と同様に、スプリット指標の位置を解析して合焦レンズ３１およびフォーカス光学系６０を移動させてピント合わせを行う（オートフォーカス機能）。また、スプリット指標を視認しつつ手動でピント合わせを行ってもよい。

ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用の光路からＯＣＴ用の光路を分岐させている。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。このＯＣＴ用の光路には、ＯＣＴユニット１００側から順に、コリメータレンズユニット４０と、フィルタ４７と、光路長変更部４１と、光スキャナ４２と、合焦レンズ４３と、ミラー４４と、リレーレンズ４５とが設けられている。

フィルタ４７は、測定光の光路に配置され、ＯＣＴユニット１００において生成された測定光のうち、後述の画像形成処理に供される波長帯の測定光のみを透過させる。フィルタ４７は、たとえばバンドパスフィルタ等の光学フィルタを含んで構成される。この実施形態では、フィルタ４７は、コリメータレンズユニット４０と光スキャナ４２との間の測定光の光路上の瞳位置に配置される。なお、フィルタ４７は、後述の光源ユニット１０１に含まれる光源からの光の光路に配置されていてもよい。

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用の光路の光路長を変更する。この光路長の変更は、被検眼Ｅの眼軸長に応じた光路長の補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部４１は、たとえばコーナーキューブと、これを移動する機構とを含んで構成される。

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ている。光スキャナ４２は、ＯＣＴ用の光路を通過する光（測定光ＬＳ）の進行方向を変更する。それにより、被検眼Ｅを測定光ＬＳでスキャンすることができる。光スキャナ４２は、たとえば、測定光ＬＳをｘ方向にスキャンするガルバノミラーと、ｙ方向にスキャンするガルバノミラーと、これらを独立に駆動する機構とを含んで構成される。それにより、測定光ＬＳをｘｙ平面上の任意の方向にスキャンすることができる。

〔ＯＣＴユニット〕
ＯＣＴユニット１００の構成の一例を図２に示す。ＯＣＴユニット１００には、被検眼ＥのＯＣＴ画像を取得するための光学系が設けられている。この光学系は、従来のスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様の構成を有する。すなわち、この光学系は、波長掃引型（波長走査型）光源からの光を測定光と参照光とに分割し、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干渉させて干渉光を生成し、この干渉光を検出する干渉光学系である。干渉光学系による干渉光の検出結果（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。

光源ユニット１０１は、一般的なスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様に、出射光の波長を掃引（走査）可能な波長掃引型（波長走査型）光源を含んで構成される。波長掃引型光源は、共振器を含むレーザ光源を含んで構成される。光源ユニット１０１は、人眼では視認できない近赤外の波長帯において、出力波長を時間的に変化させる。

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。偏波コントローラ１０３は、たとえばループ状にされた光ファイバ１０２に対して外部から応力を与えることで、光ファイバ１０２内を導かれる光Ｌ０の偏光状態を調整する。

偏波コントローラ１０３により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となる。平行光束となった参照光ＬＲは、光路長補正部材１１２および分散補償部材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（光学距離）と測定光ＬＳの光路長とを合わせるための遅延手段として作用する。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ための分散補償手段として作用する。

コーナーキューブ１１４は、コリメータ１１１により平行光束となった参照光ＬＲの進行方向を逆方向に折り返す。コーナーキューブ１１４に入射する参照光ＬＲの光路と、コーナーキューブ１１４から出射する参照光ＬＲの光路とは平行である。また、コーナーキューブ１１４は、参照光ＬＲの入射光路および出射光路に沿う方向に移動可能とされている。この移動により参照光ＬＲの光路の長さが変更される。

なお、図１および図２に示す構成においては、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が、これらのうちのいずれか一方が設けられていてもよい。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。

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および光路長補正部材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て光ファイバ１１７に入射し、偏波コントローラ１１８に導かれて参照光ＬＲの偏光状態が調整される。

偏波コントローラ１１８は、たとえば、偏波コントローラ１０３と同様の構成を有する。偏波コントローラ１１８により偏光状態が調整された参照光ＬＲは、光ファイバ１１９によりアッテネータ１２０に導かれて、演算制御ユニット２００の制御の下で光量が調整される。アッテネータ１２０により光量が調整された参照光ＬＲは、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、コリメータレンズユニット４０により平行光束とされる。平行光束にされた測定光ＬＳは、フィルタ４７、光路長変更部４１、光スキャナ４２、合焦レンズ４３、ミラー４４、およびリレーレンズ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により屈折されて被検眼Ｅに照射される。測定光ＬＳは、被検眼Ｅの様々な深さ位置において散乱（反射を含む）される。このような後方散乱光を含む測定光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（たとえば１：１）で、測定光ＬＳと参照光ＬＲとの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。ファイバカプラ１２２から出射した一対の干渉光ＬＣは、それぞれ光ファイバ１２３、１２４により検出器１２５に導かれる。

検出器１２５は、たとえば一対の干渉光ＬＣをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを有し、これらによる検出結果の差分を出力するバランスドフォトダイオード（Ｂａｌａｎｃｅｄ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）である。検出器１２５は、その検出結果（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、光源ユニット１０１において、波長掃引型光源により所定の波長範囲内で掃引（走査）される各波長の出力タイミングに同期して生成される。光源ユニット１０１は、たとえば、各出力波長の光Ｌ０を分岐することにより得られた２つの分岐光の一方を光学的に遅延させた後、これらの合成光を検出した結果に基づいてクロックＫＣを生成する。ＤＡＱ１３０は、クロックＫＣに基づき、検出器１２５の検出結果をサンプリングする。ＤＡＱ１３０は、サンプリングされた検出器１２５の検出結果を演算制御ユニット２００に送る。演算制御ユニット２００は、たとえば一連の波長走査毎に（Ａライン毎に）、検出器１２５により得られた検出結果に基づくスペクトル分布にフーリエ変換等を施すことにより、各Ａラインにおける反射強度プロファイルを形成する。更に、演算制御ユニット２００は、各Ａラインの反射強度プロファイルを画像化することにより画像データを形成する。

〔演算制御ユニット〕
演算制御ユニット２００の構成について説明する。演算制御ユニット２００は、検出器１２５から入力される検出信号を解析して被検眼Ｅ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およびＯＣＴユニット１００の各部を制御する。たとえば演算制御ユニット２００は、被検眼ＥのＯＣＴ画像を表示装置３に表示させる。

演算制御ユニット２００は、たとえば、従来のコンピュータと同様に、マイクロプロセッサ、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、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、眼科撮影装置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、たとえば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。

〔制御系〕
眼科撮影装置１の制御系の構成について図３を参照しつつ説明する。なお、図３においては、眼科撮影装置１のいくつかの構成要素が省略されており、この実施形態を説明するために特に必要な構成要素が選択的に示されている。

（制御部）
眼科撮影装置１の制御系は、制御部２１０を中心に構成される。制御部２１０は、たとえば、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等を含んで構成される。制御部２１０には、主制御部２１１と記憶部２１２が設けられている。

（主制御部）
主制御部２１１は前述の各種制御を行う。特に、図３に示すように、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２のＯＣＴ合焦駆動部３１Ａ、ＣＣＤイメージセンサ３５および３８、ＬＣＤ３９、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦駆動部４３Ａおよびフィルタ４７、並びに、ＯＣＴユニット１００の光源ユニット１０１、参照駆動部１１４Ａ、検出器１２５およびＤＡＱ１３０などを制御する。

ＯＣＴ合焦駆動部３１Ａは、合焦レンズ３１を光軸方向に移動させる。それにより、撮影光学系３０の合焦位置が変更される。なお、主制御部２１１は、図示しない光学系駆動部を制御して、眼底カメラユニット２に設けられた光学系を３次元的に移動させることができる。この制御は、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ピント合わせが実行される。トラッキングは、被検眼Ｅを動画撮影して得られる画像に基づき被検眼Ｅの位置や向きに合わせて装置光学系をリアルタイムで移動させることにより、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。

ＯＣＴ合焦駆動部４３Ａは、測定光路の光軸に沿って合焦レンズ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。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。

フィルタ４７は、波長選択特性の変更が可能に構成される。この場合、主制御部２１１は、フィルタ４７を制御することにより波長選択特性を変更し、フィルタ４７を透過する測定光の波長帯を変更することができる。

参照駆動部１１４Ａは、参照光路に設けられたコーナーキューブ１１４を移動させる。それにより、参照光路の長さが変更される。なお、前述したように、光路長変更部４１と、コーナーキューブ１１４および参照駆動部１１４Ａとのいずれか一方のみが設けられた構成であってもよい。

（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、たとえば、ＯＣＴ画像の画像データ、眼底像の画像データ、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、眼科撮影装置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（ＤＡＱ１３０）からの検出信号に基づいて、眼底Ｅｆの断面像の画像データを形成する。すなわち、画像形成部２２０は、干渉光学系による干渉光ＬＣの検出結果に基づいて被検眼Ｅの画像データを形成する。この処理には、従来のス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、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）などの処理が含まれている。このようにして取得される画像データは、複数のＡライン（被検眼Ｅ内における各測定光ＬＳの経路）における反射強度プロファイルを画像化することにより形成された一群の画像データを含むデータセットである。

画質を向上させるために、同じパターンでのスキャンを複数回繰り返して収集された複数のデータセットを重ね合わせる（加算平均する）ことができる。

画像形成部２２０は、たとえば、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。また、被検眼Ｅの部位とその画像とを同一視することもある。

（データ処理部）
データ処理部２３０は、画像形成部２２０により形成されたＯＣＴ画像に対して各種のデータ処理（画像処理）や解析処理を施す。たとえば、データ処理部２３０は、画像の輝度補正や分散補正等の補正処理を実行する。また、データ処理部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、断面像の間の画素を補間する補間処理などの公知の画像処理を実行することにより、被検眼Ｅのボリュームデータ（ボクセルデータ）を形成することができる。ボリュームデータに基づく画像を表示させる場合、データ処理部２３０は、このボリュームデータに対してレンダリング処理を施して、特定の視線方向から見たときの擬似的な３次元画像を形成する。

データ処理部２３０は、眼底像とＯＣＴ画像との位置合わせを行うことができる。眼底像とＯＣＴ画像とが並行して取得される場合には、双方の光学系が同軸であることから、（ほぼ）同時に取得された眼底像とＯＣＴ画像とを、撮影光学系３０の光軸を基準として位置合わせすることができる。また、眼底像とＯＣＴ画像との取得タイミングに関わらず、ＯＣＴ画像のうち眼底Ｅｆの相当する画像領域の少なくとも一部をｘｙ平面に投影して得られる正面画像と、眼底像との位置合わせをすることにより、そのＯＣＴ画像とその眼底像とを位置合わせすることも可能である。この位置合わせ手法は、眼底像取得用の光学系とＯＣＴ用の光学系とが同軸でない場合においても適用可能である。また、双方の光学系が同軸でない場合であっても、双方の光学系の相対的な位置関係が既知であれば、この相対位置関係を参照して同軸の場合と同様の位置合わせを実行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、たとえば、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２４１と操作部２４２とが含まれる。表示部２４１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２４２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２４２には、眼科撮影装置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。また、表示部２４１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２４１と操作部２４２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。たと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２４２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２４２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２４１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２４２とを用いて、操作や情報入力を行うようにしてもよい。

ＯＣＴユニット１００、コリメータレンズユニット４０、フィルタ４７、光路長変更部４１、光スキャナ４２、合焦レンズ４３、ミラー４４、およびリレーレンズ４５は、この実施形態に係る「干渉光学系」の一例である。フィルタ４７は、この実施形態に係る「波長選択部材」の一例である。

（フィルタ）
フィルタ４７は、光源ユニット１０１から出力された光Ｌ０を分岐することにより得られた測定光ＬＳのうち画像形成処理に供される波長帯の測定光のみを被検眼Ｅに入射させるために用いられる。ここで、「画像形成処理に供される波長帯の測定光のみ」は、被検眼Ｅの安全性が担保される範囲（被検眼Ｅへの入射光量が既定値以下である範囲）において当該波長帯以外の波長に起因する入射光量の増加を許容する趣旨である。

図４に、光源ユニット１０１の波長掃引型光源から出力された光Ｌ０の光量を模式的に示す。図４は、横軸に時間を表し、縦軸に光量を表している。波長掃引型光源は、所定の波長λ_０〜λ_Ｎの波長範囲の波長帯ＷＬ０で出力波長が時間の経過とともに変化する光Ｌ０を出力する。上記のように光源ユニット１０１は波長掃引型光源から出力された光Ｌ０に基づき光学的にクロックＫＣを生成するため、波長帯ＷＬ０のうちクロックＫＣの周波数が安定する波長λ_１〜λ_２（λ_０＜λ_１＜λ_２＜λ_Ｎ）の波長範囲の波長帯ＷＬ１の測定光が画像形成部２２０による画像形成処理に供される。この実施形態では、波長帯ＷＬ１は、干渉光ＬＣの検出結果に基づくスペクトル分布に対するサンプリング範囲に基づきあらかじめ設定される。眼科撮影装置１は、波長帯ＷＬ１の測定光を用いてＯＣＴ計測を行う。フィルタ４７を透過しなかった波長帯の測定光（図４の面積Ｒ１、Ｒ２に対応した光量）は画像形成処理に供されない。

眼科撮影装置１は、画像形成部２２０による画像形成処理に供される波長帯ＷＬ１の測定光のみを既定値の光量以下で被検眼Ｅに入射する。既定値は、眼科撮影装置１を構成する光学部材や制御内容や被検眼の安全性などを考慮して事前に決められる。これにより、被検眼の安全性を確保しつつ、図４の面積Ｒ１、Ｒ２に対応した光量分だけ光量を増加させた光Ｌ０を光源ユニット１０１から出力することで、図４の面積Ｒ３に対応する光量分だけ測定光の光量を増加させることができる。従って、被検眼の安全性を確保しつつ、眼科撮影装置１により取得された画像の画質を向上させることが可能になる。

このようなフィルタ４７は、次のような位置に配置されることが望ましい。

図５に、この実施形態におけるフィルタ４７の配置位置の説明図を模式的に示す。図５では、一部の光学部材の図示が省略されている。また、図５において、図１または図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

この実施形態では、フィルタ４７は、たとえば、測定光ＬＳと参照光ＬＲとの分割位置から、波長掃引型光源に含まれるレーザ光源の共振器の共振器長の整数倍または半整数倍だけ光学的に離れた位置と異なる測定光の光路上の位置に配置される。測定光ＬＳと参照光ＬＲとの分割位置は、たとえば、ファイバカプラ１０５から測定光ＬＳが出射される出射端の位置である。

より具体的には、測定光ＬＳと参照光ＬＲとの分割位置からフィルタ４７の前面（光源ユニット１０１側の面）までの光学的な距離をＬとし、測定光ＬＳと参照光ＬＲとの分割位置からフィルタ４７の後面（光スキャナ４２側の面）までの光学的な距離をＬ´とし、波長掃引型光源に含まれるレーザ光源の共振器の共振器長をＣＬとし、１以上の整数をｎとすると、フィルタ４７は、式（１）、式（２）を満たす測定光の光路上の位置に配置される。

式（１）、式（２）を満たす測定光の光路上の位置にフィルタ４７を配置することにより、コヒーレンスリバイバル現象を回避し、眼科撮影装置１により取得された画像の画質の劣化を抑えることができる。

また、フィルタ４７は、図１に示すように、光スキャナ４２より光源ユニット１０１側に配置される。こうすることにより、光スキャナ４２によるスキャン範囲内の測定光について波長選択を行う必要がなくなり、フィルタ４７のサイズを小さくすることが可能になる。

また、フィルタ４７は、図１に示すように、干渉光学系により光が平行光として導かれる光路上の位置に配置される。また、当該位置は、対物レンズ２２等の光学素子により決まる瞳位置とすることが可能である。こうすることにより、結像位置での光学的な収差を最小限に抑えることが可能になる。

また、フィルタ４７は、測定光の光路上において、被検眼Ｅの瞳孔と光学的な共役な位置と異なる位置に配置される。こうすることにより、戻り光のノイズを低減することが可能になる。

また、フィルタ４７を透過する測定光の波長帯は、変更可能に構成されていてもよい。たとえば、フィルタ４７は、互いに波長選択特性が異なる複数のフィルタ素子を備え、複数のフィルタ素子を択一的に測定光の光路に挿入可能に構成される。主制御部２１１は、複数のフィルタ素子のいずれかを測定光の光路に挿入させることにより、フィルタ４７を透過する測定光の波長帯を変更することができる。

また、たとえば、フィルタ４７は、測定光の入射角度の調整が可能なように、図１に示す測定光の光軸に対する傾斜角度が調整可能に配置される。傾斜角度を調整することによりフィルタ４７に入射する測定光の波長に対する透過・反射特性が変化する。それにより、フィルタ４７の波長選択特性を変更することが可能になる。従って、波長掃引型光源の発振波長帯域のばらつきに応じてフィルタ４７の傾斜角度を調整することにより、フィルタ４７は、当該ばらつきに対応した波長帯の測定光を透過させることができる。この場合、フィルタ４７は、傾斜調整機構により当該光軸に対する傾斜角度が調整可能に保持される。たとえば、傾斜調整機構は、モータ等の駆動部により傾斜角度を変更する。主制御部２１１は、この駆動部を制御することにより傾斜調整機構に保持されたフィルタ４７の傾斜角度を変更させることができる。具体的には、駆動部は、主制御部２１１からの制御を受け、傾斜調整機構を駆動する。駆動部は、傾斜調整機構を駆動するための駆動力を発生させるアクチュエータを含む。主制御部２１１からの制御信号を受けたアクチュエータは、この制御信号に応じた駆動力を発生させる。この駆動力は、図示しない駆動力伝達機構を介して傾斜調整機構に伝達され、制御信号により指示された傾斜角度に傾斜配置されるようにフィルタ４７を傾斜させる。これにより、ユーザが操作部２４２に対して所定の操作を行うことで、光軸に対するフィルタ４７の傾斜角度の変更が可能になる。

以上のように、フィルタ４７を透過する測定光の波長帯を変更可能に構成することにより、波長掃引型光源の出力波長の誤差があった場合でも、被検眼の安全性の確保と測定光の光量増加による画質の向上とを図ることが可能になる。

なお、傾斜調整機構が操作部２４２に連結され、操作部２４２に対するユーザの操作に連動して、傾斜調整機構により保持されたフィルタ４７の傾斜角度が変更されるように構成することも可能である。

［動作例］
眼科撮影装置１の動作について説明する。

図６に、眼科撮影装置１の動作例のフロー図を示す。この動作例には、画像に基づく被検眼Ｅと装置光学系との位置合わせの処理と、画像に基づく走査領域の設定処理とが含まれる。位置合わせの処理には、ＯＣＴ計測のためのアライメント（オートアライメント）、ピント合わせ（オートフォーカス）、トラッキング（オートトラッキング）が含まれる。

（Ｓ１）
まず、観察光源１１からの照明光（可視カットフィルタ１４により近赤外光となる）で眼底Ｅｆを連続照明することにより、眼底Ｅｆの近赤外動画像の取得を開始する。この近赤外動画像は、連続照明が終了するまでリアルタイムで得られる。この動画像を構成する各フレームの画像は、フレームメモリ（記憶部２１２）に一時記憶され、データ処理部２３０に逐次送られる。

なお、被検眼Ｅには、アライメント光学系５０によるアライメント指標と、フォーカス光学系６０によるスプリット指標とが投影されている。よって、近赤外動画像にはアライメント指標とスプリット指標とが描出されている。これら指標を用いてアライメントやピント合わせを行うことができる。また、被検眼Ｅには、ＬＣＤ３９による固視標も投影されている。被検者は、この固視標を凝視するように指示を受ける。

（Ｓ２）
データ処理部２３０は、光学系によって被検眼Ｅを動画撮影することにより得られるフレームを逐次に解析して、アライメント視標の位置を求め、光学系の移動量を算出する。制御部２１０は、データ処理部２３０により算出された光学系の移動量に基づいて図示しない光学系駆動部を制御することにより、オートアライメントを行う。

（Ｓ３）
データ処理部２３０は、光学系によって被検眼Ｅを動画撮影することにより得られるフレームを逐次に解析して、スプリット視標の位置を求め、合焦レンズ３１の移動量を算出する。制御部２１０は、データ処理部２３０により算出された合焦レンズ３１の移動量に基づいてＯＣＴ合焦駆動部３１Ａを制御することにより、オートフォーカスを行う。

（Ｓ４）
続いて、制御部２１０は、オートトラッキングを開始する。具体的には、データ処理部２３０は、光学系によって被検眼Ｅを動画撮影することにより逐次に得られるフレームをリアルタイムで解析して、被検眼Ｅの動き（位置の変化）を監視する。制御部２１０は、逐次に取得される被検眼Ｅの位置に合わせて光学系を移動させるように図示しない光学系駆動部を制御する。それにより、被検眼Ｅの動きに対して光学系をリアルタイムで追従させることができ、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ことが可能となる。

（Ｓ５）
制御部２１０は、近赤外動画像を表示部２４１にリアルタイムで表示させる。ユーザは、操作部２４２を用いることにより、この近赤外動画像上に走査領域を設定する。設定される走査領域は１次元領域でも２次元領域でもよい。

なお、測定光ＬＳの走査態様や注目部位（視神経乳頭、黄斑部、病変部等）があらかじめ設定されている場合などには、これら設定内容に基づいて制御部２１０が走査領域を設定するように構成することも可能である。具体的には、データ処理部２３０による画像解析により注目部位を特定し、制御部２１０が、この注目部位を含むように（たとえば、この注目部位が中心に位置するように）所定パターンの領域を設定する。

また、過去に実施されたＯＣＴ計測と同じ走査領域を設定する場合（いわゆるフォローアップ）、制御部２１０は、この過去の走査領域をリアルタイム近赤外動画像上に再現して設定することができる。その具体例として、制御部２１０は、過去の検査で設定された走査領域を表す情報（走査態様等）と、この走査領域が設定された近赤外眼底像（静止画、たとえばフレームでよい）とを対応付けて記憶部２１２に記憶させている（実用上は、患者ＩＤや左右眼情報とも対応付けられる）。制御部２１０は、過去の近赤外眼底像と現在の近赤外動画像のフレームとの位置合わせを行い、過去の近赤外眼底像における走査領域に対応する現在の近赤外動画像中の画像領域を特定する。これにより、過去の検査で適用された走査領域が現在の近赤外動画像に対して設定される。

（Ｓ６）
制御部２１０は、光源ユニット１０１や光路長変更部４１を制御するとともに、Ｓ５で設定された走査領域に基づいて光スキャナ４２を制御することにより、眼底ＥｆのＯＣＴ計測を行う。

画像形成部２２０は、上記のようにクロックＫＣに基づいて、検出器１５０により得られた検出信号をサンプリングすることにより得られた収集データに基づいて、当該Ａラインの断層像（画像）を形成する。走査態様が３次元スキャンである場合、データ処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された複数の断層像に基づいて眼底Ｅｆの３次元画像を形成する。以上で、この動作例は終了となる（エンド）。

測定光が用いられるＳ６では、光スキャナ４２は、上記のように波長帯ＷＬ１の測定光のみを既定値の光量以下で被検眼Ｅをスキャンする。これにより、被検眼の安全性を確保しつつ、画像形成部２２０により形成された画像の画質を向上させることが可能になる。

なお、上記のＳ４、Ｓ５の順序を入れ替えてもよい。また、上記のＳ４、Ｓ５では、近赤外動画像を表示させ、この近赤外動画像上に走査領域を設定しているが、走査領域の設定態様はこれに限定されるものではない。たとえば、近赤外動画像における一のフレームの画像（基準画像と呼ぶ）を表示させるとともに、そのバックグラウンドでオートトラッキングを実行する。基準画像上に走査領域が設定されると、制御部２１０は、基準画像と、現にオートトラッキングに供されている画像との間の位置合わせを行うことにより、基準画像上に設定された走査領域に対応するリアルタイム近赤外動画像中の画像領域を特定する。この処理によっても上記Ｓ４、Ｓ５と同様にリアルタイム近赤外動画像中に走査領域を設定できる。さらに、この方法によれば、静止画像上に走査領域を設定することができるので、現にオートトラッキングされている動画像上に設定する場合よりも作業の容易化や確実化を図ることができる。

［作用・効果］
この実施形態に係る眼科撮影装置のいくつかの作用および効果について説明する。

実施形態の眼科撮影装置は、干渉光学系（たとえば、ＯＣＴユニット１００、コリメータレンズユニット４０、フィルタ４７、光路長変更部４１、光スキャナ４２、合焦レンズ４３、ミラー４４、およびリレーレンズ４５）と、画像形成部（たとえば、画像形成部２２０）とを含む。干渉光学系は、光源（たとえば、光源ユニット１０１の波長掃引型光源）からの光（たとえば、光Ｌ０）を測定光（たとえば、測定光ＬＳ）と参照光（たとえば、参照光ＬＲ）とに分割し、測定光を被検眼（たとえば、被検眼Ｅ）に入射させ、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光（たとえば、干渉光ＬＣ）を検出する。画像形成部は、干渉光学系による干渉光の検出結果に基づいて被検眼の画像を形成する。干渉光学系は、波長選択部材（たとえば、フィルタ４７）を含む。波長選択部材は、光源からの光の光路または測定光の光路に配置され、画像形成部による画像形成処理に供される波長帯（たとえば、波長帯ＷＬ１）の測定光のみを被検眼に入射させるために用いられる。眼科撮影装置は、この波長帯のみを含み光量が既定値以下の測定光を被検眼に入射させる。

ここで、「画像形成処理に供される波長帯の測定光のみ」は、被検眼の安全性と画質との間のトレードオフに関するものであり、安全性が担保される範囲において当該波長帯以外の波長に起因する入射光量の増加を許容する趣旨であって、実質的にこのような許容範囲を含む波長帯の測定光であること意味する。

このような構成によれば、画像形成部による画像形成処理に供される波長帯の測定光のみを既定値の光量以下で被検眼に入射することができるので、被検眼の安全性を確保しつつ、被検眼に入射する測定光の光量を、画像形成処理に供されない波長帯の測定光の光量分だけ増加させることが可能になる。これにより、被検眼の安全性を確保しつつ、眼科撮影装置により取得された画像の画質を向上させることが可能になる。

また、光源は、共振器を含むレーザ光源であり、波長選択部材は、測定光と参照光との分割位置から共振器の共振器長の整数倍または半整数倍だけ光学的に離れた位置と異なる測定光の光路上の位置に配置されていてもよい。

このような構成によれば、コヒーレンスリバイバル現象を回避し、眼科撮影装置により取得された画像の画質の劣化を抑えることが可能になる。

また、干渉光学系は、被検眼を測定光でスキャンするための光スキャナ（たとえば、光スキャナ４２）を含み、波長選択部材は、光スキャナより光源側に配置されてもよい。

このような構成によれば、光スキャナによるスキャン範囲内の測定光について波長選択を行う必要がなくなり、波長選択部材のサイズを小さくすることが可能になる。これにより、眼科撮影装置の小型化や構成の簡素化が可能になる。

また、波長選択部材は、干渉光学系により光が平行光として導かれる光路上の位置に配置されてもよい。

このような構成によれば、上記の効果に加えて、結像位置での光学的な収差を抑えることが可能になる。

また、波長選択部材は、瞳位置に配置されてもよい。

このような構成によれば、結像位置での光学的な収差を最小限に抑えることが可能になる。

また、波長選択部材は、光軸に対する傾斜角度が調整可能に配置されてもよい。

このような構成によれば、光源の出力波長の誤差に応じて傾斜角度を調整することができ、被検眼に入射する測定光の波長帯を変更することが可能になる。従って、光源の出力波長に誤差があった場合でも、被検眼の安全性を確保しつつ、眼科撮影装置により取得された画像の画質を向上させることが可能になる。

また、波長帯を変更するために波長選択部材を制御する制御部（たとえば、制御部２１０または主制御部２１１）を含んでもよい。

このような構成によれば、波長帯を高精度に調整することが可能な眼科撮影装置を提供することが可能になる。

また、制御部は、光軸に対する波長選択部材の傾斜角度を変更することにより波長帯を変更するようにしてもよい。

このような構成によれば、光軸に対する傾斜角度を高精度に変更することができ、波長帯の高精度な調整が可能な眼科撮影装置を提供することが可能になる。

また、光源は、波長掃引型光源であり、波長帯は、干渉光の検出結果に基づくスペクトル分布に対するサンプリング範囲に基づきあらかじめ設定されてもよい。

このような構成によれば、被検眼の安全性を確保しつつ、画像の画質を向上させることができるスウェプトソースタイプのＯＣＴを実行可能な眼科撮影装置を提供することが可能になる。

（変形例）
眼科撮影装置１が複数の動作モードを有し、動作モードに応じた波長帯の測定光を被検眼Ｅに入射することによりＯＣＴ計測を行う場合、フィルタ４７を透過する波長帯ＷＬ１は、当該動作モードに応じて変更可能であってもよい。

本変形例に係る眼科撮影装置の構成および動作は、本実施形態に係る眼科撮影装置１の構成および動作とほぼ同様である。以下では、本変形例に係る眼科撮影装置について、本実施形態との相違点を中心に説明する。

図７に、本変形例に係る眼科撮影装置の制御系のブロック図の一例を示す。図７において、図３と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。本変形例に係る眼科撮影装置の制御系の構成が本実施形態に係る眼科撮影装置１の制御系の構成と異なる主な点は、主制御部２１１にモード切替部２１１１が設けられた点である。

本変形例に係る眼科撮影装置は、ＯＣＴユニット１００（干渉光学系）および画像形成部２２０の少なくとも一方の動作内容が異なる複数の動作モードのいずれかでＯＣＴ計測を行い、切り替えられた動作モードで行われたＯＣＴ計測により被検眼Ｅの画像を取得することが可能である。モード切替部２１１１は、操作部２４２に対するユーザの操作を受け、複数の動作モードを切り替える。このような複数の動作モードには、撮影部位に応じた撮影モード、病変に応じた検査モード、スキャンパターンに応じた撮影モード、取得された画像に対する解析内容に応じた動作モード、ＯＣＴ計測により得られた結果の出力態様に応じた動作モードなどがある。

本変形例に係る眼科撮影装置は、たとえば、撮影部位に応じた撮影モードとして、前眼部を撮影するための前眼部撮影モードと眼底を撮影するための眼底撮影モードのいずれかに切り替えることができるものとする。前眼部撮影モードでは、中心波長λａの第１波長帯の測定光によりＯＣＴ計測が行われ、眼底撮影モードでは、中心波長λｂ（λａ＞λｂ）の第２波長帯の測定光によりＯＣＴ計測が行われる。また、撮影モードに応じて発振波長帯域内のデータのサンプリング点数とサンプリング間隔とが変更され、断層像の表示領域が変更される。

主制御部２１１は、モード切替部２１１１により切り替えられた動作モードに応じて、フィルタ４７を透過する測定光の波長帯を変更する。具体的には、モード切替部２１１１により前眼部撮影モードに切り替えられたとき、主制御部２１１は、第１波長帯の測定光を透過させるようにフィルタ４７を制御する。また、モード切替部２１１１により眼底撮影モードに切り替えられたとき、主制御部２１１は、第２波長帯の測定光を透過させるようにフィルタ４７を制御する。フィルタ４７は、上記したように測定光の波長帯の変更が可能である。

また、光源ユニット１０１が第１波長帯および第２波長帯の光を出射可能な１以上の光源（波長掃引型光源）を備え、主制御部２１１は、フィルタ４７を透過する測定光の波長帯の変更に応じて、光源ユニット１０１の光源の出力波長帯を変更するようにしてもよい。この場合、主制御部２１１は、１つの波長掃引型光源から出射する光の波長帯を変更するようにしてもよいし、互いに出力波長帯が異なる複数の波長掃引型光源を切り替えるようにしてもよい。

（作用・効果）
この実施形態の変形例に係る眼科撮影装置のいくつかの作用および効果について説明する。

眼科撮影装置において、制御部は、干渉光学系および画像形成部の少なくとも一方の動作内容が異なる複数のモードを切り替えるモード切替部（たとえば、モード切替部２１１１）を含み、モード切替部により切り替えられたモードに応じて、波長帯を変更するようにしてもよい。

このような構成によれば、互いに動作内容が異なる複数のモードで動作な場合であっても、モードに応じて波長選択部材により選択される測定光の波長帯を切り替えることができるので、複数のモードのそれぞれにおいて、被検眼の安全性を確保しつつ、眼科撮影装置により取得された画像の画質を向上させることが可能になる。

また、制御部は、波長帯の変更に応じて、光源の出力波長帯を変更するようにしてもよい。

このような構成によれば、波長選択部材により選択される測定光の波長帯の変更に応じて、光源の出力波長帯を変更することができるので、制御の簡素化と、波長帯を確実に変更できるため被検眼の安全性の確保とを図ることができる。

（その他の変形例）
実施形態におけるフィルタ４７は、バンドパスフィルタ等からなる構成には限定されず、他の構成であってもよい。たとえば、ハイパスフィルタとローパスフィルタとの組み合わせや、２つのダイクロイックミラーの組み合わせなどによって構成されていてもよい。

また、波長掃引波長範囲（図４の波長帯ＷＬ０に相当）の一端と画像形成処理に供される波長範囲（図４の波長帯ＷＬ１に相当）の一端とが実質的に一致する場合には、実施形態に係るフィルタ４７は、ハイパスフィルタ若しくはローパスフィルタ、または単一のダイクロイックミラーにより構成されていてもよい。フィルタ４７は、波長選択部材として、画像形成処理に供される波長帯の測定光のみを被検眼に入射させる作用を達成するものであればその具体的構成を問わない。

以上に説明した構成は、この発明を好適に実施するための一例に過ぎない。よって、この発明の要旨の範囲内における任意の変形（省略、置換、付加等）を適宜に施すことが可能である。適用される構成は、たとえば目的に応じて選択される。また、適用される構成に応じ、当業者にとって自明の作用効果や、本明細書において説明された作用効果が得られる。

１ 眼科撮影装置
２ 眼底カメラユニット
４２ 光スキャナ
４７ フィルタ
１００ ＯＣＴユニット
２００ 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
２４０ ユーザインターフェイス
２４１ 表示部
２４２ 操作部
２１１１ モード切替部
Ｅ 被検眼

Claims (11)

1. 光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記測定光を被検眼に入射させ、前記被検眼からの前記測定光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、
   前記干渉光学系による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、
   を含み、
   前記干渉光学系は、前記光源からの光の光路または前記測定光の光路に配置され、前記画像形成部による画像形成処理に供される波長帯の測定光のみを前記被検眼に入射させるための波長選択部材を含み、
   前記波長帯のみを含み光量が既定値以下の前記測定光を前記被検眼に入射させる
   眼科撮影装置。
2. 前記光源は、共振器を含むレーザ光源であり、
   前記波長選択部材は、前記測定光と前記参照光との分割位置から前記共振器の共振器長の整数倍または半整数倍だけ光学的に離れた位置と異なる前記測定光の光路上の位置に配置される
   ことを特徴とする請求項１に記載の眼科撮影装置。
3. 前記干渉光学系は、前記被検眼を前記測定光でスキャンするための光スキャナを含み、
   前記波長選択部材は、前記光スキャナより前記光源側に配置される
   ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の眼科撮影装置。
4. 前記波長選択部材は、前記干渉光学系により光が平行光として導かれる光路上の位置に配置される
   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撮影装置。
5. 前記波長選択部材は、瞳位置に配置される
   ことを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載の眼科撮影装置。
6. 前記波長選択部材は、光軸に対する傾斜角度が調整可能に配置される
   ことを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載の眼科撮影装置。
7. 前記波長帯を変更するために前記波長選択部材を制御する制御部を含む
   ことを特徴とする請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載の眼科撮影装置。
8. 前記制御部は、光軸に対する前記波長選択部材の傾斜角度を変更することにより前記波長帯を変更する
   ことを特徴とする請求項７に記載の眼科撮影装置。
9. 前記制御部は、前記干渉光学系および前記画像形成部の少なくとも一方の動作内容が異なる複数のモードを切り替えるモード切替部を含み、
   前記モード切替部により切り替えられたモードに応じて、前記波長帯を変更する
   ことを特徴とする請求項７または請求項８に記載の眼科撮影装置。
10. 前記制御部は、前記波長帯の変更に応じて、前記光源の出力波長帯を変更する
    ことを特徴とする請求項７〜請求項９のいずれか一項に記載の眼科撮影装置。
11. 前記光源は、波長掃引型光源であり、
    前記波長帯は、前記干渉光の検出結果に基づくスペクトル分布に対するサンプリング範囲に基づきあらかじめ設定される
    ことを特徴とする請求項１〜請求項１０のいずれか一項に記載の眼科撮影装置。

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