JP2018158153A - 眼科撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】簡素な構成で高い横分解能の画像の取得が可能な眼科撮影装置を提供する。【解決手段】眼科撮影装置は、干渉光学系と、制御部と、画像形成部と、操作部とを含む。干渉光学系は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した信号光と参照光との干渉光を検出する光学系である。干渉光学系は、信号光の光路に配置され、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第１光学素子を有する。制御部は、第１光学素子を制御する。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。制御部は、被検眼の略同一の部位を信号光によって反復的に走査するように干渉光学系を制御し、当該反復的な走査により取得される干渉光の検出結果に基づく被検眼のライブ画像を表示手段に表示させ、操作部により行われた操作に応じて第１光学素子を制御する。【選択図】図４

Description

この発明は、光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下、ＯＣＴ）を用いて被検眼の画像を取得する眼科撮影装置に関する。

緑内障は、中途失明の原因となる疾患の１つであり、緑内障による視機能障害は、不可逆的である。そのため、緑内障の診断やその進行度の判定が適切に行われることが望まれる。このような緑内障に対する診断等にはＯＣＴの技術が有用である。たとえばＯＣＴを用いて形成された眼底の画像により網膜の形態の変化の観察が可能になり、前駆病変の把握や進行度の評価などへの応用が期待される。

緑内障の診断等においては、視神経乳頭や網膜神経線維層の形態の変化などに着目することが重要であると考えられている。視神経乳頭については、その形状やサイズなどが着目され、視神経乳頭の傾きや、Ｃ（Ｃｕｐ）、Ｄ（Ｄｉｓｃ）、Ｒ（Ｒｉｍ）の形状や、そのサイズなどが診断材料に用いられる。また、網膜神経線維層については、厚みや欠損などが診断材料に用いられる。これらに加えて、近年では、緑内障の早期発見に寄与するものとして、篩状板の形態が注目されている。たとえば、篩状板の孔部のサイズが緑内障に関連することが明らかになっている。なお、篩状板は、視神経乳頭に集まった視神経が通る複数の孔部が形成されたメッシュ状の部位である。

篩状板の孔部を観察するための装置には、横分解能（水平方向の分解能）の高さが求められる。このような高い横分解能の画像を取得する手法については、たとえば特許文献１に開示されている。特許文献１には、被検眼の収差を波面センサにより測定して波面補正デバイスでリアルタイムに補正する補償光学系を有するＯＣＴ装置が開示されている。

特開２０１０−２７９６８１号公報

しかしながら、波面センサと波面補正デバイスとを設ける必要があるため、そのようなＯＣＴ装置においては、制御が複雑化すること、装置が大型化すること、更には高コスト化を招くことといったデメリットがある。

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、簡素な構成で高い横分解能の画像の取得が可能な眼科撮影装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第１光学素子を有する干渉光学系と、前記第１光学素子を制御する制御部と、前記干渉光学系による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、操作部と、を含み、前記制御部は、前記被検眼の略同一の部位を前記信号光によって反復的に走査するように前記干渉光学系を制御し、当該反復的な走査により取得される前記干渉光の検出結果に基づく前記被検眼のライブ画像を表示手段に表示させ、前記操作部により行われた操作に応じて前記第１光学素子を制御する眼科撮影装置である。
また、請求項２に記載の発明は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第１光学素子を有する干渉光学系と、前記第１光学素子を制御する制御部と、前記干渉光学系による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、前記第１光学素子の第１調整量を求める解析部と、を含み、前記制御部は、前記被検眼の略同一の部位を前記信号光によって反復的に走査するように前記干渉光学系を制御し、前記解析部は、当該反復的な走査により取得される前記干渉光の検出結果を解析することにより前記第１光学素子の第１調整量を求め、前記制御部は、前記解析部により求められた前記第１調整量に基づいて前記第１光学素子を制御する、眼科撮影装置である。
また、請求項３に記載の発明は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第１光学素子を有する干渉光学系と、前記第１光学素子を制御する制御部と、前記干渉光学系による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、操作部と、前記被検眼のライブ正面画像を取得するための正面画像取得部と、を含み、前記正面画像取得部は、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第２光学素子を含み、前記制御部は、前記正面画像取得部により取得される前記ライブ正面画像を表示手段に表示させ、前記操作部により行われた操作に応じて前記第２光学素子を制御し、且つ、前記第２光学素子の当該制御に応じて前記第１光学素子を制御する、眼科撮影装置である。
また、請求項４に記載の発明は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第１光学素子を有する干渉光学系と、前記第１光学素子を制御する制御部と、前記干渉光学系による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、前記被検眼のライブ正面画像を取得するための正面画像取得部と、を含み、前記正面画像取得部は、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第２光学素子を含み、前記制御部は、前記正面画像取得部により取得される前記ライブ正面画像を解析することにより前記第２光学素子の第２調整量を求める解析部を含み、前記制御部は、前記解析部により求められた前記第２調整量に基づいて前記第２光学素子を制御し、且つ、前記第２調整量に対応した第１調整量に基づいて前記第１光学素子を制御する、眼科撮影装置である。
また、請求項５に記載の発明は、請求項３または請求項４に記載の眼科撮影装置であって、前記第２光学素子は、対向配置された２つの光学素子を有し、前記２つの光学素子の相対位置を変更することにより前記円柱度及び前記円柱軸角度の少なくとも１つを変更するように構成されている。
また、請求項６に記載の発明は、請求項５に記載の眼科撮影装置であって、前記第２光学素子は、バリアブルクロスシリンダーレンズを含む。
また、請求項７に記載の発明は、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であって、前記被検眼の焦点距離をｆとし、前記被検眼の瞳孔における光束径をＤとし、前記信号光の波長をλとしたとき、８００［ｎｍ］≦λ≦１６００［ｎｍ］において（４ｆλ）／（πＤ）≦１０［μｍ］を満たす。
また、請求項８に記載の発明は、請求項１〜請求項７のいずれか一項に記載の眼科撮影装置であって、前記第１光学素子は、対向配置された２つの光学素子を有し、前記２つの光学素子の相対位置を変更することにより前記円柱度及び前記円柱軸角度の少なくとも１つを変更するように構成されている。
また、請求項９に記載の発明は、請求項８に記載の眼科撮影装置であって、前記第１光学素子は、バリアブルクロスシリンダーレンズを含む。

この発明によれば、簡素な構成で高い横分解能の画像の取得が可能な眼科撮影装置を提供することができる。

第１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。 第１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。 第１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。 第１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。 第１実施形態に係る眼科撮影装置の動作の一例を表すフロー図である。 第１実施形態に係る眼科撮影装置の動作説明図である。 第１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。 第２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。 第３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。 第３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。 第３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。 第３実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の動作の一例を表すフロー図である。

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、ＯＣＴを用いて被検眼（眼底）の画像（２次元断層像及び３次元画像の少なくとも一方を含む）を形成する。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。なお、この明細書に記載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の手法により眼底のＯＣＴ計測を行う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の手法を用いて眼底のＯＣＴ画像及び眼底像の双方を取得可能である。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のＯＣＴの手法を用いる光画像計測装置に対して、この発明に係る構成を適用することも可能である。また、この実施形態では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、眼底カメラ以外の眼底撮影装置、たとえばＳＬＯ（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）、スリットランプ、眼科手術用顕微鏡などに、この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、こ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。

＜第１実施形態＞
［構成］
図１〜図３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及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、眼底のＯＣＴ画像を取得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からの信号光を眼底Ｅｆに導くとともに、眼底Ｅｆを経由した信号光を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により屈折されて眼底Ｅｆを照明する。なお、観察光源としてＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）を用いることも可能である。

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。被検眼Ｅの固視位置としては、たとえば従来の眼底カメラと同様に、眼底Ｅｆの黄斑部を中心とする画像を取得するための位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための位置や、黄斑部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位置などがある。また、固視標の表示位置を任意に変更することも可能である。

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、眼底Ｅｆ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及びリレーレンズ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及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及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計測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計測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計測用の光路には、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、光路長変更部４１と、バリアブルクロスシリンダーレンズ（以下、ＶＣＣレンズ）４７と、ガルバノスキャナ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。

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計測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。

ＶＣＣレンズ４７は、信号光の光路に配置され、円柱度（乱視度）及び円柱軸角度（乱視軸角度）の少なくとも１つを変更する。ＶＣＣレンズ４７は、対向配置された２つの円柱レンズ（光学素子）を有し、２つの円柱レンズの相対位置を変更することにより円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更するように構成されている。

ＶＣＣレンズ４７は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置（瞳共役位置）またはその近傍に配置される。この実施形態では、後述のように、ガルバノスキャナ４２が被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置に配置されているため、ＶＣＣレンズ４７は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置の近傍に配置されている。すなわち、信号光で被検眼を走査するためのガルバノスキャナ４２は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置に配置され、且つ、ＶＣＣレンズ４７は、ガルバノスキャナ４２の近傍に配置されている。

被検眼の乱視度の測定ではなく被検眼の乱視度の補正を目的とする場合、ＶＣＣレンズ４７が瞳共役位置の近傍に配置されていても、瞳共役位置に対する配置位置のずれがＶＣＣレンズ４７により変更される円柱度や円柱軸角度に及ぼす影響は少ないと考えてよい。

また、被検眼の検眼データに基づいてＶＣＣレンズ４７を制御する場合、当該検眼データは、主に被検眼の中心窩における測定値である。そのため、観察対象の部位が中心窩と異なる部位である場合、ＶＣＣレンズ４７が瞳共役位置の近傍に配置されていても、瞳共役位置に対する配置位置のずれがＶＣＣレンズ４７により変更される円柱度や円柱軸角度に及ぼす影響は少ないと考えてよい。

このようなＶＣＣレンズ４７は、たとえば図３に示すように、パワーが等しく、且つ、符号が互いに異なる円柱レンズ４７１、４７２（焦点距離ｆ０、−ｆ０）を含んで構成されている。円柱レンズ４７１は、凸状の面（正の度数）を有し、信号光の光軸ＳＯを中心として回動方向ｄｒ１に回動可能に設けられる。円柱レンズ４７２は、凹状の面（負の度数）を有し、光軸ＳＯを中心として回動方向ｄｒ２に回動可能に設けられる。円柱レンズ４７１、４７２は、パルスモータ等の駆動装置により駆動され、光軸ＳＯを中心としてそれぞれ独立に回動される。円柱レンズ４７１、４７２が互いに逆方向に回転されると円柱度が変更され、同じ方向に一体的に回転されると円柱軸角度が変更される。

たとえば、円柱レンズ４７１、４７２の円柱軸角度を装置光学系の基準軸に対して所定角度（たとえば４５度）傾けた状態から、各円柱レンズを互いに逆方向に回動させることにより、任意の円柱度を発生させることができる。また、円柱レンズ４７１、４７２を同じ方向に一体的に回動させることにより、任意の円柱軸角度を発生させることができる。

ガルバノスキャナ４２は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置に配置されている。ガルバノスキャナ４２は、ＯＣＴ計測用の光路を通過する光（信号光ＬＳ）の進行方向を変更する。それにより、眼底Ｅｆを信号光ＬＳで走査することができる。ガルバノスキャナ４２は、たとえば、信号光ＬＳをｘ方向に走査するガルバノミラーと、ｙ方向に走査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、信号光ＬＳをｘｙ平面上の任意の方向に走査することができる。

〔ＯＣＴユニット〕
図２を参照しつつＯＣＴユニット１００の構成の一例を説明する。ＯＣＴユニット１００には、眼底Ｅｆ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、波長走査型（波長掃引型）光源からの光を信号光と参照光とに分割し、眼底Ｅｆを経由した信号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。干渉光学系におけ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、出射光の波長を走査（掃引）可能な波長走査型（波長掃引型）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に導かれて信号光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と信号光ＬＳの光路長（光学距離）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と信号光ＬＳ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の入射光路及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（参照光路）の長さが変更される。

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。

ファイバカプラ１０５により生成された信号光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。平行光束にされた信号光ＬＳは、光路長変更部４１、ＶＣＣレンズ４７、ガルバノスキャナ４２、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、信号光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。信号光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による信号光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信号光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、信号光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で断層画像を形成する。演算制御ユニット２００は、形成された画像を表示装置３に表示させる。

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、たと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。この実施形態では、干渉光学系は、図２に示す構成に加えて、図１に示すコリメータレンズユニット４０、光路長変更部４１、ＶＣＣレンズ４７、ガルバノスキャナ４２、合焦レンズ４３、ミラー４４、リレーレンズ４５を含んで構成することが可能である。この干渉光学系は、この実施形態に係る「干渉光学系」の一例である。ガルバノスキャナ４２は、この実施形態に係る「走査部」の一例である。ＶＣＣレンズ４７は、この実施形態に係る「第１光学素子」の一例である。

〔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。たとえば演算制御ユニット２００は、眼底ＥｆのＯＣＴ画像を表示装置３に表示させる。

また、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、合焦レンズ３１、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、ＶＣＣレンズ４７の駆動制御、ガルバノスキャナ４２の動作制御などを行う。

また、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、コーナーキューブ１１４の移動制御、検出器１２５の動作制御、アッテネータ１２０の動作制御、偏波コントローラ１０３、１１８の動作制御などを行う。

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。

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〕
眼科撮影装置１の制御系の構成について図４を参照しつつ説明する。

（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、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、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、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２の合焦駆動部３１Ａ、光路長変更部４１、ガルバノスキャナ４２、ＯＣＴ合焦駆動部４３Ａ及び第１ＶＣＣ駆動部４７Ａ、更にＯＣＴユニット１００の光源ユニット１０１、参照駆動部１１４Ａ、偏波コントローラ１０３、１１８、アッテネータ１２０、検出器１２５を制御する。

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、信号光の光軸ＳＯに沿って合焦レンズ４３を移動させる。それにより、信号光ＬＳの合焦位置が変更される。信号光ＬＳの合焦位置は、信号光ＬＳのビームウェストの深さ位置（ｚ位置）に相当する。

第１ＶＣＣ駆動部４７Ａは、信号光の光軸ＳＯを中心として円柱レンズ４７１、４７２を互いに独立に回動させる。それにより、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つが変更される。

参照駆動部１１４Ａは、参照光の光路に設けられたコーナーキューブ１１４を、この光路に沿って移動させる。それにより、参照光の光路長が変更される。

主制御部２１１は、合焦レンズ３１が所望の合焦位置に配置されるように合焦駆動部３１Ａに対して制御信号を出力する。主制御部２１１は、合焦レンズ４３が所望の合焦位置に配置されるようにＯＣＴ合焦駆動部４３Ａに対して制御信号を出力する。主制御部２１１は、ＶＣＣレンズ４７が所望の円柱度及び円柱軸角度を発生するように第１ＶＣＣ駆動部４７Ａに対して制御信号を出力する。また、主制御部２１１は、後述するように、記憶部２１２に記憶された検眼データに基づいてＶＣＣレンズ４７を制御することが可能である。

更に、主制御部２１１は、被検眼Ｅのライブ画像を後述の表示部２４０Ａに表示させながら、後述の操作部２４０Ｂに対してユーザが行った操作に応じてＶＣＣレンズ４７を制御することが可能である。この処理についてより詳しく説明する。被検眼Ｅのライブ画像は、ＯＣＴ計測により取得される。たとえば、主制御部２１１は、アライメント調整とピント調整とが行われた後、被検眼Ｅの略同一の部位を信号光ＬＳで反復的に走査するようにガルバノスキャナ４２を制御する。検出器１２５は、この反復的な走査により取得される干渉光を検出してリアルタイムに信号を出力する。画像形成部２２０は、検出器１２５から出力される信号（つまり干渉光の検出結果）に基づいて被検眼Ｅの画像をリアルタイムに形成する。主制御部２１１は、以上の制御を繰り返し行わせることで、画像形成部２２０により逐次に形成される被検眼Ｅの画像を表示部２４０Ａにリアルタイムに表示させる。それにより、ＯＣＴ計測によるライブ画像が表示部２４０Ａに表示される。このようなライブ画像を観察しつつ、ユーザは、ＶＣＣレンズ４７を制御するための操作を行う。主制御部２１１は、操作部２４０Ｂに対するユーザの操作を受けて、当該操作内容に応じて第１ＶＣＣ駆動部４７Ａを制御することにより、ＶＣＣレンズ４７の円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更させる。このような構成により、ユーザは、表示部２４０Ａに表示されている被検眼Ｅのライブ画像を参照しつつ円柱度や円柱軸角度を手動で変更することが可能となる。

また、主制御部２１１は、記憶部２１２にデータを書き込む処理や、記憶部２１２からデータを読み出す処理を行う。

制御部２１０または主制御部２１１は、この実施形態に係る「制御部」の一例である。

（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、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、外部の装置（たとえば、レフラクトメータや自覚検眼装置）によりあらかじめ取得された検眼データや、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。検眼データは、被検眼の乱視度、及び乱視軸角度を含む。検眼データは、更に被検眼の球面度を含んでもよい。検眼データは、被検眼の球面度、乱視度、及び乱視軸角度の少なくとも１つを含んでもよい。

記憶部２１２に記憶された上記のデータの少なくとも一部は、眼科撮影装置１の外部に設けられた記憶部に記憶されていてもよい。たとえば、眼科撮影装置１は、院内ＬＡＮ（Ｌｏｃａｌ Ａｒｅａ Ｎｅｔｗｏｒｋ）等のネットワークを介して、上記のデータの少なくとも一部を記憶する機能を有するサーバ装置と通信可能に接続される。ここで、眼科撮影装置１とサーバ装置は、インターネット等のＷＡＮ（ＷｉｄｅＡｒｅａＮｅｔｗｏｒｋ）を介して接続されていてもよい。また、ＬＡＮとＷＡＮとを組み合わせたネットワークを介して眼科撮影装置１とサーバ装置を接続してもよい。

（画像形成部）
画像形成部２２０は、検出器１２５からの検出信号に基づいて、眼底Ｅｆの断層画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光コヒーレンストモグラフィと同様に、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。

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、眼底Ｅｆ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、複数の走査線に沿って得られた複数の断層像を、走査線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、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画像をｘｙ平面に投影して得られる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計測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、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。たと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。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。

表示装置３または表示部２４０Ａは、この実施形態に係る「表示手段」の一例である。

〔信号光の走査及びＯＣＴ画像について〕
ここで、信号光ＬＳの走査及びＯＣＴ画像について説明しておく。

眼科撮影装置１による信号光ＬＳの走査態様としては、たとえば、水平スキャン、垂直スキャン、十字スキャン、放射スキャン、円スキャン、同心円スキャン、螺旋（渦巻）スキャンなどがある。これらの走査態様は、眼底の観察部位、解析対象（篩状板の形態など）、走査に要する時間、走査の精密さなどを考慮して適宜に選択的に使用される。

水平スキャンは、信号光ＬＳを水平方向（ｘ方向）に走査させるものである。水平スキャンには、垂直方向（ｙ方向）に配列された複数の水平方向に延びる走査線に沿って信号光ＬＳを走査させる態様も含まれる。この態様においては、走査線の間隔を任意に設定することが可能である。また、隣接する走査線の間隔を十分に狭くすることにより、前述の３次元画像を形成することができる（３次元スキャン）。垂直スキャンについても同様である。

十字スキャンは、互いに直交する２本の直線状の軌跡（直線軌跡）からなる十字型の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査するものである。放射スキャンは、所定の角度を介して配列された複数の直線軌跡からなる放射状の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査するものである。なお、十字スキャンは放射スキャンの一例である。

円スキャンは、円形状の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査させるものである。同心円スキャンは、所定の中心位置の周りに同心円状に配列された複数の円形状の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査させるものである。円スキャンは同心円スキャンの一例である。螺旋スキャンは、回転半径を次第に小さく（又は大きく）させながら螺旋状（渦巻状）の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査するものである。

ガルバノスキャナ４２は、互いに直交する方向に信号光ＬＳを走査するように構成されているので、信号光ＬＳをｘ方向及びｙ方向にそれぞれ独立に走査できる。更に、ガルバノスキャナ４２に含まれる２つのガルバノミラーの向きを同時に制御することで、ｘｙ面上の任意の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査することが可能である。それにより、上記のような各種の走査態様を実現できる。

上記のような態様で信号光ＬＳを走査することにより、走査線（走査軌跡）に沿う方向と眼底深度方向（ｚ方向）とにより張られる面における断層像を取得することができる。また、特に走査線の間隔が狭い場合には、前述の３次元画像を取得することができる。

上記のような信号光ＬＳの走査対象となる眼底Ｅｆ上の領域、つまりＯＣＴ計測の対象となる眼底Ｅｆ上の領域を走査領域と呼ぶ。３次元スキャンにおける走査領域は、複数の水平スキャンが配列された矩形の領域である。また、同心円スキャンにおける走査領域は、最大径の円スキャンの軌跡により囲まれる円盤状の領域である。また、放射スキャンにおける走査領域は、各スキャンラインの両端位置を結んだ円盤状（或いは多角形状）の領域である。

［動作例］
この実施形態に係る眼科撮影装置１の動作例について説明する。たとえば、観察部位を篩状板とすることが可能である。

図５に、眼科撮影装置１の動作の一例のフロー図を示す。

（Ｓ１）
まず、眼科撮影装置１は、外部に設けられたレフラクトメータにより被検眼についてあらかじめ測定された検眼データを取得する。たとえば、レフラクトメータにより測定された検眼データは、ＬＡＮ等のネットワーク上のサーバ装置にあらかじめ保存されている。眼科撮影装置１は、ネットワークを介してサーバ装置にアクセスすることにより当該被検眼Ｅの検眼データを取得し、記憶部２１２に保存する。

検眼データは、被検眼Ｅの眼底Ｅｆに投影された指標に対する被検者の応答によって決定される。たとえば、被検眼の検眼データは、被検者の応答に基づいて検者により決定される。

（Ｓ２）
次に、主制御部２１１は、Ｓ１において取得された検眼データに基づいてＶＣＣレンズ４７を制御する。たとえば、主制御部２１１は、ＶＣＣレンズ４７を構成する円柱レンズ４７１、４７２の回動による球面度の変化を考慮しつつ、Ｓ１において取得された検眼データから円柱レンズ４７１、４７２のそれぞれの回動角度を決定する。主制御部２１１は、決定された回動角度を実現するように第１ＶＣＣ駆動部４７Ａに制御信号を出力することによりＶＣＣレンズ４７（円柱レンズ４７１、４７２）を駆動する。

（Ｓ３）
次に、篩状板（視神経乳頭）を中心とする画像を取得するための固視標を被検眼Ｅに提示した状態で、主制御部２１１は、被検眼Ｅに対する光学系のアライメント調整を行う。アライメント調整の例として、手動で行う場合と自動で行う場合とがある。

アライメント調整を手動で行う場合、主制御部２１１は、アライメント光学系５０により一対のアライメント指標を被検眼Ｅに投影する。表示部２４０Ａには、これらアライメント指標の受光像として一対のアライメント輝点が表示される。また、主制御部２１１は、一対のアライメント輝点の移動目標となる位置を表すアライメントスケールを表示部２４０Ａに表示させる。アライメントスケールは、たとえば括弧型の画像である。

被検眼Ｅと眼底カメラユニット２（対物レンズ２２）との位置関係が適正である場合、すなわち、被検眼Ｅと眼底カメラユニット２との間の距離（ワーキングディスタンス）が適正であり、且つ、眼底カメラユニット２の光学系の光軸と被検眼Ｅの眼軸（角膜頂点位置）とが（ほぼ）一致している場合、公知の手法により、一対のアライメント輝点は、所定位置（たとえば、角膜頂点と角膜曲率中心との中間位置）においてそれぞれ一旦結像して被検眼Ｅに投影されるようになっている。検者は、一対のアライメント輝点をアライメントスケール内に導くように眼底カメラユニット２を３次元的に移動させることにより、被検眼Ｅに対する光学系のアライメント調整を行うことが可能である。

アライメント調整を自動で行う場合、眼底カメラユニット２を移動させるためのアクチュエータ（パルスモータ等）が設けられる。データ処理部２３０は、表示部２４０Ａに表示される画面中の各アライメント輝点の位置を特定し、特定された各アライメント輝点の位置とアライメントスケールとの変位を求める。主制御部２１１は、この変位をキャンセルするように眼底カメラユニット２を移動させる。各アライメント輝点の位置の特定は、たとえば、各アライメント輝点の輝度分布を求め、この輝度分布に基づいて重心位置を求めることにより実行できる。アライメントスケールの位置は一定であるので、たとえばその中心位置と上記重心位置との変位を求めることにより、目的の変位を求めることが可能である。眼底カメラユニット２の移動方向及び移動距離は、あらかじめ設定されたｘ方向、ｙ方向及びｚ方向の各方向における単位移動距離（たとえば、眼底カメラユニット２をどの方向にどれだけ移動させると、アライメント指標がどの方向にどれだけ移動するかを事前に計測した結果）を参照して決定することが可能である。主制御部２１１は、決定された移動方向及び移動距離に応じた信号を生成し、この信号を上記アクチュエータに送信する。それにより、被検眼Ｅに対する光学系の位置が自動で調整される。

（Ｓ４）
次に、主制御部２１１は、眼底Ｅｆの所定部位に対応する信号の干渉感度の最適化を行う。たとえば、主制御部２１１は、光路長変更部４１を制御して信号光ＬＳの光路長と参照光ＬＲの光路長との差を変更する。また、主制御部２１１は、偏波コントローラ１０３、１１８を制御して偏光状態を変更したり、アッテネータ１２０を制御して光量を調整したりすることが可能である。

（Ｓ５）
次に、主制御部２１１は、被検眼Ｅに対する光学系のフォーカス調整を行う。フォーカス調整には、手動で行う場合と自動で行う場合とがある。

フォーカス調整を手動で行う場合、主制御部２１１は、フォーカス光学系６０により一対のスプリット指標を被検眼Ｅに投影する。表示部２４０Ａには、被検眼Ｅに投影された一対のスプリット指標の受光像として一対のスプリット輝線が表示される。たとえば、フォーカス光学系６０は、反射棒６７の反射面と眼底Ｅｆとが光学的に共役にとなるように、合焦レンズ３１の移動と連動して、照明光学系１０の光軸方向に移動される。反射面と眼底Ｅｆとが共役になっていない場合、一対のスプリット輝線は一直線上に並ばずに左右方向に分離して見える。一方、反射面と眼底Ｅｆとが共役になっている場合には、一対のスプリット輝線は一直線上に並んで見える。検者は、一対のスプリット輝線が上下に延びる一直線上に位置するように操作部２４０Ｂを操作することにより、被検眼Ｅに対する光学系のフォーカス調整を行うことが可能である。

フォーカス調整を自動で行う場合、データ処理部２３０は、表示部２４０Ａにおいて表示される画面中における各スプリット輝線の表示位置を特定し、特定された各スプリット輝線が上下方向に一直線上に位置するような合焦レンズ３１等の移動方向及び移動距離を求める。主制御部２１１は、求められた移動方向及び移動距離だけ合焦レンズ３１等が移動されるように合焦駆動部３１Ａ及びフォーカス光学系６０を制御する。ここで、各スプリット輝線の表示位置は、たとえば、各スプリット輝線の輝度分布から重心位置を求めることにより行われる。また、上記移動方向及び移動距離は、たとえば、あらかじめ設定された単位移動距離（たとえば、合焦レンズ３１等をどの方向にどれだけ移動させると、スプリット輝線がどの方向にどれだけ移動するがを事前に測定した結果）を参照して決定することが可能である。

（Ｓ６）
次に、主制御部２１１は、ＶＣＣレンズ４７を調整する。たとえば、主制御部２１１は、被検眼Ｅのライブ画像を表示部２４０Ａに表示させつつ、操作部２４０Ｂに対して検者が行った操作に応じてＶＣＣレンズ４７を制御する。後述するように、瞳孔における光束径が大きくなると焦点深度が浅くなる。このような場合、観察部位によってはＶＣＣレンズ４７を調整することにより、焦点深度の浅化を補償できるケースがある。従って、Ｓ６においては、瞳孔における光束径が大きくなることにより、眼球および光学系からもたらされる乱視成分が大きくなっても、観察部位によっては円柱度や円柱軸角度（乱視成分）を補正することが可能となり、眼球の収差を高精度に補正することができる。

（Ｓ７）
次に、主制御部２１１は、光源ユニット１０１、ガルバノスキャナ４２等を制御して、眼底Ｅｆの篩状板（視神経乳頭）を含む領域を信号光ＬＳで走査する。画像形成部２２０は、走査態様に対応する１以上の断層像を形成する。画像形成部２２０により形成された１以上の断層像（または、複数の断層像に基づくボリュームデータ等）は、ＯＣＴ画像（ＯＣＴ情報）として記憶部２１２に保存される。以上で、一連の動作は終了である（エンド）。

図６に、この実施形態における眼科撮影装置１の動作説明図を示す。図６は、瞳孔における入射光束径（単位：ミリメートル）の変化に対する横分解能（単位：マイクロメートル）、入射光量（単位：ミリワット）、及び焦点深度（単位：マイクロメートル）の変化をそれぞれ示す特性曲線Ｃ１〜Ｃ３を表したものである。特性曲線Ｃ１〜Ｃ３については、横軸が入射光束径を表す。横分解能の特性曲線Ｃ１と入射光量の特性曲線Ｃ２については同一グラフ上に示し、焦点深度の特性曲線Ｃ３については、特性曲線Ｃ１、Ｃ２の下方に示す。

被検眼Ｅの焦点距離をｆとし、被検眼Ｅの瞳孔における光束径をＤとし、信号光の波長をλとしたとき、横分解能Δｘは、式（１）により表される。

また、焦点深度ＤＯＦは、式（２）により表される。

横分解能Δｘを小さくすることにより、高い横分解能を有する画像の取得が可能になる。式（１）に示すように、被検眼Ｅの焦点距離ｆ及び信号光の波長λをそれぞれ一定と仮定すると、横分解能Δｘを小さくするためには、光束径Ｄを大きくする必要がある（たとえば、図６においてＤＤ１からＤＤ２（０＜ＤＤ１＜ＤＤ２）に光束径Ｄを変化させる）。一般に、光束径Ｄを大きくすると、眼球の収差の影響が大きくなる。

ところが、この実施形態では、ＶＣＣレンズ４７により円柱度や円柱軸角度を補正することができるので、非常に簡素な構成と制御で、眼球の収差の影響を抑えながら横分解能Δｘを小さくする（横分解能を高くする）ことが可能になる。特に、補償光学系を設ける必要がなくなるため、横分解能の向上を小型且つ低コストな構成で実現することが可能になる。

また、補償光学系は、補正量が小さい高次収差の補正には好適であるが、大きな補正量を要する低次収差についてはこれを高精度に補正することは難しい。これに対して、この実施形態では、ＶＣＣレンズ４７の制御により低次収差の補正を高い精度で行うことが可能である。

また、光束径ＤをＤＤ１からＤＤ２に変化させる（光束径Ｄを大きくする）と、図６に示すように入射光量Ｉが増大するため、干渉光の強度を高めることが可能になる。干渉光の強度が高くなると、高精細な画像を形成することが可能になるため、より一層の高画質化が可能になる。

一方、光束径ＤをＤＤ１からＤＤ２に変化させる（光束径Ｄを大きくする）と、式（３）に示すように焦点深度ＤＯＦが浅くなる。しかしながら、図５のＳ６においてＶＣＣレンズ４７の調整を行うことで、焦点深度ＤＯＦが浅くなることによる画質の劣化をある程度抑えることもできる。

この実施形態では、信号光の波長λについて、約８００ｎｍ〜１６００ｎｍの範囲に含まれる近赤外光とすることができる。この場合、眼底カメラユニット２の照明光の波長を約４００ｎｍ〜８００ｎｍとし、且つ、これより長い波長、たとえば約８００ｎｍ〜１６００ｎｍの範囲に含まれる波長を有する信号光を適用することで、眼底Ｅｆのより深い領域（たとえば、篩状板の孔部等）の画像計測が可能になる。

また、この実施形態では、信号光の波長λについて、８００ｎｍ≦λ≦１６００ｎｍにおいて、（４ｆλ）／（πＤ）≦１０μｍを満たすことが望ましい。これにより、１０μｍ程度の横分解能を実現することができ、たとえば篩状板の孔部の観察が可能になる。

［効果］
この実施形態に係る眼科撮影装置１の効果について説明する。

この実施形態に係る眼科撮影装置１は、干渉光学系と、制御部２１０または主制御部２１１（制御部）と、画像形成部２２０とを有する。干渉光学系は、光源ユニット１０１（光源）からの光を信号光ＬＳと参照光ＬＲとに分割し、被検眼Ｅを経由した信号光ＬＳと参照光ＬＲとの干渉光ＬＣを検出する光学系である。干渉光学系は、ＶＣＣレンズ４７（第１光学素子）を有する。ＶＣＣレンズ４７は、信号光ＬＳの光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成されている。主制御部２１１は、ＶＣＣレンズ４７を制御する。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の画像を形成する。

横分解能を小さくすることにより、高い横分解能を有する画像の取得が可能になる。横分解能を小さくするためには、被検眼Ｅの瞳孔における光束径を大きくする必要がある。光束径を大きくすると、眼球の収差の影響が大きくなる。しかしながら、この実施形態の構成によれば、ＶＣＣレンズ４７により円柱度や円柱軸角度を補正することができるので、非常に簡素な構成と制御で、眼球の収差の影響を抑えながら横分解能を小さくすることが可能になる。特に、補償光学系を設ける必要がなくなるため、高い横分解能の画像の取得が可能な装置の小型化及び低コスト化が可能になる。

また、補償光学系は、補正量が小さい高次収差については高精度な補正が可能であるが、補正量が大きい低次収差については十分に補正することが難しい。これに対して、この構成によれば、ＶＣＣレンズ４７の制御により高精度に低次収差の補正が可能となる。

また、光束径を大きくすると角膜上照度が低下するため、入射光量を増大させることが可能となる。したがって、この構成によれば、入射光量の増大により干渉光の強度を向上させ、より一層の高画質化が可能になる。

また、眼科撮影装置１は、記憶部２１２を有してもよい。記憶部２１２は、あらかじめ取得された被検眼の乱視度及び乱視軸角度の少なくとも１つを含む検眼データを記憶する。主制御部２１１は、記憶部２１２に記憶された検眼データに基づいてＶＣＣレンズ４７を制御する。

このような構成によれば、事前に取得された検眼データに基づいてＶＣＣレンズ４７を制御することにより、被検眼の乱視度及び乱視軸角度に応じた眼球の収差の補正が可能となり、非常に簡素な構成と制御で高い分解能の画像の取得が可能になる。

また、ＶＣＣレンズ４７は、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な位置またはその近傍に配置されている。

このような構成によれば、ＶＣＣレンズ４７が被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な位置に配置されている場合、眼球の収差をキャンセルするように円柱軸や円柱軸角度を精度よく変更することが可能になる。また、ＶＣＣレンズ４７が被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な位置の近傍に配置されていても、被検眼の乱視度の測定ではなく被検眼の乱視度の補正を目的としている場合には、瞳孔と光学的に共役な位置に対する配置位置のずれがＶＣＣレンズ４７により変更される円柱度や円柱軸角度に及ぼす影響は少ないと考えてよい。したがって、この場合でも眼球の収差をキャンセルするように円柱軸や円柱軸角度を変更することが可能となる。

また、眼科撮影装置１では、干渉光学系は、ガルバノスキャナ４２（走査部）を含む。ガルバノスキャナ４２は、信号光ＬＳで被検眼Ｅを走査するために用いられる。ガルバノスキャナ４２は、瞳孔と光学的に共役な位置に配置され、ＶＣＣレンズ４７は、ガルバノスキャナ４２の近傍に配置されている。

このような構成によれば、ガルバノスキャナ４２を用いて被検眼Ｅを信号光ＬＳで走査しつつ、眼球の収差をキャンセルするように円柱軸や円柱軸角度を変更することが可能になる。

また、眼科撮影装置１は、操作部２４０Ｂを含んでもよい。主制御部２１１は、被検眼Ｅの略同一の部位を信号光ＬＳによって反復的に走査するように干渉光学系を制御し、当該反復的な走査により取得される干渉光ＬＣの検出結果に基づく被検眼Ｅのライブ画像を表示部２４０Ａ（表示手段）に表示させ、操作部２４０Ｂにより行われた操作に応じてＶＣＣレンズ４７を制御する。

このような構成によれば、手動で自動でＶＣＣレンズ４７の調整を行うことができるので、ユーザの手間をかけることなく高い分解能の画像の取得が可能となる。これにより、瞳孔における光束径が大きくなることにより、眼球および光学系からもたらされる乱視成分が大きくなっても、観察部位によっては円柱軸や円柱軸角度を補正することが可能となり、眼球の収差を高精度に補正することができる。

また、眼科撮影装置１は、被検眼Ｅの焦点距離をｆとし、被検眼Ｅの瞳孔における光束径をＤとし、信号光の波長をλとしたとき、８００［ｎｍ］≦λ≦１６００［ｎｍ］において（４ｆλ）／（πＤ）≦１０［μｍ］を満たしてもよい。

このような構成によれば、１０μｍ程度の横分解能を実現することができ、たとえば篩状板の孔部の観察が可能になる。

また、この実施形態の構成を眼科撮影装置の制御方法に適用することが可能である。この場合、光源ユニット１０１（光源）からの光を信号光ＬＳと参照光ＬＲとに分割し、被検眼Ｅを経由した信号光ＬＳと参照光ＬＲとの干渉光ＬＣを検出する光学系であって、信号光ＬＳの光路に配置され円柱度及び円柱軸の少なくとも１つを変更可能に構成されたＶＣＣレンズ４７を有する干渉光学系を含み、干渉光ＬＣの検出結果に基づいて被検眼Ｅの画像を形成する眼科撮影装置１の制御方法は、被検眼Ｅの乱視度及び乱視軸角度の少なくとも１つを含む検眼データを取得し、取得された検眼データに基づいてＶＣＣレンズ４７を制御する。

＜第１実施形態の変形例＞
第１実施形態では、図５のＳ６において、被検眼Ｅのライブ画像を表示部２４０Ａに表示させつつ、手動でＶＣＣレンズ４７の調整を行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。第１実施形態の変形例では、図５のＳ６において、自動でＶＣＣレンズ４７の調整を行う。

第１実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の各部の構成は、第１実施形態に係る眼科撮影装置１の構成とほぼ同様である。以下では、この変形例に係る眼科撮影装置について、第１実施形態との相違点を中心に説明する。

図７に、この変形例に係るデータ処理部の構成例のブロック図を示す。図４に示すデータ処理部として、図７に示すデータ処理部２３０ａを適用することが可能である。

データ処理部２３０ａは、解析部２３１を含んで構成される。解析部２３１は、干渉光学系により生成された干渉光ＬＣの検出結果を解析することにより、ＶＣＣレンズ４７の調整を行うための調整量を求める。

解析部２３１による解析処理の例には、客観的に画質を評価するための指標を求める処理や、ユーザ（検者など）の主観的に画質を評価するための指標を求める処理などがある。解析部２３１は、解析処理により求められた指標に対応した円柱軸や円柱軸角度の補正量を特定することにより、ＶＣＣレンズ４７の調整を行うための調整量を求めることが可能である。

客観的に画質を評価するための指標を求める処理の例には、コントラストを求める処理や、鮮鋭度を求める処理などがある。コントラストを求める処理は、たとえば、画像全体や所定部位のＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）やＣＮＲ（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）を求め、求められたＳＮＲやＣＮＲのピーク値や平均値から指標を求める。鮮鋭度を求める処理は、たとえば、所定部位のエッジの近傍の鮮鋭な部分と不鮮鋭な部分とを求め、求められた不鮮鋭な部分の面積の大きさや、鮮鋭な部分から不鮮鋭な部分までの変化の度合いから指標を求める。

主観的に画質を評価するための指標を求める例には、被検眼の視覚特性をモデル化し、当該視覚特性にしたがって指標を求める処理などがある。被検眼の視覚特性の例には、画像のコントラストが大きいほどノイズ成分の視認性が低下する特性や、空間周波数が高いほどノイズ成分の視認性が低下する特性などがある。

主制御部２１１は、解析部２３１により求められた調整量に応じた制御信号を第１ＶＣＣ駆動部４７Ａに出力する。第１ＶＣＣ駆動部４７Ａは、この制御信号に応じてＶＣＣレンズ４７の円柱軸や円柱軸角度を変更させる。

この変形例によれば、第１実施形態と同様に、瞳孔における光束径が大きくなることにより、眼球および光学系からもたらされる乱視成分が大きくなっても、観察部位によっては円柱軸や円柱軸角度を補正することが可能となり、眼球の収差を高精度に補正することができる。

なお、この変形例において、解析部２３１は、干渉光学系により生成された干渉光ＬＣの検出結果に基づいて画像を形成し、形成された画像の画質を評価することにより、ＶＣＣレンズ４７を調整するための調整量を求めてもよい。

［効果］
この変形例に係る眼科撮影装置の効果について説明する。

この変形例に係る眼科撮影装置は、解析部２３１を含む。制御部２１０または主制御部２１１（制御部）は、被検眼Ｅの略同一の部位を信号光ＬＳによって反復的に走査するように干渉光学系を制御する。解析部２３１は、当該反復的な走査により取得される干渉光ＬＣの検出結果を解析することによりＶＣＣレンズ４７（第１光学素子）の調整量（第１調整量）を求める。主制御部２１１は、解析部２３１により求められた調整量に基づいてＶＣＣレンズ４７を制御する。

このような構成によれば、第１実施形態と同様に、簡素な構成で高い横分解能の画像の取得が可能な眼科撮影装置を提供することが可能となる。また、自動でＶＣＣレンズ４７の調整を行うことができるので、ユーザの手間をかけることなく高い分解能の画像の取得が可能となる。

＜第２実施形態＞
第１実施形態では、瞳共役位置にガルバノスキャナ４２が配置されているため、ＶＣＣレンズ４７が瞳共役位置の近傍に配置されている場合について説明したが、これに限定されるものではない。第２実施形態では、瞳共役位置をリレーするためのリレー光学系を設けることにより、ガルバノスキャナ４２及びＶＣＣレンズ４７が瞳共役位置に配置されている。

第２実施形態に係る眼科撮影装置の各部の構成は、第１実施形態に係る眼科撮影装置１の構成とほぼ同様である。以下では、第２実施形態に係る眼科撮影装置について、第１実施形態との相違点を中心に説明する。

図８に、第２実施形態に係るリレー光学系の構成例を示す。図８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。

この実施形態では、干渉光学系は、リレー光学系４８を含んで構成される。リレー光学系４８は、たとえば図１に示す構成において、ガルバノスキャナ４２とＶＣＣレンズ４７との間の信号光ＬＳの光軸に配置されている。リレー光学系４８は、瞳共役位置がリレーされるように信号光及びその戻り光をリレーする１以上のレンズを有する。ガルバノスキャナ４２は、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な第１共役位置に配置され、且つ、ＶＣＣレンズ４７は、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な第２共役位置に配置される。

これにより、ＶＣＣレンズ４７が瞳共役位置の近傍に配置される場合と比較して、配置位置のずれの影響を与えることなく、ＶＣＣレンズ４７により円柱軸や円柱軸角度を補正することが可能になる。

［効果］
この実施形態に係る眼科撮影装置の効果について説明する。

この実施形態に係る眼科撮影装置では、干渉光学系は、ガルバノスキャナ４２（走査部）と、リレー光学系４８とを含む。ガルバノスキャナ４２は、信号光ＬＳで被検眼Ｅを走査するために用いられる。リレー光学系４８は、ガルバノスキャナ４２とＶＣＣレンズ４７（第１光学素子）との間に配置される。ガルバノスキャナ４２は、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な第１共役位置に配置され、ＶＣＣレンズ４７は、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な第２共役位置に配置されている。

このような構成によれば、ガルバノスキャナ４２を瞳孔と光学的に共役な位置に配置しつつ、ＶＣＣレンズ４７もまた瞳孔と光学的に共役な位置に配置することが可能となる。これにより、瞳孔と光学的に共役な位置に対するＶＣＣレンズ４７の配置位置のずれの影響を与えることなく、円柱軸や円柱軸角度を高精度に補正することが可能になる。

＜第３実施形態＞
上記の実施形態では、ＯＣＴ計測により取得されたライブ画像を見ながら手動でＶＣＣレンズ４７の調整や、ＯＣＴ計測により取得された画像に基づいて自動でＶＣＣレンズ４７の調整を行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。第３実施形態では、撮影光学系を用いて取得された正面画像を用いてＶＣＣレンズ４７の調整が可能である。

第３実施形態に係る眼科撮影装置の各部の構成は、第１実施形態に係る眼科撮影装置１の構成とほぼ同様である。以下では、第３実施形態に係る眼科撮影装置について、第１実施形態との相違点を中心に説明する。

図９に、第３実施形態に係る眼科撮影装置の構成例を示す。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。

この実施形態に係る眼科撮影装置１ａの構成が第１実施形態に係る眼科撮影装置１の構成と異なる点は、撮影光学系にＶＣＣレンズ７０が配置された点である。より具体的には、眼科撮影装置１ａが有する眼底カメラユニット２ａの撮影光学系３０ａは、合焦レンズ３１とミラー３２との間に配置されたＶＣＣレンズ７０を有する。

ＶＣＣレンズ７０は、ＶＣＣレンズ４７と同様に、撮影光学系３０ａの光軸に配置され、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更する。ＶＣＣレンズ７０は、ＶＣＣレンズ４７と同様に、対向配置された２つの円柱レンズ（光学素子）を有し、２つの円柱レンズの相対位置を変更することにより円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更するように構成されている。この実施形態では、ＶＣＣレンズ７０は、ＶＣＣレンズ４７と同様に、図３の構成を有する。

ＶＣＣレンズ７０は、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置またはその近傍に配置されている。ＶＣＣレンズ７０が瞳孔と光学的に共役な位置の近傍に配置されている場合であっても、第１実施形態に係るＶＣＣレンズ４７と同様に、瞳共役位置に対するＶＣＣレンズ７０の配置位置のずれがＶＣＣレンズ７０により変更される円柱度や円柱軸角度に及ぼす影響は少ないと考えてよい。

撮影光学系３０ａは、この実施形態に係る「正面画像取得部」の一例である。

図１０に、第３実施形態に係る眼科撮影装置１ａの制御系の構成例のブロック図を示す。図１０において、図４と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

（制御部）
眼科撮影装置１ａの制御系は、眼科撮影装置１の制御系と同様に、制御部２１０を中心に構成される。この制御部２１０の主制御部２１１は、眼底カメラユニット２ａの合焦駆動部３１Ａ、光路長変更部４１、ガルバノスキャナ４２、ＯＣＴ合焦駆動部４３Ａ、第１ＶＣＣ駆動部４７Ａ及び第２ＶＣＣ駆動部７０Ａ、更にＯＣＴユニット１００の光源ユニット１０１、参照駆動部１１４Ａ、偏波コントローラ１０３、１１８、アッテネータ１２０、検出器１２５を制御する。

第２ＶＣＣ駆動部７０Ａは、第１ＶＣＣ駆動部４７Ａと同様に、撮影光学系３０ａの光軸を中心として２つの円柱レンズを互いに独立に回動させる。それにより、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つが変更される。

主制御部２１１は、ＶＣＣレンズ７０が所望の円柱度及び円柱軸角度を発生するように第２ＶＣＣ駆動部７０Ａに対して制御信号を出力する。それにより、第２ＶＣＣ駆動部７０Ａは、ＶＣＣレンズ７０の円柱軸や円柱軸角度を変更させる。また、主制御部２１１は、記憶部２１２に記憶された検眼データに基づいてＶＣＣレンズ７０を制御することが可能である。更に、主制御部２１１は、ＶＣＣレンズ７０の制御に連動してＶＣＣレンズ４７を制御することが可能である。

第３実施形態に係る眼科撮影装置１ａの動作についても第１実施形態に係る眼科撮影装置１の動作とほぼ同様である。以下では、第３実施形態に係る眼科撮影装置１ａの動作について、第１実施形態との相違点を中心に説明する。

第３実施形態に係る眼科撮影装置１ａでは、図５のＳ６において、主制御部２１１は、被検眼の正面画像のライブ画像を表示部２４０Ａに表示させつつ、操作部２４０Ｂに対してユーザが行った操作に応じてＶＣＣレンズ７０を制御することが可能である。被検眼の正面画像の例として、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）や、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）などがある。たとえば、主制御部２１１は、被検眼の正面画像をライブ画像として表示部２４０Ａに表示させる。主制御部２１１は、操作部２４０Ｂに対するユーザの操作を受けて、当該操作内容に応じて第２ＶＣＣ駆動部７０Ａを制御することにより、ＶＣＣレンズ７０の円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更させる。

また、主制御部２１１は、ＶＣＣレンズ７０の当該制御に応じて第１ＶＣＣ駆動部４７Ａを制御することにより、ＶＣＣレンズ４７の円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更させる。たとえば、記憶部２１２は、ＶＣＣレンズ７０に対する制御内容にＶＣＣレンズ４７に対する制御内容が関連付けられた制御情報をあらかじめ記憶する。主制御部２１１は、記憶部２１２に記憶された制御情報を参照することにより、ＶＣＣレンズ７０に対する制御に応じてＶＣＣレンズ４７を制御することができる。

これにより、ユーザは、表示部２４０Ａに表示された被検眼の正面画像を見ながら、操作部２４０ＢによりＶＣＣレンズ７０を制御することにより、この制御に連動してＶＣＣレンズ４７の円柱度や円柱軸角度を変更することが可能となる。

なお、第１ＶＣＣ駆動部４７Ａが、上記の制御情報を参照して、第２ＶＣＣ駆動部７０ＡによるＶＣＣレンズ７０に対する制御内容に応じたＶＣＣレンズ４７に対する制御内容を特定することにより、ＶＣＣレンズ４７を制御するようにしてもよい。

なお、この実施形態において、被検眼の正面画像は、ＣＣＤイメージセンサ３５や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である場合について説明したが、ＳＬＯやスリットランプや眼科手術用顕微鏡などの他の装置から取得された正面画像であってもよい。

［効果］
この実施形態に係る眼科撮影装置１ａの効果について説明する。

この実施形態に係る眼科撮影装置１ａは、操作部２４０Ｂと、撮影光学系３０ａ（正面画像取得部）とを含む。撮影光学系３０ａは、被検眼Ｅのライブ正面画像を取得するために用いられる。撮影光学系３０ａは、ＶＣＣレンズ７０（第２光学素子）を含む。ＶＣＣレンズ７０は、円柱度及び円柱軸の少なくとも１つを変更可能に構成されている。制御部２１０または主制御部２１１（制御部）は、撮影光学系３０ａにより取得されるライブ正面画像を表示部２４０Ａ（表示手段）に表示させる。主制御部２１１は、操作部２４０Ｂにより行われた操作に応じてＶＣＣレンズ７０を制御し、且つ、ＶＣＣレンズ７０の当該制御に応じてＶＣＣレンズ４７を制御する。

ＶＣＣレンズ７０は、対向配置された２つの円柱レンズ（光学素子）を有し、２つの円柱レンズの相対位置を変更することにより円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更するように構成されている。

このような構成によれば、ユーザは、表示部２４０Ａに表示された被検眼Ｅのライブ正面画像を見ながら、操作部２４０ＢによりＶＣＣレンズ７０を制御することにより、この制御に連動してＶＣＣレンズ４７の円柱度や円柱軸角度を変更することが可能となる。

＜第３実施形態の変形例＞
第３実施形態では、図５のＳ６において、被検眼Ｅのライブ正面画像を表示部２４０Ａに表示させつつ、手動でＶＣＣレンズ７０の調整を行うことによりＶＣＣレンズ４７の調整を行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。第３実施形態の変形例では、図５のＳ６において、自動でＶＣＣレンズ７０の調整を行うことによりＶＣＣレンズ４７の調整を行う。

第３実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の各部の構成は、第３実施形態に係る眼科撮影装置１ａの構成とほぼ同様である。以下では、この変形例に係る眼科撮影装置について、第３実施形態との相違点を中心に説明する。

この変形例に係るデータ処理部もまた、第１実施形態の変形例に係るデータ処理部２３０ａと同様に、解析部を含んで構成される。解析部は、撮影光学系３０ａにより取得されるライブ正面画像を解析することにより、ＶＣＣレンズ７０の調整を行うための第２調整量を求める。この解析部による解析処理は、たとえば、第１実施形態の変形例に係るデータ処理部２３０ａによる解析処理と同様である。主制御部２１１は、解析部により求められた第２調整量に応じた制御信号を第２ＶＣＣ駆動部７０Ａに出力することにより、ＶＣＣレンズ７０を制御する。

この実施形態では、記憶部２１２は、図１１に示すような制御情報をあらかじめ記憶する。この制御情報は、解析部により求められたＶＣＣレンズ７０の第２調整量にＶＣＣレンズ４７の第１調整量があらかじめ関連付けられた情報である。したがって、たとえば、調整量ＣＴ１ｂが求められると、これに対応した調整量ＣＴ１ａを特定することが可能であり、調整量ＣＴ２ｂが求められると、これに対応した調整量ＣＴ２ａを特定することが可能である。

主制御部２１１は、この制御情報を参照することにより、解析部により求められた第２調整量に対応した第１調整量を特定する。主制御部２１１は、特定された第１調整量に応じた制御信号を第１ＶＣＣ駆動部４７Ａに出力することにより、ＶＣＣレンズ４７を制御する。なお、たとえば調整量ＣＴ１ｂ、ＣＴ２ｂの間の第２調整量については、主制御部２１１は、調整量ＣＴ１ａ、ＣＴ２ａに対する公知の補間処理を用いることにより第１調整量を特定する。このように、主制御部２１１は、解析部により求められた第２調整量に基づいてＶＣＣレンズ７０を制御し、且つ、第２調整量に対応した第１調整量に基づいてＶＣＣレンズ４７を制御することが可能である。

第３実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の動作についても第３実施形態に係る眼科撮影装置の動作とほぼ同様である。以下では、第３実施形態の変形例に係る眼科撮影装置の動作について、第３実施形態との相違点を中心に説明する。

図１２に、図５のＳ６のフロー図の一例を示す。

（Ｓ１１）
ＶＣＣレンズ７０を調整する場合、解析部は、撮影光学系３０ａにより取得されるライブ正面画像を解析する。解析部による解析処理は、上記のように、事前に取得されたライブ正面画像に対して画質を評価するための指標を求める処理を含む。解析部は、解析処理により求められた指標に対応した円柱軸や円柱軸角度の補正量を特定することにより、ＶＣＣレンズ７０の調整を行うための第２の調整量を求める。たとえば、第２調整量は、あらかじめ設定された制御情報（たとえば、特定された指標に対して、ＶＣＣレンズ７０をどの方向にどれだけ調整するかを事前に計測した結果）を参照して決定することが可能である。

主制御部２１１は、解析部により求められた第２調整量に応じた制御信号を第２ＶＣＣ駆動部７０Ａに出力する。第２ＶＣＣ駆動部７０Ａは、制御信号に応じてＶＣＣレンズ７０の円柱軸や円柱軸角度を変更させる。これにより、撮影光学系３０ａにおいて円柱軸や円柱軸角度が補正される。

（Ｓ１２）
主制御部２１１は、図１１に示す制御情報を参照することにより、Ｓ１１において求められたＶＣＣレンズ７０の第２調整量に対応したＶＣＣレンズ４７の第１調整量を特定する。

（Ｓ１３）
主制御部２１１は、Ｓ１２において特定されたＶＣＣレンズ４７の第１調整量に応じた制御信号を第１ＶＣＣ駆動部４７Ａに出力する。第１ＶＣＣ駆動部４７は、制御信号に応じてＶＣＣレンズ４７の円柱軸や円柱軸角度を変更させる。これにより、干渉光学系で円柱軸や円柱軸角度が補正される。

以上のように、この変形例によれば、第３実施形態と同様に、瞳孔における光束径が大きくなることにより、眼球および光学系からもたらされる乱視成分が大きくなっても、観察部位によっては円柱軸や円柱軸角度を補正することが可能となり、眼球の収差を高精度に補正することができる。

［効果］
この変形例に係る眼科撮影装置の効果について説明する。

この変形例に係る眼科撮影装置は、撮影光学系３０ａ（正面画像取得部）を含む。撮影光学系３０ａは、被検眼Ｅのライブ正面画像を取得するために用いられる。撮影光学系３０ａは、ＶＣＣレンズ７０を含む。ＶＣＣレンズ７０は、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成されている。制御部２１０または主制御部２１１（制御部）は、解析部を含む。解析部は、撮影光学系３０ａにより取得されるライブ正面画像を解析することによりＶＣＣレンズ７０の第２調整量を求める。主制御部２１１は、解析部により求められた第２調整量に基づいてＶＣＣレンズ７０を制御し、且つ、第２調整量に対応した第１調整量に基づいてＶＣＣレンズ４７を制御する。

このような構成によれば、第３実施形態と同様に、簡素な構成で高い横分解能の画像の取得が可能な眼科撮影装置を提供することが可能となる。また、自動でＶＣＣレンズ４７、７０の調整を行うことができるので、ユーザの手間をかけることなく高い分解能の画像の取得が可能となる。

＜その他＞
上記の実施形態またはその変形例では、眼底に対してＯＣＴを行う場合について説明したが、これに限定されるものではない。たとえば、前眼部の所定の部位を解析するために、前眼部に対してＯＣＴを行う場合についても適用することができる。

上記の実施形態またはその変形例では、眼科撮影装置の外部に設けられたレフラクトメータにより計測された被検眼の検眼データを取得する場合について説明したが、これに限定されるものではない。たとえば、上記の実施形態またはその変形例に係る眼科撮影装置が上記のレフラクトメータの機能を備え、図５のＳ１において、当該レフラクトメータの機能を用いて被検眼の検眼データを取得することも可能である。

上記の実施形態またはその変形例では、ＶＣＣレンズにより円柱度や円柱軸角度を変更する場合について説明したが、これに限定されるものではない。たとえば、ＶＣＣレンズに代えて反射光学系により円柱度や円柱軸角度を変更してもよい。このような反射光学系の例として、可変形ミラーなどがある。また、ＶＣＣレンズに代えてチューナブルレンズ、液晶レンズ、一対のアルバレツレンズを設けることも可能である。

上記の実施形態またはその変形例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、たとえば、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。

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。

１、１ａ 眼科撮影装置
２、２ａ 眼底カメラユニット
１０ 照明光学系
３０、３０ａ 撮影光学系
４１ 光路長変更部
４２ ガルバノスキャナ
４７、７０ ＶＣＣレンズ
４７Ａ 第１ＶＣＣ駆動部
４８ リレー光学系
７０Ａ 第２ＶＣＣ駆動部
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、２３０ａ データ処理部
２３１ 解析部
２４０Ａ 表示部
２４０Ｂ 操作部
Ｅ 被検眼
Ｅｆ 眼底
ＬＳ 信号光
ＬＲ 参照光
ＬＣ 干渉光

Claims (9)

1. 光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第１光学素子を有する干渉光学系と、
   前記第１光学素子を制御する制御部と、
   前記干渉光学系による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、
   操作部と、
   を含み、
   前記制御部は、
   前記被検眼の略同一の部位を前記信号光によって反復的に走査するように前記干渉光学系を制御し、
   当該反復的な走査により取得される前記干渉光の検出結果に基づく前記被検眼のライブ画像を表示手段に表示させ、
   前記操作部により行われた操作に応じて前記第１光学素子を制御する、眼科撮影装置。
2. 光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第１光学素子を有する干渉光学系と、
   前記第１光学素子を制御する制御部と、
   前記干渉光学系による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、
   前記第１光学素子の第１調整量を求める解析部と、
   を含み、
   前記制御部は、前記被検眼の略同一の部位を前記信号光によって反復的に走査するように前記干渉光学系を制御し、
   前記解析部は、当該反復的な走査により取得される前記干渉光の検出結果を解析することにより前記第１光学素子の第１調整量を求め、
   前記制御部は、前記解析部により求められた前記第１調整量に基づいて前記第１光学素子を制御する、眼科撮影装置。
3. 光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第１光学素子を有する干渉光学系と、
   前記第１光学素子を制御する制御部と、
   前記干渉光学系による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、
   操作部と、
   前記被検眼のライブ正面画像を取得するための正面画像取得部と、
   を含み、
   前記正面画像取得部は、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第２光学素子を含み、
   前記制御部は、
   前記正面画像取得部により取得される前記ライブ正面画像を表示手段に表示させ、
   前記操作部により行われた操作に応じて前記第２光学素子を制御し、且つ、前記第２光学素子の当該制御に応じて前記第１光学素子を制御する、眼科撮影装置。
4. 光源からの光を信号光と参照光とに分割し、被検眼を経由した前記信号光と前記参照光との干渉光を検出する光学系であって、前記信号光の光路に配置され円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第１光学素子を有する干渉光学系と、
   前記第１光学素子を制御する制御部と、
   前記干渉光学系による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、
   前記被検眼のライブ正面画像を取得するための正面画像取得部と、
   を含み、
   前記正面画像取得部は、円柱度及び円柱軸角度の少なくとも１つを変更可能に構成された第２光学素子を含み、
   前記制御部は、
   前記正面画像取得部により取得される前記ライブ正面画像を解析することにより前記第２光学素子の第２調整量を求める解析部を含み、
   前記制御部は、
   前記解析部により求められた前記第２調整量に基づいて前記第２光学素子を制御し、且つ、前記第２調整量に対応した第１調整量に基づいて前記第１光学素子を制御する、眼科撮影装置。
5. 前記第２光学素子は、対向配置された２つの光学素子を有し、前記２つの光学素子の相対位置を変更することにより前記円柱度及び前記円柱軸角度の少なくとも１つを変更するように構成されている
   ことを特徴とする請求項３または請求項４に記載の眼科撮影装置。
6. 前記第２光学素子は、バリアブルクロスシリンダーレンズを含む
   ことを特徴とする請求項５に記載の眼科撮影装置。
7. 前記被検眼の焦点距離をｆとし、前記被検眼の瞳孔における光束径をＤとし、前記信号光の波長をλとしたとき、８００［ｎｍ］≦λ≦１６００［ｎｍ］において（４ｆλ）／（πＤ）≦１０［μｍ］を満たす
   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. 前記第１光学素子は、対向配置された２つの光学素子を有し、前記２つの光学素子の相対位置を変更することにより前記円柱度及び前記円柱軸角度の少なくとも１つを変更するように構成されている
   ことを特徴とする請求項１〜請求項７のいずれか一項に記載の眼科撮影装置。
9. 前記第１光学素子は、バリアブルクロスシリンダーレンズを含む
   ことを特徴とする請求項８に記載の眼科撮影装置。
   
   

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