JP2019054989A - 眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体 - Google Patents

Abstract

【課題】光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）血管造影で得られる画像の画質向上を図った、眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体を提供する。【解決手段】眼科撮影装置は、ＯＣＴを眼底に適用することが可能であり、データ収集部１３０とデータ処理部２３０とを含む。データ収集部は、予め設定されたスキャンライン群に対する一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、このスキャンライン群に含まれる各スキャンラインに対応するデータセットを収集する。データ処理部は、データ収集部により収集されたスキャンライン群に対応するデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成する。【選択図】図３

Description

本発明は、眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体に関する。

眼科分野において画像診断は重要な位置を占める。近年では光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）の活用が進んでいる。ＯＣＴは、被検眼のＢスキャン画像や３次元画像の取得だけでなく、Ｃスキャン画像やシャドウグラムなどの正面画像（ｅｎ−ｆａｃｅ画像）の取得にも利用されるようになってきている。また、被検眼の特定部位を強調した画像を取得することや、機能情報を取得することも行われている。

例えば、網膜血管や脈絡膜血管が強調された画像を形成するＯＣＴ血管造影（ＯＣＴ−Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）が注目を集めている（例えば特許文献１を参照）。ＯＣＴ血管造影では、眼底の同じ部位（同じ断面）が複数回スキャンされる。一般に、スキャン部位の組織（構造）は時間的に不変であるが、血管内部の血流部分は時間的に変化する。ＯＣＴ血管造影では、このような時間的変化が存在する部分（血流信号）を強調して画像を形成する。このような繰り返しスキャンと信号処理を複数の断面について実行することにより、眼底血管の３次元的分布を表現した画像が得られる。

一般に、従来のＯＣＴ血管造影では、眼底血管の３次元的分布を得るために、平行に配列され且つ順序付けられた複数のスキャンライン（典型的には、複数のＢスキャンラインである）を眼底上に設定し、これらラインを順次に所定回数ずつスキャンしている。すなわち、従来の一般的なＯＣＴ血管造影では、第１ラインを所定回数だけ連続的にスキャンした後に第２ラインのスキャンに移行し、第２ラインを所定回数だけ連続的にスキャンした後に第３ラインのスキャンに移行し、第３ラインを所定回数だけ連続的にスキャンした後に第４ラインのスキャンに移行し、・・・といった流れで複数のラインに対するスキャンを行っている。

一方、撮影時間の短縮や固視ズレの防止のために、ＯＣＴスキャンの高速化が進められている。上記のようなスキャンモードに高速スキャンを適用すると、各ラインに対する複数のスキャンの時間間隔が短くなり、それにより得られる複数のデータの間の差分も小さくなる。データ間の差分が血流の時間的変化に相当することを考慮すると、従来のスキャンモードに高速スキャンを適用した場合、血流の時間的変化を好適に検出できないおそれがある。特に、遅い血流を検出することは極めて困難と言える。その結果、血流が検出された領域とそれ以外の領域との間の差も小さくなり、信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ比）が低く不鮮明なアンジオグラムが得られてしまう。

特表２０１５−５１５８９４号公報

本発明の目的は、ＯＣＴ血管造影で得られる画像の画質向上を図ることにある。

実施形態の第１の態様は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を眼底に適用することが可能な眼科撮影装置であって、予め設定されたスキャンライン群に対する一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、前記スキャンライン群に含まれる各スキャンラインに対応するデータセットを収集するデータ収集部と、前記データ収集部により収集された前記スキャンライン群に対応するデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成するデータ処理部とを含む。

実施形態の第２の態様は、第１の態様の眼科撮影装置であって、前記スキャンライン群は、予め順序付けられた複数のスキャンラインを含み、前記データ収集部は、前記一連のＯＣＴスキャンとして、前記複数のスキャンラインを順次に１回ずつスキャンすることを特徴とする。

実施形態の第３の態様は、第１又は第２の態様の眼科撮影装置であって、前記データ収集部は、予め順序付けられた２以上のスキャンライン群に対して順次に一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、前記２以上のスキャンライン群のそれぞれに対応するデータセット群を収集し、前記データ処理部は、前記データ収集部により収集された前記２以上のスキャンライン群に対応する２以上のデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成することを特徴とする。

実施形態の第４の態様は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を眼底に適用することが可能な眼科撮影装置を制御する方法であって、予め設定されたスキャンライン群に対する一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、前記スキャンライン群に含まれる各スキャンラインに対応するデータセットを収集するステップと、収集された前記スキャンライン群に対応するデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成するステップとを含む。

実施形態の第５の態様は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を眼底に適用することが可能な眼科撮影装置に第４の態様の制御方法を実行させるプログラムである。

実施形態の第６の態様は、第５の態様のプログラムを記録したコンピュータ可読な非一時的記録媒体である。

実施形態によれば、ＯＣＴ血管造影で得られる画像の画質向上を図ることが可能である。

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。 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。 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。 比較例としての従来の３次元スキャンのパターンを表す概略図。 比較例としての従来の３次元スキャンのパターンを表す概略図。 比較例としての従来の３次元スキャンのパターンを表す概略図。 実施形態に係る眼科撮影装置により実行されるスキャンパターンの例を表す概略図。 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チャート。

本発明の幾つかの実施形態について図面を参照しながら詳細に説明する。実施形態の眼科撮影装置は、少なくとも光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を実行する機能を備えた眼科装置である。特に、実施形態の眼科撮影装置は、眼底のＯＣＴ血管造影に用いられる。

以下、スウェプトソースＯＣＴと眼底カメラとを組み合わせた眼科撮影装置について説明するが、実施形態はこれに限定されない。例えば、ＯＣＴの種別はスウェプトソースＯＣＴには限定されず、スペクトラルドメインＯＣＴ等であってもよい。ここで、スウェプトソースＯＣＴは、波長可変光源（波長掃引光源）からの光を測定光と参照光とに分割し、被検物からの測定光の戻り光を参照光と重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光をバランスドフォトダイオード等で検出し、波長の掃引及び測定光のスキャンに応じて収集された検出データにフーリエ変換等を施して画像を形成する手法である。一方、スペクトラルドメインＯＣＴは、低コヒーレンス光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検物からの測定光の戻り光を参照光と重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光のスペクトル分布を分光器で検出し、検出されたスペクトル分布にフーリエ変換等を施して画像を形成する手法である。換言すると、スウェプトソースＯＣＴは時分割でスペクトル分布を取得する手法であり、スペクトラルドメインＯＣＴは空間分割でスペクトル分布を取得する手法である。なお、実施形態に適用可能なＯＣＴの手法はこれらに限定されず、他の任意の手法（例えば、タイムドメインＯＣＴ）を適用することが可能である。

実施形態に係る眼科撮影装置は、眼底カメラのような被検眼の写真（デジタル写真）を取得する機能を備えていてもいなくてもよい。また、眼底カメラの代わりに、走査型レーザ検眼鏡（ＳＬＯ）や、スリットランプ顕微鏡や、前眼部撮影カメラや、手術用顕微鏡など、任意のモダリティが設けられてもよい。なお、眼底写真等の正面画像は、眼底の観察やスキャンエリアの設定やトラッキングなどに利用可能である。

〈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、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、従来の眼底カメラとほぼ同様の光学系が設けられている。ＯＣＴユニット１００には、ＯＣＴを実行するための光学系や機構が設けられている。演算制御ユニット２００はプロセッサを含む。被検者の顔を支持するための顎受けや額当てが、眼底カメラユニット２に対向する位置に設けられている。

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２〉
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や機構が設けられている。眼底Ｅｆを撮影して得られる画像（眼底像、眼底写真等と呼ばれる）には、観察画像や撮影画像がある。観察画像は、例えば、近赤外光を用いた動画撮影により得られる。撮影画像は、例えば、可視フラッシュ光を用いて得られるカラー画像若しくはモノクロ画像、又は近赤外フラッシュ光を用いて得られるモノクロ画像である。眼底カメラユニット２は、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であってよい。

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は、例えばハロゲンランプ又は発光ダイオード（ＬＥＤ）である。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により屈折されて被検眼Ｅ（特に眼底Ｅｆ）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を透過し、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、例えば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のピントが眼底Ｅｆに合っている場合には眼底Ｅｆの観察画像が得られ、ピントが前眼部に合っている場合には前眼部の観察画像が得られる。

撮影光源１５は、例えば、キセノンランプ又はＬＥＤを含む可視光源である。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ＣＣＤイメージセンサ３８の受光面に結像される。

液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）３９は、被検眼Ｅを固視させるための固視標を表示する。ＬＣＤ３９から出力された光束（固視光束）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の孔部を通過した固視光束は、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。なお、ＬＣＤ３９の代わりに、複数のＬＥＤが２次元的に配列されたマトリクスＬＥＤや、光源と可変絞り（液晶絞り等）との組み合わせなどを、固視光束生成手段として用いることができる。

眼底カメラユニット２には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。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。

アライメント光学系５０の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、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、撮影合焦レンズ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（２つの輝点からなるアライメント指標像）に基づき、従来と同様のマニュアルアライメントやオートアライメントを行うことができる。

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斜設される。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、スプリット視標板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（２つの輝線像からなるスプリット指標像）に基づき、従来と同様のマニュアルアライメントやオートアライメントを行うことができる。

撮影光学系３０は、視度補正レンズ７０及び７１を含む。視度補正レンズ７０及び７１は、孔開きミラー２１とダイクロイックミラー５５との間の撮影光路に選択的に挿入可能である。視度補正レンズ７０は、強度遠視を補正するためのプラス（＋）レンズであり、例えば＋２０Ｄ（ディオプター）の凸レンズである。視度補正レンズ７１は、強度近視を補正するためのマイナス（−）レンズであり、例えば−２０Ｄの凹レンズである。視度補正レンズ７０及び７１は、例えばターレット板に装着されている。ターレット板には、視度補正レンズ７０及び７１のいずれも適用しない場合のための孔部が形成されている。

ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用の光路とＯＣＴ用の光路とを合成する。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、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、例えば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用の光路を通過する測定光ＬＳの進行方向を変更する。それにより、被検眼Ｅが測定光ＬＳでスキャンされる。光スキャナ４２は、ｘｙ平面の任意方向に測定光ＬＳを偏向可能であり、例えば、測定光ＬＳをｘ方向に偏向するガルバノミラーと、ｙ方向に偏向するガルバノミラーとを含む。

〈ＯＣＴユニット１００〉
図２に例示するように、ＯＣＴユニット１００には、被検眼ＥのＯＣＴを実行するための光学系が設けられている。この光学系の構成は、従来のスウェプトソースＯＣＴと同様である。すなわち、この光学系は、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重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光を検出する干渉光学系を含む。干渉光学系により得られる検出結果（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ＯＣＴと同様に、出射光の波長を高速で変化させることが可能な波長可変光源を含む。波長可変光源は、例えば、近赤外レーザ光源である。

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。更に、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、入射した参照光ＬＲの進行方向を逆方向に折り返す。コーナーキューブ１１４に対する参照光ＬＲの入射方向と出射方向は互いに平行である。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。

図１及び図２に示す構成では、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が、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。

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を経由し、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とを重ね合わ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（Ｂａｌａｎｃｅｄ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）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有し、これらによる検出結果の差分を出力する。検出器１２５は、その検出結果（検出信号）をデータ収集システム（ＤＡＱ）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、波長可変光源により所定の波長範囲内で掃引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、例えば、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、検出器１２５から入力される検出信号をクロックＫＣに基づきサンプリングする。ＤＡＱ１３０は、検出器１２５からの検出信号のサンプリング結果を演算制御ユニット２００に送る。

〈演算制御ユニット２００〉
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。また、演算制御ユニット２００は、各種の演算処理を実行する。例えば、演算制御ユニット２００は、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の信号処理を施すことにより、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。そのための演算処理は、従来のスウェプトソースＯＣＴと同様である。

演算制御ユニット２００は、例えば、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む。ハードディスクドライブ等の記憶装置には各種のコンピュータプログラムが格納されている。演算制御ユニット２００は、操作デバイス、入力デバイス、表示デバイスなどを含んでいてもよい。

〈制御系〉
眼科撮影装置１の制御系（処理系）の構成例を図３に示す。

〈制御部２１０〉
制御部２１０は、眼科撮影装置１の各部を制御する。制御部２１０はプロセッサを含む。制御部２１０には、主制御部２１１と記憶部２１２とが設けられている。

〈主制御部２１１〉
主制御部２１１は各種の制御を行う。例えば、主制御部２１１は、撮影合焦レンズ３１、ＣＣＤイメージセンサ３５、ＣＣＤイメージセンサ３８、ＬＣＤ３９、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、フォーカス光学系６０、反射棒６７、光源ユニット１０１、参照駆動部１１４Ａ、検出器１２５、ＤＡＱ１３０などを制御する。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。

〈記憶部２１２〉
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、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情報や、左眼／右眼の識別情報や、電子カルテ情報などを含む。

〈データ処理部２３０〉
データ処理部２３０は、各種のデータ処理を実行する。例えば、データ処理部２３０は、ＤＡＱ１３０により収集されたデータに基づいて画像データを形成する。また、データ処理部２３０は、ＤＡＱ１３０により収集されたデータに処理（信号処理）を適用することや、ＤＡＱ１３０により収集されたデータから形成された画像データに画像処理や解析処理を適用することや、ＣＣＤイメージセンサ３５（又は、ＣＣＤイメージセンサ３８）から出力された画像データに画像処理や解析処理を適用することが可能である。データ処理部２３０は、例えば、プロセッサ及び専用回路基板の少なくともいずれかを含む。

データ処理部２３０は、図示しない画像形成プロセッサを含む。データ処理部２３０（画像形成プロセッサ）は、ＤＡＱ１３０からデータ処理部２３０に入力された検出信号のサンプリング結果に基づいて、眼底Ｅｆの断面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ＯＣＴと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）などの信号処理が含まれる。データ処理部２３０により形成される画像データは、スキャンラインに沿って配列された複数のＡライン（ｚ方向に沿うスキャンライン）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（一群のＡスキャン像データ）を含むデータセットである。

ＯＣＴ血管造影が実施される場合、データ処理部２３０は、所定回数だけ繰り返し行われたスキャンにより収集された検出データ（例えば、ＤＡＱ１３０からの検出信号群）に基づいて、モーションコントラスト画像を形成することができる。このモーションコントラスト画像は、眼底Ｅｆの血管が強調された血管造影画像（アンジオグラム）である。

ここで、従来のＯＣＴ血管造影に適用されていたスキャンパターンの典型的な例を説明する。ＯＣＴ血管造影では３次元スキャン（ラスタースキャン）が適用される。３次元スキャンは、互いに平行に配列された複数のスキャンラインに沿ったスキャンである。複数のスキャンラインは予め順序付けられており、この順序でスキャンが適用される。従来の３次元スキャンの例を図４Ａ、図４Ｂ及び図４Ｃに示す。

図４Ｂに示す従来の３次元スキャンは３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対して実行される。１本のスキャンラインＬｉ（ｉ＝１〜３２０）に沿った１回のスキャンはＢスキャンと呼ばれる。１つのＢスキャンは３２０個のＡスキャンからなる（図４Ａを参照）。Ａスキャンは１つのＡラインに対するスキャンである。つまり、Ａスキャンは、測定光ＬＳの入射方向（ｚ方向、深さ方向）に沿うＡラインに対するスキャンである。Ｂスキャンは、ｚ方向に直交するｘｙ面上のスキャンラインＬｉに沿って配列された３２０個のＡスキャンからなる。

この従来の３次元スキャンでは、スキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対するＢスキャンをその配列順序に応じて４回ずつ実行する。各スキャンラインＬｉに対する４回のＢスキャンはレペティションスキャンと呼ばれる。スキャンラインＬ１〜Ｌ３２０は、配列順序に応じて５本ずつの組に分類されている。この分類により得られる６４個の組のそれぞれはユニットと呼ばれ、各ユニットに対するスキャンをユニットスキャンと呼ぶ。ユニットスキャンは、５本のスキャンラインのそれぞれに対する４回のＢスキャン（つまり、全２０回のＢスキャン）からなる。

図４Ｃは、１つのユニットに対するスキャンの順序を示す。従来のＯＣＴ血管造影では、５本のスキャンラインＬ１〜Ｌ５を含む第１ユニット（＃１ Ｕｎｉｔ）について、まず、スキャンラインＬ１に対するＢスキャンを４回連続して実行した後に、スキャンラインＬ２に対するスキャンに移行し（点線で示すスキャンラインの切り替え）、スキャンラインＬ２に対するＢスキャンを４回連続して実行した後に、スキャンラインＬ３に対するスキャンに移行し、スキャンラインＬ３に対するＢスキャンを４回連続して実行した後に、スキャンラインＬ４に対するスキャンに移行し、スキャンラインＬ４に対するＢスキャンを４回連続して実行した後に、スキャンラインＬ５に対するスキャンに移行し、スキャンラインＬ５に対するＢスキャンを４回連続して実行している。

このようなパターンのスキャンを高速で実行すると、各スキャンラインＬｉのスキャンを連続的に４回行っているので、各スキャンラインＬｉに対する４回のスキャンの時間間隔が短くなり、血流の時間的変化を好適に検出できない。

これに対し、本実施形態では、例えば図５に示す順序で１つのユニットに対するスキャンが実行される。本例では、「スキャンラインＬ１に対するスキャンを１回行った後に、スキャンラインＬ２に対するスキャンに移行し（点線で示すスキャンラインの切り替え）、スキャンラインＬ２に対するスキャンを１回行った後に、スキャンラインＬ３に対するスキャンに移行し、スキャンラインＬ３に対するスキャンを１回行った後に、スキャンラインＬ４に対するスキャンに移行し、スキャンラインＬ４に対するスキャンを１回行った後に、スキャンラインＬ５に対するスキャンに移行し、スキャンラインＬ５に対するスキャンを１回行う」というスキャンシーケンスを４回繰り返すことによって、５本のスキャンラインＬ１〜Ｌ５のそれぞれに対して４回ずつスキャンを実行する。ここで、スキャンラインＬ５に対するスキャンを１回行った後には、スキャンラインＬ１に対するスキャンに移行する（波線で示すスキャンラインの切り替え）。なお、スキャンラインＬ５に対する４回目のスキャンを行った後には、次のユニット（第２ユニット：＃２ Ｕｎｉｔ）に対するスキャンに移行し、同様のスキャンパターン（スキャンシーケンス）が適用される。

このような本例のスキャンパターンでは、スキャンラインＬｉに対する第ｎ回目のスキャンと第ｎ＋１回目のスキャンとの間に、同じユニットに含まれる他の４つのスキャンラインに対するスキャンをそれぞれ１回ずつ実行するようになっている（ｎ＝１，２，３）。したがって、スキャンラインＬｉに対して連続的に４回スキャンを行う従来のスキャンパターンよりも、スキャンラインＬｉに対する４回のスキャンの時間間隔を長くすることができる。その結果、血流の時間的変化を好適に検出することが可能となる。例えば、本例によれば、従来技術では高速スキャンの適用時には検出できなかった遅い血流を検出することが可能となる。また、血流が検出された領域とそれ以外の領域との間の差を従来よりも大きくすることができ、従来よりもＳ／Ｎ比が高く鮮明なアンジオグラムを得ることが可能となる。

データ処理部２３０は、このようなスキャンパターンの適用によって収集されたデータをスキャンラインＬｉ毎のデータセット（時系列データ）に分類する。ここで、データセットには、４回のレペティションに対応する４つのＢスキャンデータが含まれている。４つのＢスキャンデータのそれぞれは、スキャンラインＬｉに対する１回のＢスキャンで収集されたデータである。

更に、データ処理部２３０は、各スキャンラインＬｉに対応するデータセットに基づいて当該スキャンラインＬｉに対応するモーションコントラスト画像を形成する。各スキャンラインＬｉに対応するモーションコントラスト画像は、このスキャンラインＬｉを含むＢスキャン面（縦断面）を表す２次元血管造影画像である。

モーションコントラスト画像を形成する処理は、従来のＯＣＴ血管造影と同様にして実行される。前述したように、本例では、スキャンラインＬｉに対応するデータセットに４つのＢスキャンデータが含まれている。各Ｂスキャンデータは、スキャンラインＬｉに対する１回のＢスキャンで収集されたデータである。

まず、データ処理部２３０は、各Ｂスキャンデータに基づいて、通常のＯＣＴ画像（３２０個のＡスキャン像データからなるＢスキャン画像）を形成する。それにより、スキャンラインＬｉに対応する４個のＢスキャン画像が得られる。

次に、データ処理部２３０は、４個のＢスキャン画像の間で変化している画像領域を特定する。この処理は、例えば、異なるＢスキャン画像の間の差分を求める処理を含む。各Ｂスキャン画像は、眼底Ｅｆの形態を表す輝度画像データであり、血管以外の部位に相当する画像領域は実質的に不変であると考えられる。一方、干渉信号に寄与する後方散乱が血流によってランダムに変化することを考慮すると、４個のＢスキャン画像の間で変化が生じた画像領域（例えば、差分がゼロでない画素、又は差分が所定閾値以上である画素）は血管領域であると推定することができる。

データ処理部２３０は、特定された血管領域内の画素に所定の画素値を付与する。この画素値は、例えば、比較的高い輝度値（表示時には明るく、白く表現される）や、疑似カラー値であってよい。なお、他の従来技術と同様に、ドップラーＯＣＴや画像処理を用いて血管領域を特定することも可能である。

このような処理により、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対応する３２０個の２次元血管造影画像が得られる。データ処理部２３０は、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０の配列にしたがって３２０個の２次元血管造影画像を配置する。この処理は、例えば、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０の配列順序及び配列間隔（スペーシング）に合わせて、３２０個の２次元血管造影画像を単一の３次元座標系に配置する（埋め込む）処理を含む。つまり、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０の配列に応じた３２０個の２次元血管造影画像のスタックデータを形成することができる。このスタックデータは、眼底Ｅｆの血管の３次元的な分布を表す画像（３次元血管造影画像）の例である。データ処理部２３０は、このスタックデータに補間処理等を施してボリュームデータ（ボクセルデータ）を形成することも可能である。

収集されたデータから血管造影画像を形成する処理は上記の例には限定されず、任意の公知技術を用いて血管造影画像を形成することが可能である。

データ処理部２３０は、３次元画像を加工することができる。例えば、データ処理部２３０は、３次元画像にレンダリングを適用することができる。レンダリングの手法としては、ボリュームレンダリング、最大値投影（ＭＩＰ）、最小値投影（ＭｉｎＩＰ）、サーフェスレンダリング、多断面再構成（ＭＰＲ）などがある。また、データ処理部２３０は、３次元画像の少なくとも一部をｚ方向（Ａライン方向、深さ方向）に投影することにより、プロジェクションデータやシャドウグラムを構築することができる。

データ処理部２３０は、任意の解析処理や画像処理を実行することができる。例えば、データ処理部２３０は、２次元断面像又は３次元画像にセグメンテーションを適用することができる。セグメンテーションは、画像中の部分領域を特定する処理である。本例では、眼底Ｅｆの所定組織に相当する画像領域を特定することができる。

ＯＣＴ血管造影において、データ処理部２３０は、３次元血管造影画像から、任意の２次元血管造影画像及び／又は任意の擬似的３次元血管造影画像を構築することが可能である。例えば、データ処理部２３０は、３次元血管造影画像に多断面再構成を適用することにより、眼底Ｅｆの任意の断面を表す２次元血管造影画像を構築することができる。

また、データ処理部２３０は、３次元血管造影画像にセグメンテーションを適用して眼底Ｅｆの所定組織に相当する画像領域を特定し、特定された画像領域をｚ方向に投影してシャドウグラム（正面血管造影画像）を構築することができる。正面血管造影画像の例として、眼底Ｅｆの任意の深さ領域（例えば、網膜浅部、網膜深部、脈絡膜毛細血管板、強膜など）に対応する正面画像や、眼底Ｅｆの所定組織（例えば、内境界膜、神経線維層、神経節細胞層、内網状層、内顆粒層、外網状層、外顆粒層、外境界膜、網膜色素上皮、ブルッフ膜、脈絡膜、脈絡膜強膜境界、強膜、これらのいずれかの一部、これらの少なくとも２以上の組み合わせなど）に対応する正面画像がある。

データ処理部２３０は、例えば、前述した画像形成プロセッサに加え、画像処理プロセッサや画像解析プロセッサを含む。画像形成プロセッサは、回路を含むハードウェアと、画像形成ソフトウェアとの協働により実現される。また、画像処理プロセッサは、回路を含むハードウェアと、画像処理ソフトウェアとの協働により実現される。また、画像解析プロセッサは、回路を含むハードウェアと、画像解析ソフトウェアとの協働により実現される。なお、本明細書において、「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の部位とそれを表す画像とを同一視することがある。

〈ユーザインターフェイス２４０〉
ユーザインターフェイス２４０は表示部２４１と操作部２４２とを含む。表示部２４１は表示装置３を含む。操作部２４２は各種の操作デバイスや入力デバイスを含む。ユーザインターフェイス２４０は、例えばタッチパネルのような表示機能と操作機能とが一体となったデバイスを含んでいてもよい。ユーザインターフェイス２４０の少なくとも一部を含まない実施形態を構築することも可能である。例えば、表示デバイスは、眼科撮影装置に接続された外部装置であってよい。

〈動作〉
本実施形態に係る眼科撮影装置１の動作について説明する。動作の例を図６に示す。なお、アライメント、フォーカス調整、干渉感度調整、ｚ位置調整など、一般的な準備処理は既に完了しているとする。

また、以下の動作例において実行されるＯＣＴ血管造影では、各々が５本のスキャンラインを含む６４個のユニットに分割された３次元スキャンパターン（ラスタースキャン）が予め設定される。各ユニットに含まれる５本のスキャンラインは、図４Ａに示すように予め順序付けられている。また、６４個のユニットについても、図４Ａに示すように予め順序付けられている。更に、各ユニットに対するスキャンには、図５に示すスキャン態様が適用される。

（Ｓ１：第Ｎユニットの１回目のスキャン）
まず、眼科撮影装置１は、第１番目のユニット（第１ユニット）に含まれる５本のスキャンラインＬ１〜Ｌ５に対して順次に１回ずつＢスキャンを行う。それにより、スキャンラインＬ１〜Ｌ５のそれぞれに対応する第１のＢスキャンデータが収集される。

（Ｓ２：第Ｎユニットの２回目のスキャン）
次に、眼科撮影装置１は、第１ユニットに含まれる５本のスキャンラインＬ１〜Ｌ５に対して順次に１回ずつＢスキャンを行う。それにより、スキャンラインＬ１〜Ｌ５のそれぞれに対応する第２のＢスキャンデータが収集される。

（Ｓ３：第Ｎユニットの３回目のスキャン）
次に、眼科撮影装置１は、第１ユニットに含まれる５本のスキャンラインＬ１〜Ｌ５に対して順次に１回ずつＢスキャンを行う。それにより、スキャンラインＬ１〜Ｌ５のそれぞれに対応する第３のＢスキャンデータが収集される。

（Ｓ４：第Ｎユニットの４回目のスキャン）
次に、眼科撮影装置１は、第１ユニットに含まれる５本のスキャンラインＬ１〜Ｌ５に対して順次に１回ずつＢスキャンを行う。それにより、スキャンラインＬ１〜Ｌ５のそれぞれに対応する第４のＢスキャンデータが収集される。

ステップＳ１〜Ｓ４により、第１ユニットに含まれる５本のスキャンラインＬ１〜Ｌ５のそれぞれについて、４つのＢスキャンデータからなるＢスキャンデータ群が取得される。

（Ｓ５：Ｎ＝６４？）
主制御部２１１は、ステップＳ１〜Ｓ４でスキャンが適用されたユニットの番号Ｎ（既定の順序を示す情報）が６４に等しいか判定する。ここで、Ｎは１から６４までの整数のいずれかである。Ｎが６４に等しくない場合、つまり、Ｎが６４よりも小さいと判定された場合（Ｓ５：Ｎｏ）、処理はステップＳ６に移行する。他方、Ｎが６４に等しいと判定された場合（Ｓ５：Ｙｅｓ）、処理はステップＳ７に移行する。

（Ｓ６：Ｎ＋１）
Ｎが６４よりも小さいと判定された場合（Ｓ５：Ｎｏ）、主制御部２１１は、ユニット番号Ｎをインクリメントする。すなわち、ステップＳ１〜Ｓ４でスキャンが適用されたユニットの番号Ｎに１を加える。それにより、眼科撮影装置１は、次のユニット（番号Ｎ＋１）に対するスキャンに移行する。

（Ｓ７：スキャン終了）
ステップＳ５において「Ｙｅｓ」と判定されるまでステップＳ１〜Ｓ６を繰り返し実行され、ＯＣＴスキャンは終了となる。このようなＯＣＴスキャンを実行することにより、６４個のユニットに含まれる３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対応する３２０個のＢスキャンデータ群が取得される。

（Ｓ８：各スキャンラインのアンジオグラムを形成）
データ処理部２３０は、各スキャンラインＬｉに対応するＢスキャンデータ群からアンジオグラムを形成する。このアンジオグラムは、このスキャンラインＬｉを通過するＢスキャン面を表すモーションコントラスト画像である。アンジオグラムを形成する処理は、従来と同様に、Ｂスキャンデータ群に関する除算処理、ログスケール変換、加算処理、平均値フィルタ処理などを含む。これにより、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対応する３２０個のアンジオグラムが取得される。

（Ｓ９：各スキャンラインのアンジオグラムをｚ方向に積算）
データ処理部２３０は、ステップＳ８で形成された３２０個のアンジオグラムのそれぞれに対して積算処理を適用する。この積算処理は、従来と同じ要領で実行されるｚ方向への投影処理である。

積算処理は、アンジオグラムの少なくとも一部に対して適用される。アンジオグラムの全体に対して積算処理を適用する場合、取得される積算画像はプロジェクション画像である。このプロジェクション画像は、ＯＣＴにより画像化された全ての深さ範囲にわたる血管の分布を表す

一方、アンジオグラムの一部に対して積算処理を適用する場合には、アンジオグラム（又はＢスキャンデータ）に対してセグメンテーションを適用して眼底Ｅｆの所定の深さ範囲に相当する画像領域を抽出し、抽出された画像領域に対して積算処理を適用する。これにより作成される積算画像は、眼底Ｅｆの所定の深さ範囲におけるシャドウグラムである。このシャドウグラムは、セグメンテーションにより抽出された深さ範囲における血管の分布を表す。

（Ｓ１０：スキャンラインの配列に応じて積算画像を配列）
データ処理部２３０は、ステップＳ９で作成された３２０個の積算画像（プロジェクション画像、又はシャドウグラム）を、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０の配列にしたがって並べる。それにより、３次元スキャンが適用された眼底Ｅｆの範囲における正面血管造影画像が得られる。

主制御部２１１は、形成された正面血管造形画像を表示部２４１に表示させることができる。また、主制御部２１１は、この正面血管造形画像を記憶部２１２に保存することや、図示しない通信インターフェイスを制御して外部装置に送信することや、図示しない記録装置を制御して記録媒体に記録させることが可能である。

〈作用・効果〉
本実施形態に係る眼科撮影装置の作用及び効果について説明する。

本実施形態に係る眼科撮影装置（１）は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を眼底に適用することが可能である。眼科撮影装置（１）は、データ収集部と、データ処理部とを含む。

データ収集部は、予め設定されたスキャンライン群に対する一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、このスキャンライン群に含まれる各スキャンラインに対応するデータセットを収集する。

上記の例では、データ収集部は、ＯＣＴを実行するための以下の要素を含む：ＯＣＴユニット１００；光路長変更部４１、光スキャナ４３、ＯＣＴ合焦レンズ４３等、測定アームを形成する要素；スキャン制御を実行する主制御部２１１）。

上記の例におけるデータ収集部は、予め設定されたスキャンライン群（５本のスキャンラインを含む１つのユニット）に対する一連のＯＣＴスキャン（５本のスキャンラインを１回ずつ順次にスキャンするＯＣＴスキャン）を４回繰り返し実行して、このスキャンライン群に含まれる各スキャンラインに対応するデータセット（各スキャンラインに対する４回のスキャンでそれぞれ収集されたＢスキャンデータ群（４つのＢスキャンデータ））を収集する。

データ処理部は、データ収集部により収集されたスキャンライン群に対応するデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成する。

上記の例におけるデータ処理部（２３０）は、データ収集部により収集されたスキャンライン群（５本のスキャンラインを含む１つのユニット）に対応するデータセット群（５本のスキャンラインに対応する５つのＢスキャンデータ群：このユニットに対応するＢスキャンデータ集合）に基づいてモーションコントラスト画像を形成する。このモーションコントラスト画像は、このユニットスキャンが適用された眼底Ｅｆの３次元領域を表す３次元血管造影画像である。

本実施形態において、スキャンライン群は、予め順序付けられた複数のスキャンラインを含んでいてよい。更に、データ収集部は、上記した一連のＯＣＴスキャンとして、複数のスキャンラインを順次に１回ずつスキャンするように構成されていてよい。

上記の例において、スキャンライン群（１つのユニット）は、予め順序付けられた複数のスキャンライン（５本のスキャンライン）を含む。更に、データ収集部は、一連のＯＣＴスキャンとして、５本のスキャンラインを順次に１回ずつスキャンしている。

なお、一連のスキャンは、複数のスキャンラインを順次に１回ずつスキャンするように構成されていなくてもよい。例えば、複数のスキャンラインを順次に２回ずつスキャンするように構成されていてよい。本実施形態におけるスキャンは、１つのスキャンラインに対する複数回のスキャン（レペティションスキャン）の全てを連続的に行わなければよい。例えば、上記の例では１つのスキャンラインＬｉを４回ずつスキャンするが、これら４回のスキャンを連続して行わなければよい。換言すると、１つのスキャンラインＬｉに対する４回のスキャンの間に、他のスキャンラインに対する少なくとも１回のスキャンを行うように構成されていれば十分である。

本実施形態において、データ収集部は、予め順序付けられた２以上のスキャンライン群に対して順次に一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、当該２以上のスキャンライン群のそれぞれに対応するデータセット群を収集するように構成されていてよい。更に、データ処理部は、データ収集部により収集された２以上のスキャンライン群に対応する２以上のデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成するように構成されていてよい。

上記の例において、データ収集部は、予め順序付けられた２以上のスキャンライン群（６４個のユニット）に対して順次に一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、当該２以上のスキャンライン群（６４個のユニット）のそれぞれに対応するデータセット群（各ユニットに含まれる５本のスキャンラインに対応する５つのＢスキャンデータ群：Ｂスキャンデータ集合）を収集するように構成されていてよい。更に、データ処理部（２３０）は、データ収集部により収集された２以上のスキャンライン群（６４個のユニット）に対応する２以上のデータセット群（６４個のＢスキャンデータ集合）に基づいてモーションコントラスト画像を形成する。このモーションコントラスト画像は、６４個のユニットを含む３次元スキャンが適用された眼底Ｅｆの３次元領域を表す３次元血管造影画像である。

このような本実施形態によれば、各スキャンラインに対する複数回のスキャンの時間間隔を従来よりも長くすることができ、それにより得られる複数のデータの間の差分を大きくすることができる。それにより、血流の時間的変化を好適に検出することが可能となる。例えば、従来技術では検出できなかった遅い血流を検出することができる。結果として、血流が検出された領域とそれ以外の領域との間の差を大きくすることができ、Ｓ／Ｎ比が高く鮮明なアンジオグラムを取得することが可能となる。

したがって、本実施形態によれば、ＯＣＴ血管造影におけるスキャンを高速化した場合であっても、比較的高画質のアンジオグラムを取得することが可能である。

本実施形態に係る眼科撮影装置に適用されている制御方法は、予め設定されたスキャンライン群に対する一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、このスキャンライン群に含まれる各スキャンラインに対応するデータセットを収集するステップ（収集ステップ）と、収集されたスキャンライン群に対応するデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成するステップ（画像形成ステップ）とを含む。

本制御方法において、スキャンライン群は、予め順序付けられた複数のスキャンラインを含んでいてよい。更に、収集ステップは、上記した一連のＯＣＴスキャンとして、複数のスキャンラインを順次に１回ずつスキャンするように行われてよい。

また、本制御方法において、収集ステップは、予め順序付けられた２以上のスキャンライン群に対して順次に一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、２以上のスキャンライン群のそれぞれに対応するデータセット群を収集するように行われてよい。更に、画像形成ステップは、収集された２以上のスキャンライン群に対応する２以上のデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成するように行われてよい。

本制御方法を本実施形態に係る眼科撮影装置に実行させるプログラムを作成することが可能である。また、プログラムを記録したコンピュータ可読な非一時的記録媒体を作成することが可能である。この非一時的記録媒体は任意の形態であってよく、その例として、磁気ディスク、光ディスク、光磁気ディスク、半導体メモリなどがある。

以上に説明した実施形態は本発明の一例に過ぎない。本発明を実施しようとする者は、本発明の要旨の範囲内における変形（省略、置換、付加等）を任意に施すことが可能である。

１ 眼科撮影装置
４２ 光スキャナ
１００ ＯＣＴユニット
２１０ 制御部
２１１ 主制御部
２３０ データ処理部

Claims (6)

1. 光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を眼底に適用することが可能な眼科撮影装置であって、
   予め設定されたスキャンライン群に対する一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、前記スキャンライン群に含まれる各スキャンラインに対応するデータセットを収集するデータ収集部と、
   前記データ収集部により収集された前記スキャンライン群に対応するデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成するデータ処理部と
   を含む眼科撮影装置。
2. 前記スキャンライン群は、予め順序付けられた複数のスキャンラインを含み、
   前記データ収集部は、前記一連のＯＣＴスキャンとして、前記複数のスキャンラインを順次に１回ずつスキャンする
   ことを特徴とする請求項１に記載の眼科撮影装置。
3. 前記データ収集部は、予め順序付けられた２以上のスキャンライン群に対して順次に一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、前記２以上のスキャンライン群のそれぞれに対応するデータセット群を収集し、
   前記データ処理部は、前記データ収集部により収集された前記２以上のスキャンライン群に対応する２以上のデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成する
   ことを特徴とする請求項１又は２に記載の眼科撮影装置。
4. 光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を眼底に適用することが可能な眼科撮影装置を制御する方法であって、
   予め設定されたスキャンライン群に対する一連のＯＣＴスキャンを繰り返し実行して、前記スキャンライン群に含まれる各スキャンラインに対応するデータセットを収集するステップと、
   収集された前記スキャンライン群に対応するデータセット群に基づいてモーションコントラスト画像を形成するステップと
   を含む、眼科撮影装置の制御方法。
5. 光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を眼底に適用することが可能な眼科撮影装置に請求項４に記載の制御方法を実行させるプログラム。
6. 請求項５に記載のプログラムを記録したコンピュータ可読な非一時的記録媒体。
   
   

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