JP2020049147A - 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】ＯＣＴ血管造影における繰り返し撮影レートを一定にする。【解決手段】実施形態の眼科撮影装置は、ＯＣＴスキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行し、データ取得部と画像形成部と制御部とを含む。データ取得部は、複数のスキャン点のそれぞれに対して、深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得する。画像形成部は、データ取得部により取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する。制御部は、複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるようにデータ取得部を制御する。【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構築する技術も実用化されている。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）。

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。

ＯＣＴ血管造影は、ＯＣＴモーションコントラスト撮影（ｍｏｔｉｏｎ ｃｏｎｔｒａｓｔ ｉｍａｇｉｎｇ）などとも呼ばれる。また、ＯＣＴ血管造影により取得される画像は、血管造影画像、アンジオグラム、モーションコントラスト画像などと呼ばれる。

典型的な従来のＯＣＴ血管造影では、既定サイズ（例えば、９ｍｍ×９ｍｍ）の３次元スキャンが適用され、眼底血管の３次元的分布を表現した画像が得られる。一方、より広範囲の血管造影画像を取得することが望まれている。眼底の広い範囲のＯＣＴデータを取得するための技術としてパノラマ撮影が知られている（例えば、特許文献２を参照）。

パノラマ撮影は、異なる複数の領域に３次元スキャンをそれぞれ適用し、それにより得られた複数の３次元画像を合成して広域画像を構築する画像化手法である。典型的には、互いに隣接する領域に重複領域が設定され、この重複領域を基準として隣接する画像の間の相対位置が決定される。また、異なる複数の領域に対する３次元スキャンの順次的適用は、典型的には、光スキャナの制御及び／又は固視位置の制御によって実現される。

パノラマ撮影によって取得された広域画像は、パノラマ画像、モザイク画像、モンタージュ画像などと呼ばれる。また、パノラマ撮影は、モンタージュ撮影などとも呼ばれる。また、モーションコントラスト技術で描出される対象は血流に限定されず、時間的に変化する任意の対象も描出される。また、ＯＣＴ血管造影に適用される３次元スキャンは、一般的にはラスタースキャンであるが、固視ずれの影響を低減するためにリサージュスキャン等が採用することもある（例えば、特許文献３を参照）。

特表２０１５−５１５８９４号公報 特開２００９−１８３３３２号公報 特開２０１８−６８５７８号公報

前述したように、ＯＣＴ血管造影では、同じ箇所を繰り返し撮影し、得られた時間的変化からモーションコントラスト画像を生成する。このとき、検出可能な流速の範囲は、繰り返し撮影のレートに依存する。繰り返し時間間隔が一定でない場合、検出可能な流速の範囲もまちまちとなる。その結果、或る箇所では低速の血流を検出可能であるが、他の箇所ではそれを検出できないといった不都合が生じる可能性がある。換言すると、流速に対する感度（流速感度）が一定にならず、描出されるべき血管が描出されないといった問題が起こるおそれがある。

また、ＯＣＴ血管造影の撮影範囲を広げる方法として前述のパノラマ撮影があるが、効率的に撮影を行うために、それぞれ３次元スキャンが適用される複数の領域のサイズや形状を不揃いにするといった工夫が施されることも想定される。

また、固視ずれの影響を低減するためにリサージュスキャンを採用するなど、ラスタースキャン以外の３次元スキャンモードが用いられる場合がある。

ここに挙げたいずれの場合においても、ＯＣＴ血管造影の適用範囲全体にわたって流速感度を合わせたり、相対的流速の算出を可能にするためには、繰り返し撮影レート（繰り返し時間間隔）を撮影範囲全体にわたって一定にする必要がある。

本発明の目的は、ＯＣＴ血管造影における繰り返し撮影レートを一定にするための技術を提供することにある。

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）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置であって、複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、前記複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得するデータ取得部と、前記データ取得部により取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する画像形成部と、前記複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように前記データ取得部を制御する制御部とを含む。

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、前記第１スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第１経路と、前記第２スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第２経路とを設定する第１設定部を更に含み、前記制御部は、前記第１設定部により設定された前記第１経路及び前記第２経路に基づいて前記データ取得部を制御する。

実施形態の第３の態様は、第２の態様の眼科撮影装置であって、前記第１設定部は、前記第１経路の長さである第１経路長と前記第２経路の長さである第２経路長とが略等しくなるように、前記第１経路及び前記第２経路を設定する。

実施形態の第４の態様は、第３の態様の眼科撮影装置であって、前記第１設定部は、前記第１経路におけるスキャン点間隔と前記第２経路におけるスキャン点間隔とを略等しい値に設定する。

実施形態の第５の態様は、第２〜第４の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、前記第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点であり、前記第１経路は前記第１スキャンラインであり、且つ、前記第２経路は前記第２スキャンラインであり、前記制御部は、前記第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、前記第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、前記データ取得部を制御する。

実施形態の第６の態様は、第２〜第５の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用し、前記第１スキャン点は前記第１領域におけるスキャン点であり、前記第２スキャン点は前記第２領域におけるスキャン点である。

実施形態の第７の態様は、第１の態様の眼科撮影装置であって、前記第１スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第１経路におけるスキャン点の配列である第１配列と、前記第２スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第２経路におけるスキャン点の配列である第２配列とを設定する第２設定部を更に含み、前記制御部は、前記第２設定部により設定された前記第１配列及び前記第２配列に基づいて前記データ取得部を制御する。

実施形態の第８の態様は、第７の態様の眼科撮影装置であって、前記第２設定部は、前記第１経路におけるスキャン点間隔と前記第２経路におけるスキャン点間隔とを互いに異なる値に設定する。

実施形態の第９の態様は、第８の態様の眼科撮影装置であって、前記第２設定部は、前記第１経路の長さである第１経路長と前記第２経路の長さである第２経路長とを互いに異なる値に設定する。

実施形態の第１０の態様は、第７〜第９の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記第２設定部は、前記第１経路におけるスキャン点の個数と前記第２経路におけるスキャン点の個数とを略等しい値に設定する。

実施形態の第１１の態様は、第７〜第１０の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、前記第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点であり、前記第１経路は前記第１スキャンラインであり、且つ、前記第２経路は前記第２スキャンラインであり、前記制御部は、前記第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、前記第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、前記データ取得部を制御する。

実施形態の第１２の態様は、第７〜第１１の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用し、前記第１スキャン点は前記第１領域におけるスキャン点であり、前記第２スキャン点は前記第２領域におけるスキャン点である。

実施形態の第１３の態様は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置を制御する方法であって、複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、前記複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得するデータ取得ステップと、前記データ取得ステップと並行して、前記複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように制御を行う制御ステップと、前記データ取得ステップにより取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する画像形成ステップとを含む。

実施形態の第１４の態様は、第１３の態様の制御方法をコンピュータに実行させるプログラムである。

実施形態の第１５の態様は、第１４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血管造影における繰り返し撮影レートを一定にすることができる。

例示的な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。 例示的な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。 例示的な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。 例示的な実施形態に係る眼科撮影装置が実行する処理の一例を説明するための概略図である。 例示的な実施形態に係る眼科撮影装置が実行する処理の一例を説明するための概略図である。

例示的な実施形態に係る眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体について、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、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り、ＯＣＴ血管造影を実行可能である。実施形態では眼底にＯＣＴ血管造影が適用されるが、ＯＣＴ血管造影の対象は眼底以外の部位（例えば前眼部）であってもよい。

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。ＯＣＴの種別はスウェプトソースＯＣＴには限定されず、例えばスペクトラルドメインＯＣＴであってもよい。

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。

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。

このように、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ＯＣＴ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ＯＣＴ手法である。なお、実施形態に利用することが可能なＯＣＴ手法はこれらに限定されず、これらと異なる任意のＯＣＴ手法（例えば、タイムドメインＯＣＴ）を利用した実施形態を採用することも可能である。

実施形態に係る眼科撮影装置は、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よいし、備えていなくてもよい。デジタル写真を取得する機能を有する眼科モダリティの典型的な例として、眼底カメラ、走査型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ）、スリットランプ顕微鏡、前眼部撮影カメラ、手術用顕微鏡などがある。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。なお、実施形態に利用可能な眼科モダリティはこれらに限定されず、また、眼科以外のモダリティを利用した実施形態を採用することも可能である。

本明細書においては、特に言及しない限り、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを区別しない。同様に、特に言及しない限り、被検眼の部位又は組織と、それを表す画像とを区別しない。

さて、実施形態は、ＯＣＴ血管造影における繰り返し撮影レートを一定にするための例示的な技術を提供する。一般に、ＯＣＴ血管造影ではＡスキャン速度（Ａスキャンの繰り返しレート）は一定である。そのため、例示的な実施形態は、繰り返し撮影レートを一定にするために、次のいずれかの方法を採用することができる：（１）任意の箇所に対してＡスキャンを適用してから同箇所に次のＡスキャンを適用するまでの間に行われるスキャンの経路の長さを一定にする；（２）Ａスキャンの配列を調整する。

〈構成〉
図１に示す例示的な眼科撮影装置１は、眼底カメラユニット２と、ＯＣＴユニット１００と、演算制御ユニット２００とを含む。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と、ＯＣＴを実行するための光学系や機構とが設けられている。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、各種の処理（演算、制御等）を実行するように構成された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が適用される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撮影装置１に設けられてもよい。

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が設けられている。取得される眼底Ｅｆのデジタル画像（眼底像、眼底写真等と呼ばれる）は、一般に、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、可視領域のフラッシュ光を用いた静止画像である。

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に照射された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に導かれる。被検眼Ｅ（例えば、眼底Ｅｆ）に投射された測定光の戻り光は、眼底カメラユニット２内の同じ光路を通じて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、凹面鏡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、リレーレンズ系１７、リレーレンズ１８、絞り１９、及びリレーレンズ系２０を経由して孔開きミラー２１に導かれる。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）を照明する。観察照明光の被検眼Ｅからの戻り光は、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、結像レンズ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、結像レンズ３７によりイメージセンサ３８の受光面に結像される。

液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）３９は固視標（固視標画像）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。固視標は、典型的には、視線の誘導及び固定に利用される。被検眼Ｅの視線が誘導（及び固定）される方向、つまり被検眼Ｅの固視が促される方向は、固視位置と呼ばれる。

ＬＣＤ３９の画面上における固視標画像の表示位置を変更することにより、固視標による被検眼Ｅの固視位置を変更することができる。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位置（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。

このような典型的な固視位置の少なくとも１つを指定するためのグラフィカルユーザーインターフェース（ＧＵＩ）等を設けることができる。また、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等を設けることができる。また、固視位置を自動で設定する構成を適用することも可能である。

固視位置の変更が可能な固視標を被検眼Ｅに提示するための構成は、ＬＣＤ等の表示デバイスには限定されない。例えば、複数の発光部（発光ダイオード等）がマトリクス状に配列されたデバイス（固視マトリクス）を、表示デバイスの代わりに採用することができる。この場合、複数の発光部を選択的に点灯させることにより、固視標による被検眼Ｅの固視位置を変更することができる。他の例として、移動可能な１以上の発光部を備えたデバイスによって、固視位置の変更が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。発光ダイオード（ＬＥＤ）５１から出力されたアライメント光は、絞り５２、絞り５３、及びリレーレンズ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の孔部を通過し、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２を介して被検眼Ｅに投射される。アライメント光の被検眼Ｅからの戻り光（角膜反射光等）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することができる。

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。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、フォーカス光学系６０は照明光学系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される。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を介して被検眼Ｅに投射される。フォーカス光の被検眼Ｅからの戻り光（眼底反射光等）は、アライメント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（スプリット指標像）に基づいてマニュアルフォーカシングやオートフォーカシングを実行できる。

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、視度補正レンズ７０及び７１を選択的に挿入することができる。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（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（凹レンズ）である。

ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用光路とＯＣＴ用光路（測定アーム）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。測定アームには、ＯＣＴユニット１００側から順に、コリメータレンズユニット４０、リトロリフレクタ４１、分散補償部材４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、光スキャナ４４、及びリレーレンズ４５が設けられている。

リトロリフレクタ４１は、図１に示す矢印の方向に移動可能とされ、それにより測定アームの長さが変更される。測定アーム長の変更は、例えば、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。

分散補償部材４２は、参照アームに配置された分散補償部材１１３（後述）とともに、測定光ＬＳの分散特性と参照光ＬＲの分散特性とを合わせるよう作用する。

ＯＣＴ合焦レンズ４３は、測定アームのフォーカス調整を行うために測定アームに沿って移動される。なお、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。

光スキャナ４４は、実質的に、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４４は、測定アームにより導かれる測定光ＬＳを偏向する。光スキャナ４４は、例えば、２次元走査が可能なガルバノスキャナである。典型的には、光スキャナ４４は、測定光を±ｘ方向に偏向するための１次元スキャナと、測定光を±ｙ方向に偏向するための１次元スキャナとを含む。この場合、例えば、これら１次元スキャナのいずれか一方が瞳孔と光学的に共役な位置に配置されるか、或いは、瞳孔と光学的に共役な位置がこれら１次元スキャナの間に配置される。

〈ＯＣＴユニット１００〉
図２に示す例示的な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、波長可変光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検眼Ｅに投射された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。干渉光の検出により得られたデータ（検出信号）は、干渉光のスペクトルを表す信号であり、演算制御ユニット２００に送られる。

光源ユニット１０１は、例えば、出射光の波長を高速で変化させる近赤外波長可変レーザーを含む。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。測定光ＬＳの光路は測定アームなどと呼ばれ、参照光ＬＲの光路は参照アームなどと呼ばれる。

ファイバカプラ１０５により生成された参照光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、リトロリフレクタ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、測定アームに配置された分散補償部材４２とともに、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。リトロリフレクタ１１４は、これに入射する参照光ＬＲの光路に沿って移動可能であり、それにより参照アームの長さが変更される。参照アーム長の変更は、例えば、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。

リトロリフレクタ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を通じてアッテネータ１２０に導かれてその光量が調整され、光ファイバ１２１を通じてファイバカプラ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を通じてコリメータレンズユニット４０に導かれて平行光束に変換され、リトロリフレクタ４１、分散補償部材４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、光スキャナ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に投射される。測定光ＬＳは、被検眼Ｅの様々な深さ位置において散乱・反射される。測定光ＬＳの被検眼Ｅからの戻り光は、測定アーム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、生成された干渉光を所定の分岐比（例えば１：１）で分岐することで一対の干渉光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を含む。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、これらにより得られた一対の検出信号の差分を出力する。検出器１２５は、この出力（差分信号等の検出信号）をデータ収集システム（ＤＡＱ）１３０に送る。

データ収集システム１３０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を分岐して２つの分岐光を生成し、これら分岐光の一方を光学的に遅延させ、これら分岐光を合成し、得られた合成光を検出し、その検出信号に基づいてクロックＫＣを生成する。データ収集システム１３０は、検出器１２５から入力される検出信号（差分信号）のサンプリングをクロックＫＣに基づいて実行する。データ収集システム１３０は、このサンプリングで得られたデータを演算制御ユニット２００に送る。

本例では、測定アーム長を変更するための要素（例えば、リトロリフレクタ４１）と、参照アーム長を変更するための要素（例えば、リトロリフレクタ１１４、又は参照ミラー）との双方が設けられているが、これら要素のうちの一方のみが設けられていてもよい。また、測定アーム長と参照アーム長との間の差（光路長差）を変更するための要素はこれらに限定されず、任意の要素（光学部材、機構など）を採用することが可能である。

〈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）、データ収集システム１３０により得られたサンプリングデータ群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）の構成の例を図３に示す。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２１０〉
制御部２１０は、プロセッサを含み、眼科撮影装置１の各部を制御する。制御部２１０は、主制御部２１１と記憶部２１２とを含む。

〈主制御部２１１〉
主制御部２１１は、プロセッサを含み、眼科撮影装置１の各要素（図１〜図３に示された要素を含む）を制御する。主制御部２１１は、回路を含むハードウェアと、制御ソフトウェアとの協働により実現される。

撮影光路に配置された撮影合焦レンズ３１と照明光路に配置されたフォーカス光学系６０とは、主制御部２１１の制御の下に、図示しない撮影合焦駆動部によって移動される。測定アームに設けられたリトロリフレクタ４１は、主制御部２１１の制御の下に、リトロリフレクタ（ＲＲ）駆動部４１Ａによって移動される。測定アームに配置されたＯＣＴ合焦レンズ４３は、主制御部２１１の制御の下に、ＯＣＴ合焦駆動部４３Ａによって移動される。測定アームに設けられた光スキャナ４４は、主制御部２１１の制御の下に動作する。参照アームに配置されたリトロリフレクタ１１４は、主制御部２１１の制御の下に、リトロリフレクタ（ＲＲ）駆動部１１４Ａによって移動される。これら駆動部のそれぞれは、主制御部２１１の制御の下に動作するパルスモータ等のアクチュエータを含む。

移動機構１５０は、例えば、少なくとも眼底カメラユニット２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、±ｘ方向（左右方向）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、±ｙ方向（上下方向）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、±ｚ方向（奥行き方向）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。これら移動機構のそれぞれは、主制御部２１１の制御の下に動作するパルスモータ等のアクチュエータを含む。

主制御部２１１は、後述の設定部２３１により設定された条件に基づいてＯＣＴスキャン（ＯＣＴ血管造影、パノラマＯＣＴ血管造影）を実行することができる。

〈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。

〈画像形成部２２０〉
画像形成部２２０は、データ収集システム１３０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。画像形成部２２０は、プロセッサを含む。画像形成部２２０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。

画像形成部２２０は、データ収集システム１３０により収集されたデータに基づいて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。

画像形成部２２０により形成される画像データは、ＯＣＴスキャンが適用されたエリアに配列された複数の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って形成された一群の画像データ（一群のＡスキャン画像データ）を含むデータセットである。

画像形成部２２０により形成される画像データは、例えば、１以上のＢスキャン画像データ、又は、複数のＢスキャン画像データを単一の３次元座標系に埋め込んで形成されたスタックデータなどである。画像形成部２２０は、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。スタックデータやボリュームデータは、３次元座標系により表現された３次元画像データの典型的な例である。

ＯＣＴ血管造影が実施される場合、主制御部２１１は、眼底Ｅｆの同じ領域を所定回数だけ繰り返しスキャンする。画像形成部２２０は、この繰り返しスキャンにおいてデータ収集システム１３０により収集されたデータセットに基づいて、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の血流に起因する干渉信号の時間的変化を強調して画像化した血管造影画像である。典型的には、眼底Ｅｆの３次元領域に対してＯＣＴ血管造影が適用され、眼底Ｅｆの血管の３次元的な分布を表す画像が得られる。

画像形成部２２０は、３次元画像データを加工することができる。例えば、画像形成部２２０は、３次元画像データにレンダリングを適用して新たな画像データを構築することができる。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、画像形成部２２０は、３次元画像データをｚ方向（Ａライン方向、深さ方向）に投影してプロジェクションデータを構築することができる。また、画像形成部２２０は、３次元画像データの一部をｚ方向に投影してシャドウグラムを構築することができる。なお、シャドウグラムを構築するために投影される３次元画像データの一部は、例えば、後述のセグメンテーションを利用して設定される。

ＯＣＴ血管造影が実施された場合、画像形成部２２０は、３次元血管造影画像データから、任意の２次元血管造影画像データ及び／又は任意の擬似的３次元血管造影画像データを構築することが可能である。例えば、画像形成部２２０は、３次元血管造影画像データ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次元血管造影画像データを構築することができる。また、画像形成部２２０は、３次元血管造影画像データにセグメンテーションを適用して特定されたスラブから正面画像を構築することが可能である。

〈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、ＯＣＴ画像データに画像処理や解析処理を適用することや、観察画像データ又は撮影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。

〈設定部２３１〉
データ処理部２３０は設定部２３１を含む。設定部２３１は、ＯＣＴ血管造影のためのスキャン条件を設定する。以下、眼科撮影装置１を用いて実施可能なＯＣＴ血管造影の例についてまず説明する。

ＯＣＴ血管造影では、Ａスキャンの適用対象となる複数のスキャン点が設定される。典型的なＯＣＴ血管造影では、互いに平行な複数のＢスキャンからなるラスタースキャンが採用され、各Ｂスキャンは複数のＡスキャンからなる。スキャン点は、Ａスキャンが適用される位置である。

眼科撮影装置１は、各スキャン点に対してＡスキャンを繰り返し適用することで、各スキャン点に対応する時系列データを取得する。各スキャン点に対するＡスキャンの繰り返し回数は、典型的には予め設定されており、例えば４回である。

ラスタースキャンが採用される場合のＯＣＴモーションコントラスト撮影の一例において、眼科撮影装置１は、一のスキャンラインに対するＯＣＴスキャン（Ｂスキャン）を所定回数連続して実行し、その後に、次のスキャンラインに対するＢスキャンを連続して所定回数実行する。本例では、このような反復的ＯＣＴスキャンが、ラスタースキャンを構成する複数のスキャンラインに対し、所定の順序にしたがって順次に適用される。すなわち、眼科撮影装置１は、ラスタースキャンを構成する複数のスキャンラインそれぞれを単位として繰り返しスキャンを実行してよい。

ラスタースキャンが採用される場合のＯＣＴモーションコントラスト撮影の他の例において、眼科撮影装置１は、２以上のスキャンラインからなるスキャンライン群を単位として繰り返しスキャンを行ってもよい。より具体的には、眼科撮影装置１は、一のスキャンライン群に含まれる２以上のスキャンラインに対してＯＣＴスキャン（Ｂスキャン）を順次に１回ずつ適用し、この順次的スキャンを所定回数実行する。その後、眼科撮影装置１は、次のスキャンライン群に対して同様のＯＣＴスキャンを適用する。本例では、このような反復的ＯＣＴスキャンが、ラスタースキャンに含まれる複数のスキャンライン群に対し、所定の順序にしたがって順次に適用される。これにより、ラスタースキャンを構成する各スキャンラインに対する反復的ＯＣＴスキャンが行われる。

以上に例示したようなＯＣＴモーションコントラスト撮影により、眼科撮影装置１は、各スキャン点に対応する時系列データを取得する。時系列データは、Ａスキャンの繰り返し回数に対応する個数のデータを含む。典型的な時系列データは、Ａスキャンの繰り返し回数と等しい個数のデータを含む。なお、ラスタースキャン以外のスキャンモードが採用される場合においても、同じ要領でＯＣＴモーションコントラスト撮影を実行することが可能である。

設定部２３１は、ＯＣＴモーションコントラスト撮影のためのスキャン条件を設定する。より具体的には、設定部２３１は、ＯＣＴモーションコントラスト撮影が適用される複数のスキャン点のそれぞれについて、一定の時間間隔でＯＣＴスキャンが繰り返し適用されるように、スキャン条件を設定する。

すなわち、設定部２３１は、ＯＣＴモーションコントラスト撮影が適用される複数のスキャン点のうちの任意の第１スキャン点に対する反復的ＯＣＴスキャンの時間間隔（繰り返し撮影レート）と、任意の第２スキャン点に対する繰り返し撮影レートとが略等しくなるように、スキャン条件を設定する。

これにより、第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と、第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが、略等しくなる。データ取得時間間隔は、時系列データに含まれる複数のデータの取得タイミングの差（間隔）であり、繰り返し撮影レートと同等のパラメータである。

なお、異なるスキャン点の間における繰り返し撮影レートの差（つまり、異なるスキャン点に対応するデータ取得時間間隔の差）はゼロである必要はなく、所定の目的を達成可能な範囲における誤差が許容される。所定の目的は、例えば、異なるスキャン点について同等の流速感度が得られること、異なるスキャン点について得られた流速同士を比較可能であること（つまり、相対的流速を算出できること）などであってよい。

前述したように、本実施形態では、スキャン点間における繰り返し撮影レートを一定化するスキャン条件を設定するために、次のいずれかの方法を採用することができる：（１）一のスキャン点にＡスキャンを適用してから同スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間に行われるスキャンの経路の長さを一定にする；（２）Ａスキャンの配列を調整する。なお、前述したように、Ａスキャン速度（Ａスキャンの繰り返しレート）は一定であるとする。つまり、一のＡスキャンと次のＡスキャンとの間の時間間隔は一定であるとする。

設定部２３１は、方法（１）に対応するスキャン条件及び方法（２）に対応するスキャン条件のいずれか一方又は双方を設定可能に構成されてよい。

方法（１）が採用される場合について説明する。一例として、ラスタースキャンがＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）（ｍ＝１，２，・・・，Ｍ）を含み、各スキャンラインＳＬ（ｍ）がＮ個のスキャン点ＳＰ（ｍ，ｎ）（ｎ＝１，２，・・・，Ｎ）を含むものとする。また、添字ｍはＢスキャンが適用される順序を示すものとし、添字ｎはＡスキャンが適用される順序を示すものとする。

ここで、Ｍ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）それぞれに含まれるスキャン点の個数は等しい（Ｎ個）。また、Ｍ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）それぞれの長さは等しくてもよいし、等しくなくてもよい。

スキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ１）を第１スキャン点とし、これと異なるスキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ２）を第２スキャン点とする。したがって、ｍ１≠ｍ２及びｎ１≠ｎ２のいずれか一方又は双方が満足される。

また、繰り返しスキャンは、スキャンラインＳＬ（ｍ）それぞれを単位として実行されるものとする。つまり、スキャンラインＳＬ（ｍ）に繰り返しスキャンを適用した後にスキャンラインＳＬ（ｍ＋１）に繰り返しスキャンが適用される（ｍ＝１，２，・・・，Ｍ−１）。なお、２以上のスキャンラインからなるスキャンライン群を単位として繰り返しスキャンを行う場合については説明は省略するが、以下と同様の処理を適用可能である。

第１スキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ１）にＡスキャンを適用してから第１スキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ１）に次のＡスキャンを適用するまでの期間には、スキャンラインＳＬ（ｍ１）に属する他のＮ−１個のスキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ）（ｎ＝１，２，・・・，Ｎ；ｎ≠ｎ１）に対するスキャンが行われる。よって、この期間に行われるスキャンの経路（第１経路）はスキャンラインＳＬ（ｍ１）であり、第１経路の長さはスキャンラインＳＬ（ｍ１）の長さに等しい。

同様に、第２スキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ２）にＡスキャンを適用してから第２スキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ２）に次のＡスキャンを適用するまでの期間には、スキャンラインＳＬ（ｍ２）に属する他のＮ−１個のスキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ）（ｎ＝１，２，・・・，Ｎ；ｎ≠ｎ２）に対するスキャンが行われる。よって、この期間に行われるスキャンの経路（第２経路）はスキャンラインＳＬ（ｍ２）であり、第２経路の長さはスキャンラインＳＬ（ｍ２）の長さに等しい。

方法（１）が採用される場合、設定部２３１は、以上の条件が満足されるように、第１経路（スキャンラインＳＬ（ｍ１））と第２経路（スキャンラインＳＬ（ｍ２））とを設定することができる。なお、ラスタースキャンに属するスキャン点の一部のみが上記条件を満足するようにスキャンラインを設定してもよいが、典型的には、全てのスキャン点が上記の条件を満足するように全てのスキャンラインを設定することができる。

本例において、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）の長さである第１経路長とスキャンラインＳＬ（ｍ２）の長さである第２経路長とが略等しくなるように、スキャンラインＳＬ（ｍ１）及びスキャンラインＳＬ（ｍ２）を設定することができる。典型的には、略等しい長さのＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）が設定される。

加えて、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）におけるスキャン点間隔とスキャンラインＳＬ（ｍ２）におけるスキャン点間隔とを略等しい値に設定することができる。すなわち、設定部２３１は、同じ個数のスキャン点が同じ間隔で配列されたスキャンラインＳＬ（ｍ１）とスキャンラインＳＬ（ｍ２）とを設定することができる。典型的には、同じ個数のスキャン点が同じ間隔で配列されたＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）が設定される。

眼科撮影装置１は、パノラマＯＣＴ血管造影を実行可能である。すなわち、眼科撮影装置１は、互いに異なる複数の領域にＯＣＴモーションコントラスト撮影をそれぞれ適用することで広域モーションコントラスト画像を構築することができる。広域モーションコントラスト画像は、複数の領域に対応する複数のモーションコントラスト画像を合成して得られるモザイク画像である。

前述したように、パノラマＯＣＴ血管造影の効率化を図るために、複数の領域の形態を不揃いにすることが考えられる。ここで、領域の形態の例として形状及び寸法がある。このように、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれＯＣＴモーションコントラスト撮影を適用する場合、第１領域に属するスキャン点を第１スキャン点とし、第２領域に属するスキャン点を第２スキャン点とすることができる。これにより、異なる領域に属するスキャンラインの長さを略等しくすることができる。

具体例を図４に示す。本例では、ｘｙ面において正方形状の全体領域が中心部分領域４１１と周辺部分領域４１２とに分割されている。典型的には、中心部分領域４１１は眼底Ｅｆの中心部に配置され、周辺部分領域４１２は眼底Ｅｆの周辺部に配置される。中心部分領域４１１は、ｘｙ面において正方形状である。周辺部分領域４１２は、ｘｙ面において２つの同心正方形により画定された形状である。中心部分領域４１１の外縁と周辺部分領域４１２の内縁とが共通である。

図４に示す各矢印は、１つのスキャンラインを示す。中心部分領域４１１の幅（辺の長さ）は、周辺部分領域４１２の外寸（外縁の辺の長さ）の半分である。中心部分領域４１１に適用されるスキャンモードは、中心部分領域４１１の幅と同じ長さを持つ複数のスキャンライン（Ｂスキャン）からなるラスタースキャンである。

周辺部分領域４１２についても、少なくとも図４において中心部分領域４１１よりも上方の領域は、中心部分領域４１１の幅と同じ長さを持つ複数のＢスキャンによってスキャンされる。なお、図４に示すように、１つのＢスキャンの終点が他のＢスキャンの始点に一致している。すなわち、中心部分領域４１１の幅と同じ長さを持つ複数のＢスキャンからなるラスタースキャンを２つ、Ｂスキャンに沿う方向（ラスタースキャンにおけるＢスキャン配列方向に直交する方向）に並べることによって、中心部分領域４１１の幅の２倍の外寸の周辺部分領域４１２（その一部）をスキャンしている。

このようにＢスキャン（スキャンライン）の長さを揃えることにより、スキャン点間における繰り返し撮影レートを一定にすることができ、異なるスキャン点について同等の流速感度を得ることができ、相対的流速の算出も可能になる。以上で、方法（１）が採用される場合の例の説明を終える。

また、眼底Ｅｆの中心部に中心部分領域４１１を配置し、且つ、眼底Ｅｆの周辺部に周辺部分領域４１２を配置することで、（ほぼ）一定のフォーカス条件（焦点位置、焦点距離）及び（ほぼ）一定のＯＣＴ光路長条件で中心部分領域４１１のスキャンを行うことができ、また、（ほぼ）一定のフォーカス条件及び（ほぼ）一定のＯＣＴ光路長条件で周辺部分領域４１２のスキャンを行うことができる。本例のように、眼底形状に応じて複数の領域を設定することで、パノラマＯＣＴ血管造影の効率化を図ることが可能になる。

次に、方法（２）が採用される場合について説明する。本例では、スキャン点間における繰り返し撮影レートを一定化するために、Ａスキャンの配列を調整する。以下、方法（１）の説明と同様に、ラスタースキャンがＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）（ｍ＝１，２，・・・，Ｍ）を含み、各スキャンラインＳＬ（ｍ）がＮ個のスキャン点ＳＰ（ｍ，ｎ）（ｎ＝１，２，・・・，Ｎ）を含むものとする。また、スキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ１）を第１スキャン点とし、これと異なるスキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ２）を第２スキャン点とする。

設定部２３１は、上記の第１経路（スキャンラインＳＬ（ｍ１））におけるスキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ）の配列である第１配列と、上記の第２経路（スキャンラインＳＬ（ｍ２））におけるスキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ）の配列である第２配列とを設定することができる。なお、ラスタースキャンに属するスキャン点の一部のみが上記条件を満足するようにスキャンラインを設定してもよいが、典型的には、全てのスキャン点が上記の条件を満足するようにスキャン点配列を設定することができる。

本例において、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）におけるスキャン点間隔とスキャンラインＳＬ（ｍ２）におけるスキャン点間隔とを互いに異なる値に設定することができる。

例えば、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）の長さとスキャンラインＳＬ（ｍ２）の長さとを互いに異なる値に設定することができる。

このようにスキャンラインＳＬ（ｍ１）の長さとスキャンラインＳＬ（ｍ２）の長さとが異なる場合に、スキャンラインＳＬ（ｍ１）に属するスキャン点の個数とスキャンラインＳＬ（ｍ２）に属するスキャン点の個数とを等しくすることができる。すなわち、設定部２３１は、同じ個数のスキャン点が互いに異なる間隔で配列されたスキャンラインＳＬ（ｍ１）とスキャンラインＳＬ（ｍ２）とを設定することができる。典型的には、同じ個数のスキャン点が異なる間隔で配列されたＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）が設定される。

より一般的に、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）におけるスキャン点の個数とスキャンラインＳＬ（ｍ２）におけるスキャン点の個数とを略等しい値に設定することができる。

パノラマＯＣＴ血管造影の効率化を図るために形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれＯＣＴモーションコントラスト撮影を適用する場合、第１領域に属するスキャン点を第１スキャン点とし、第２領域に属するスキャン点を第２スキャン点とすることができる。これにより、互いに異なる領域に属するスキャンラインにおけるスキャン点配列を調整することができる。例えば、互いに異なる領域に属するスキャンラインにおけるスキャン点の個数を等しくすることができる。

具体例を図５に示す。図４と同様の中心部分領域４１１及び周辺部分領域４１２を考慮する。中心部分領域４１１の幅（辺の長さ）は、周辺部分領域４１２の外寸（外縁の辺の長さ）の半分である。各矢印は、１つのスキャンラインを示す。スキャンライン上に配列された各黒丸は、１つのスキャン点を示す。

中心部分領域４１１に適用されるスキャンモードは、中心部分領域４１１の幅と同じ長さを持つ複数のスキャンライン（Ｂスキャン）からなるラスタースキャンである。各Ｂスキャンには、所定個数（Ｋ個）のスキャン点（Ａスキャン）が配列されている。

周辺部分領域４１２については、少なくとも図５において中心部分領域４１１よりも上方の領域は、周辺部分領域４１２の外寸と同じ長さを持つ複数のＢスキャンによってスキャンされる。各Ｂスキャンに属するＡスキャンの個数は、中心部分領域４１１におけるそれと同じでＫ個である。

前述したように、中心部分領域４１１の幅は、周辺部分領域４１２の外寸の半分であるから、中心部分領域４１１におけるＡスキャン密度は周辺部分領域４１２におけるＡスキャン密度の２倍であり、また、中心部分領域４１１におけるＡスキャン間隔は周辺部分領域４１２におけるスキャン間隔の半分である。

このように、長さが異なるスキャンラインに同じ個数のＡスキャンを設定することにより、スキャン点間における繰り返し撮影レートを一定にすることができ、異なるスキャン点について同等の流速感度を得ることができ、相対的流速の算出も可能になる。

なお、上記の例では、Ｂスキャン上に等間隔でスキャン点が配列されているが、実施形態はこれに限定されない。例えば、スキャン点が非等間隔に配列されたＢスキャンを設定することができる。ただし、非等間隔に配列されたスキャン点の個数は一定とされる。

スキャン点の密度の偏りは、例えば、眼底組織や病変部の位置に応じて設定されてよい。典型的には、黄斑や視神経乳頭、血管のような注目部位におけるスキャン点密度を相対的に高くし、他の箇所におけるスキャン点密度を相対的に低くすることができる。また、病変部におけるスキャン点密度を相対的に高くし、他の箇所におけるスキャン点密度を相対的に低くすることができる。以上で、方法（２）が採用される場合の例の説明を終える。

以上、ラスタースキャンを例に説明したが、本実施形態を適用可能なスキャンモードは、ラスタースキャンに限定されない。

例えば、同じ長さの複数のスキャンラインを設定可能である場合には、方法（１）に開示された方法を利用することができる。

他方、同じ長さの複数のスキャンラインを設定可能である場合などには、長さが異なる複数のスキャンラインを設定しつつ、各スキャンラインに属するスキャン点（Ａスキャン）の個数を同じにすることができる。すなわち、スキャンラインの長さの違いに応じて、スキャン点配列（配列間隔、密度など）を調整することが可能である。一例として、中が共通であり且つ径が異なる複数のサークルスキャンからなる同心円スキャンが適用される場合、これらサークルスキャンの長さ（円周）の比に基づいてこれらサークルスキャンそれぞれのスキャン点配列を設定することができる。ここで、サークルスキャンそれぞれに属するスキャン点の個数は等しい。

〈作用・効果〉
本実施形態に係る眼科撮影装置１の幾つかの作用及び幾つかの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）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行し、データ取得部と、画像形成部と、制御部とを含む。

データ取得部は、モーションコントラスト撮影における複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用する。それにより、データ取得部は、複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得する。上記の例において、データ取得部は、ＯＣＴユニット１００と、測定アームを構成する眼底カメラユニット２内の要素（リトロリフレクタ４１、ＯＣＴ合焦レンズ４３、光スキャナ４４、対物レンズ２２等）とを含む。

画像形成部は、データ取得部により取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する。上記の例において、画像形成部は画像形成部２２０を含む。

データ取得部は、複数のスキャン点のうちの第１スキャン点へのＡスキャンの反復適用により第１時系列データを取得する。また、複数のスキャン点のうち第１スキャン点とは異なる第２スキャン点へのＡスキャンの反復適用によって第２時系列データを取得する。

制御部は、第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるようにデータ取得部の制御を行う。上記の例において、制御部は主制御部２１１を含む。

画像形成部は、第１スキャン点に対応する１次元のモーションコントラスト画像を第１時系列データから形成し、第２スキャン点に対応する１次元のモーションコントラスト画像を第２時系列データから形成する。同様に、画像形成部は、複数のスキャン点のそれぞれに対応する１次元のモーションコントラスト画像を、当該スキャン点へのＡスキャンの反復適用によって取得された時系列データから形成する。このようにして得られた、複数のスキャン点に対応する複数の１次元モーションコントラスト画像から、２次元モーションコントラスト画像、３次元モーションコントラスト画像（スタックデータ、ボリュームデータ）、レンダリング正面画像などを構築することが可能である。

このような例示的な実施形態によれば、第１スキャン点に対してＡスキャンを適用する時間間隔（Ａスキャン適用レート）と、第２スキャン点に対するＡスキャン適用レートとを実質的に等しくすることができる。

なお、第１スキャン点及び第２スキャン点の２つの点だけでなく、複数のスキャン点の一部又は全部に対して、Ａスキャン適用レートを合わせることが可能である。

また、本実施形態に係る構成を適用可能なスキャンモードは、ラスタースキャンに限定されず、例えば前述した同心円スキャンのような任意のスキャンモードであってよい。

これによって、流速感度を一定化すること、及び、相対的流速を算出することが可能になる。

また、ＯＣＴ血管造影の撮影範囲を広げるためにパノラマ撮影を組み合わせる場合において、撮影の効率化を図るために複数の領域のサイズや形状を不揃いにする場合であっても、複数の領域における繰り返し撮影レートを合わせることが可能である。

繰り返し撮影レート（Ａスキャン適用レート）を合わせるために、以下に例示する構成のうちのいずれかを採用することが可能である。

例示的な実施形態において、第１スキャン点にＡスキャンを適用してから第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における、深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路を、第１経路とする。同様に、第２スキャン点にＡスキャンを適用してから第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における、深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路を、第２経路とする。例示的な実施形態に係る眼科撮影装置は、第１経路及び第２経路を設定する第１設定部を更に含んでいてよい。制御部は、第１設定部により設定された第１経路及び第２経路に基づいてデータ取得部を制御することができる。上記の例において、第１設定部は設定部２３１を含む。

例示的な実施形態において、第１設定部は、第１経路の長さ（第１経路長）と第２経路の長さ（第２経路長）とが略等しくなるように、第１経路及び第２経路を設定するように構成されていてよい。

これに加えて、第１設定部は、第１経路におけるスキャン点間隔と第２経路におけるスキャン点間隔とを略等しい値に設定するように構成されていてよい。

モーションコントラスト撮影における繰り返しスキャンを１本のスキャンラインを単位として行う場合、第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点である。また、第１経路は第１スキャンラインであり、且つ、第２経路は第２スキャンラインである。制御部は、第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、データ取得部を制御することができる。

なお、上記の例において説明したように、モーションコントラスト撮影における繰り返しスキャンを、２本以上のスキャンラインからなるスキャンライン群を単位として同様の処理を行うことも可能である。

形態が異なる複数の領域にパノラマＯＣＴ血管造影を適用する場合、データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用することできる。このとき、第１スキャン点は第１領域におけるスキャン点であり、第２スキャン点は第２領域におけるスキャン点である。

例示的な実施形態に係る眼科撮影装置は、第２設定部を更に含んでいてよい。なお、前述したように、第１スキャン点にＡスキャンを適用してから第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における、深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路を、第１経路とする。同様に、第２スキャン点にＡスキャンを適用してから第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における、深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路を、第２経路とする。第２設定部は、第１経路におけるスキャン点の配列（第１配列）と、第２経路におけるスキャン点の配列（第２配列）とを設定する。制御部は、第２設定部により設定された第１配列及び第２配列に基づいてデータ取得部を制御することができる。

例示的な実施形態において、第２設定部は、第１経路におけるスキャン点間隔と第２経路におけるスキャン点間隔とを互いに異なる値に設定するように構成されていてよい。例えば、第２設定部は、第１経路におけるスキャン点密度と第２経路におけるスキャン点密度とを互いに異なる値に設定するように構成されていてよい。

これに加えて、第２設定部は、第１経路の長さ（第１経路長）と第２経路の長さ（第２経路長）とを互いに異なる値に設定するように構成されていてよい。

また、例示的な実施形態において、第２設定部は、第１経路におけるスキャン点の個数と第２経路におけるスキャン点の個数とを略等しい値に設定するように構成されていてよい。

モーションコントラスト撮影における繰り返しスキャンを１本のスキャンラインを単位として行う場合、第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点である。また、第１経路は第１スキャンラインであり、且つ、第２経路は第２スキャンラインである。制御部は、第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、データ取得部を制御することができる。

なお、上記の例において説明したように、モーションコントラスト撮影における繰り返しスキャンを、２本以上のスキャンラインからなるスキャンライン群を単位として同様の処理を行うことも可能である。

形態が異なる複数の領域にパノラマＯＣＴ血管造影を適用する場合、データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用することができる。このとき、第１スキャン点は第１領域におけるスキャン点であり、第２スキャン点は第２領域におけるスキャン点である。

例示的な実施形態に係る眼科撮影装置の制御方法は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置を制御する方法であって、データ取得ステップと、制御ステップ、画像形成ステップとを含む。

データ取得ステップは、モーションコントラスト撮影における複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得する。

制御ステップは、データ取得ステップと並行して実行される。制御ステップは、複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように制御を行う。

画像形成ステップは、データ取得ステップにより取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する。

このような眼科撮影装置の制御方法をコンピュータ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、このような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
１００ ＯＣＴユニット
２１０ 制御部
２１１ 主制御部
２３０ データ処理部
２３１ 設定部

Claims (15)

1. 光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置であって、
   複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、前記複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得するデータ取得部と、
   前記データ取得部により取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する画像形成部と、
   前記複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように前記データ取得部を制御する制御部と
   を含む眼科撮影装置。
2. 前記第１スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第１経路と、前記第２スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第２経路とを設定する第１設定部を更に含み、
   前記制御部は、前記第１設定部により設定された前記第１経路及び前記第２経路に基づいて前記データ取得部を制御する
   ことを特徴とする請求項１の眼科撮影装置。
3. 前記第１設定部は、前記第１経路の長さである第１経路長と前記第２経路の長さである第２経路長とが略等しくなるように、前記第１経路及び前記第２経路を設定する
   ことを特徴とする請求項２の眼科撮影装置。
4. 前記第１設定部は、前記第１経路におけるスキャン点間隔と前記第２経路におけるスキャン点間隔とを略等しい値に設定する
   ことを特徴とする請求項３の眼科撮影装置。
5. 前記第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、前記第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点であり、
   前記第１経路は前記第１スキャンラインであり、且つ、前記第２経路は前記第２スキャンラインであり、
   前記制御部は、前記第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、前記第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、前記データ取得部を制御する
   ことを特徴とする請求項２〜４のいずれかの眼科撮影装置。
6. 前記データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用し、
   前記第１スキャン点は前記第１領域におけるスキャン点であり、前記第２スキャン点は前記第２領域におけるスキャン点である
   ことを特徴とする請求項２〜５のいずれかの眼科撮影装置。
7. 前記第１スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第１経路におけるスキャン点の配列である第１配列と、前記第２スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第２経路におけるスキャン点の配列である第２配列とを設定する第２設定部を更に含み、
   前記制御部は、前記第２設定部により設定された前記第１配列及び前記第２配列に基づいて前記データ取得部を制御する
   ことを特徴とする請求項１の眼科撮影装置。
8. 前記第２設定部は、前記第１経路におけるスキャン点間隔と前記第２経路におけるスキャン点間隔とを互いに異なる値に設定する
   ことを特徴とする請求項７の眼科撮影装置。
9. 前記第２設定部は、前記第１経路の長さである第１経路長と前記第２経路の長さである第２経路長とを互いに異なる値に設定する
   ことを特徴とする請求項８の眼科撮影装置。
10. 前記第２設定部は、前記第１経路におけるスキャン点の個数と前記第２経路におけるスキャン点の個数とを略等しい値に設定する
    ことを特徴とする請求項７〜９のいずれかの眼科撮影装置。
11. 前記第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、前記第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点であり、
    前記第１経路は前記第１スキャンラインであり、且つ、前記第２経路は前記第２スキャンラインであり、
    前記制御部は、前記第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、前記第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、前記データ取得部を制御する
    ことを特徴とする請求項７〜１０のいずれかの眼科撮影装置。
12. 前記データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用し、
    前記第１スキャン点は前記第１領域におけるスキャン点であり、前記第２スキャン点は前記第２領域におけるスキャン点である
    ことを特徴とする請求項７〜１１のいずれかの眼科撮影装置。
13. 光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置を制御する方法であって、
    複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、前記複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得するデータ取得ステップと、
    前記データ取得ステップと並行して、前記複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように制御を行う制御ステップと、
    前記データ取得ステップにより取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する画像形成ステップと
    を含む、眼科撮影装置の制御方法。
14. 請求項１３の制御方法をコンピュータに実行させるプログラム。
15. 請求項１４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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