JP2020099500A - 眼科撮影装置、該眼科撮影装置の制御方法、およびプログラム - Google Patents

眼科撮影装置、該眼科撮影装置の制御方法、およびプログラム Download PDF

Info

Publication number
JP2020099500A
JP2020099500A JP2018239370A JP2018239370A JP2020099500A JP 2020099500 A JP2020099500 A JP 2020099500A JP 2018239370 A JP2018239370 A JP 2018239370A JP 2018239370 A JP2018239370 A JP 2018239370A JP 2020099500 A JP2020099500 A JP 2020099500A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
light
interference signal
eye
wavelength band
control mode
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2018239370A
Other languages
English (en)
Inventor
航 坂川
Wataru Sakagawa
航 坂川
孝 那波
Takashi Naba
孝 那波
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Canon Inc
Original Assignee
Canon Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Canon Inc filed Critical Canon Inc
Priority to JP2018239370A priority Critical patent/JP2020099500A/ja
Publication of JP2020099500A publication Critical patent/JP2020099500A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Landscapes

  • Eye Examination Apparatus (AREA)

Abstract

【課題】眼底上のデータ取得位置間隔を維持したまま短い時間で撮影が可能な眼科撮影装置を提供する。【解決手段】光源と、光源が発した光より得た測定光を被検眼に照射する照射手段と、測定光の被検眼からの戻り光と測定光に対応する参照光との干渉光を受光する受光手段と、受光手段から、所定の空間密度且つ所定の繰り返し時間で干渉信号を取得する干渉信号取得手段と、取得された干渉信号に基づいて、被検眼の断層画像を生成可能な生成手段と、を備える眼科撮影装置に、被検眼から得られる情報を取得する情報取得手段と、少なくとも、所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間で干渉信号を取得する第１の制御モードと、所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で干渉信号を取得する第２の制御モードとのいずれかを、取得された情報に基づいて選択するモード選択手段を配する。【選択図】 図４

Description

本発明は、被検眼を撮影する眼科撮影装置、該眼科撮影装置の制御方法、およびプログラムに関する。
被検眼（例えば、眼底、前眼部、等）の断層画像が非侵襲で得られる眼科撮影装置として、低コヒーレント光を用いた光断層干渉計（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下ＯＣＴ）が知られている。このようなＯＣＴでは、例えば、測定光を眼底上で１次元走査させながら、ＯＣＴ光学系を用いて被検眼の深さ方向の情報を得ることにより、断層画像を得ている。ＯＣＴは、タイムドメインＯＣＴ（Ｔｉｍｅ ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）とフーリエドメインＯＣＴ（Ｆｏｕｒｉｅｒ ｄｏｍｅｉｎ ＯＣＴ）の２種に大別されている。更に、フーリエドメインＯＣＴには、スペクトラルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）とスウェプトソースＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）とがある。これらフーリエドメインＯＣＴは、光源から出射される広い波長帯域の光を利用し、光を分光して信号取得を行うものである。分光器により光を空間的に分光するものはＳＤ−ＯＣＴ、時間的に異なる波長の光を発する波長掃引光源を用いて光を時間的に分光するものはＳＳ−ＯＣＴと呼ばれている。
特開２０１１−１２０６５５号広報
一般的に、ＯＣＴの撮影では断層画像の取得にある程度の時間を要する。特に、被検眼の固視が安定しない場合、良好なデータを取得できるまで撮影が続くため、撮影時間が長くなる傾向がある。そのため被検者が負担を感じる場合がある。そこで、例えば特許文献１では、被検眼の固視が安定しない場合に、データの取得位置の間隔を広くして撮影時間を短くする技術が開示されている。しかし、ＯＣＴを用いて眼底の正面画像を観察する場合等、眼底上のデータ取得位置間隔を狭くした高精細な画像取得が要求され、データ取得間隔を維持しなければならないことも考えられる。
以上の状況に鑑みて、本発明はその目的の一つとして、眼底上のデータ取得位置間隔を維持したまま短い時間で撮影が可能な、ＯＣＴに例示される眼科撮影装置を提供する。
なお、上記目的に限らず、後述する発明を実施するための形態に示す各構成により導かれる作用効果であって、従来の技術によっては得られない作用効果を奏することも本発明の他の目的の一つとして位置付けることができる。
上記課題を解決するために、本発明の一態様に係る眼科撮影装置は、
光源と、
前記光源が発した光より得た測定光を被検眼に照射する照射手段と、
前記測定光の前記被検眼からの戻り光と、前記測定光に対応する参照光であって前記光源が発した光より得た参照光との干渉光を受光する受光手段と、
前記受光手段から、所定の空間密度、且つ所定の繰り返し時間で干渉信号を取得する干渉信号取得手段と、
前記取得された干渉信号に基づいて、前記被検眼の前記測定光が照射された位置の断層画像を生成可能な生成手段と、
前記被検眼から得られる情報を取得する情報取得手段と、
少なくとも、前記所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第１の制御モードと、前記所定の空間密度を維持して前記第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第２の制御モードとのいずれかを、前記取得された情報に基づいて選択するモード選択手段と、
を備えることを特徴とする。
本発明の目的の一つによれば、眼底上のデータ取得位置間隔を維持したまま短い時間で撮影が可能な、ＯＣＴに例示される眼科撮影装置を提供することができる。
本発明の実施形態１に係る眼科撮影装置の概略構成を示す模式図である。 図１に示す眼科撮影装置の機能ブロック図である。 図１におけるモニタに表示される画面の例を示す図である。 本発明の実施形態１における読み取り画素と干渉光の関係を示した図である。 本発明の実施形態１に係る眼科撮影装置の撮影処理のフローチャートである。 本発明の実施形態２に係る眼科撮影装置の概略構成を示す模式図である。 図６に示す眼科撮影装置の機能ブロック図である。 本発明の実施形態２に係る眼科撮影装置の撮影処理のフローチャートである。 実施形態２の変形例における光学系の概略構成を示す模式図である。 実施形態２の変形例に係る眼科撮影装置の機能ブロック図である。
以下、本発明を実施するための例示的な実施形態を、図面を参照して詳細に説明する。ただし、以下の実施形態で説明する寸法、材料、形状、および構成要素の相対的な位置等は任意であり、本発明が適用される装置の構成又は様々な条件に応じて変更できる。また、図面において、同一であるか又は機能的に類似している要素を示すために図面間で同じ参照符号を用いる。
［実施形態１］
本実施形態では、例えば眼底の移動量に応じて、Ａスキャン時間が異なる複数の制御モードのいずれかを選択する手段を有するＳＤ―ＯＣＴを、眼科撮影装置として例示する。本実施形態によれば、固視が安定しない被検眼に対しても、眼底上で所定の空間密度、即ち所定のデータ取得位置間隔を維持したままでＡスキャンを実行し、短時間での眼底撮影を可能とする。具体的には、被検眼に照射する測定光の波長帯域を変更し、所定の空間密度を維持した状態で、撮影時間を短縮する。
以下に、図１〜図５を参照して、本実施形態１について説明する。図１は、ＳＤ−ＯＣＴを含む、実施形態１に係る眼科撮影装置の概略構成を模式的に示している。また、図２は、図１に示す眼科撮影装置１０の概略的な機能構成を示す機能ブロック図である。更に、図３は、眼科撮影装置１０において眼底のプレビュー表示を行う際の表示画面の一例を示している。
＜眼科撮影装置の概略構成＞
図１に示すように、本実施形態に係る眼科撮影装置１０は、ＳＤ−ＯＣＴとして、光学ヘッド部１００、分光器１５０、制御装置２００、およびモニタ３００を備える。以下、図１および図２を参照して、光学ヘッド部１００、分光器１５０、および制御装置２００の構成を順に説明する。
＜光学ヘッド部１００および分光器１５０の構成＞
光学ヘッド部１００は、被検眼Ｅの前眼部Ｅａや、被検眼Ｅの眼底Ｅｒの２次元像および断層画像を撮像するための測定光学系を内蔵している。以下、光学ヘッド部１００の内部に配置される構成について説明する。
光学ヘッド部１００における被検眼Ｅに対向する位置に、対物レンズ１０１−１が設置されている。対物レンズ１０１−１の光軸上には、第１ダイクロイックミラー１０２および第２ダイクロイックミラー１０３が配置され、これらによって被検眼からの光路が分岐される。即ち、被検眼からの光路は、これら光学部材により、ＯＣＴ光学系の測定光路Ｌ１、眼底観察光路と固視灯光路Ｌ２、および前眼観察光路Ｌ３に波長帯域ごとに分岐される。
より詳細には、第１ダイクロイックミラー１０２の透過方向に前眼観察光路Ｌ３が配置され、反射方向に第２ダイクロイックミラー１０３が配置される。第２ダイクロイックミラー１０３の透過方向に測定光路Ｌ１が配置され、反射方向に眼底観察光路と固視灯光路Ｌ２が配置される。なお、これら光路の配置は例示であって、各々のダイクロイックミラーの透過方向および反射方向に配置される光路は適宜入れ替えることができる。
光路Ｌ２は、更に第３ダイクロイックミラー１１８によって、眼底観察用のＡＰＤ（アバランシェフォトダイオード）１１５に至る光路と、固視灯１１６へ至る光路とに、波長帯域ごとに分岐される。光路Ｌ２上には、第２ダイクロイックミラー１０３より順に、レンズ１０１−２、Ｘスキャナ１１７−１、Ｙスキャナ１１７−２、レンズ１１１，１１２、および第３ダイクロイックミラー１１８が配置される。レンズ１１１は、固視灯および眼底観察用の合焦調整のため、モータ等からなるフォーカス駆動手段１７１（図２参照）によって、図中矢印にて示す光軸方向に駆動される。第３ダイクロイックミラー１１８の透過方向に配置されるＡＰＤ１１５は、不図示の眼底観察用照明光源が発する照明光の波長、具体的には７８０ｎｍ付近に感度を持つ。一方、第３ダイクロイックミラー１１８の反射方向に配置される固視灯１１６は、可視光を発生して被検者の固視を促す。
照明光用の走査部を構成するＸスキャナ１１７−１およびＹスキャナ１１７−２は、上述した照明光を、各々被検眼Ｅの眼底Ｅｒ上で、主走査方向と、該主走査方向と交差する副走査方向とに走査する。レンズ１０１−２は、Ｘスキャナ１１７−１とＹスキャナ１１７−２の中心位置付近を焦点位置として配置されている。なお、本実施形態では、例えばＸスキャナ１１７−１は、共振型のミラーで構成されているが、ポリゴンミラーで構成されていてもよい。これらスキャナは、走査速度等の要求される走査条件に応じて、適宜変更することができる。また、走査部として、ＭＥＭＳ等の任意の方向に光を走査可能な単一のスキャナを用いてもよい。Ｘスキャナ１１７−１とＹスキャナ１１７−２の中心位置付近と、被検眼Ｅの瞳の位置は光学的に共役関係となるように構成されている。
また、ＡＰＤ（アバランシェフォトダイオード）１１５は、シングルディテクターであり、眼底Ｅｒから散乱・反射され戻ってきた光を検出する。第３ダイクロイックミラー１１８は、穴あきミラーや、中空のミラーが蒸着されたプリズムであり、照明光と、眼底Ｅｒからの戻り光とを分離する。
前眼観察光路Ｌ３には、第１ダイクロイックミラー１０２から順に、レンズ１４１、および前眼観察用の赤外線ＣＣＤ１４２が配置されている。この赤外線ＣＣＤ１４２は、不図示の前眼観察用照明光の波長、具体的には９７０ｎｍ付近に感度を持つ。
測定光路Ｌ１は、前述の通りＯＣＴ光学系を成しており、被検眼の眼底Ｅｒの断層画像を撮像するために使用される。より具体的には断層画像を形成するための干渉信号を得るために使用される。ＯＣＴ光学系は、第２ダイクロイックミラー１０３より順に配置される、レンズ１０１−３、ミラー１２１、走査部、およびレンズ１２３，１２４を有する。走査部は、測定光を被検眼の眼底Ｅｒ上で走査するために機能するＯＣＴＸスキャナ１２２−１と、ＯＣＴＹスキャナ１２２−２とを含む。ＯＣＴＸスキャナ１２２−１およびＯＣＴＹスキャナ１２２−２は、その中心位置付近がレンズ１０１−３の焦点位置となるように配置され、該中心位置付近と被検眼Ｅの瞳の位置とは光学的な共役関係となっている。なお、本実施形態では、ＯＣＴＸスキャナ１２２−１およびＯＣＴＹスキャナ１２２−２として、ガルバノスキャナ又は共振スキャナを用いることとしている。しかし、走査速度等の要求される走査条件に応じて、適宜変更することができる。また、走査部として、ＭＥＭＳ等の任意の方向に光を走査可能な単一のスキャナを用いてもよい。
レンズ１２３，１２４のうちのレンズ１２３は、測定光の眼底Ｅｒへの合焦調整のため、モータ等からなるフォーカス駆動手段１７１（図２参照）によって、図中矢印にて示す光軸方向に駆動される。レンズ１２４の被検眼Ｅ側とは逆の側には、後述する光ファイバ１２５−２の出射端部が配置される。後述する光源１３０の出射光から得られる測定光は該光ファイバ１２５−２の出射端部から出射され、レンズ１２４に入射する。レンズ１２４の合焦調整によって、被検眼Ｅの眼底Ｅｒに光源１３０の像を結像させることができ、また眼底Ｅｒからの戻り光を光ファイバ１２５−２に効率良く戻すことができる。
次に、光源１３０の周辺について説明する。光源１３０は代表的な低コヒーレント光源であるＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）である。中心波長は約８５０ｎｍ、波長バンド幅は約１００ｎｍである。ここで、バンド幅は、得られる断層画像の光軸方向の分解能に影響するため、重要なパラメータである。また、光源の種類は、ここではＳＬＤを選択したが、低コヒーレント光が出射できればよく、ＡＳＥ（Ａｍｐｌｉｆｉｅｄ Ｓｐｏｎｔａｎｅｏｕｓ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ）等も用いることができる。中心波長は眼を測定することを鑑みると、近赤外光が適切である。また、中心波長は得られる断層画像の横方向の分解能に影響するため、なるべく短波長であることが望ましい。双方の理由から、本実施形態では、中心波長８５０ｎｍの光を出射する測定光源を用いることとした。
本実施形態において、光源１３０は出射光の波長分布を変更可能とされる。波長分布の変更は、例えば、光源１３０を異なる波長分布を持つ複数の光源から構成し、各々の光源の出力光量を制御することにより、行うことができる。例えば、光源１３０が低波長側に対応する光源と高波長側に対応する光源とからなる場合、高波長側の光源を停止させ、低波長側の光源のみを用いることで、波長帯域が半分の光が得られる。なお、光源１３０の波長帯域の分布制御に関しては後述する。
次に、光源１３０からの光路と参照光学系、分光器１５０の構成について説明する。光源１３０、光カプラー１２５、光ファイバ１２５−１〜４、レンズ１３１、分散補償用ガラス１３２、参照ミラー１３３、および分光器１５０によってマイケルソン干渉系が構成されている。光ファイバ１２５−１〜４は、光カプラー１２５に接続されて一体化しているシングルモードの光ファイバである。
光源１３０から出射された光は光ファイバ１２５−１を通じ、光カプラー１２５を介して光ファイバ１２５−２側の測定光と、光ファイバ１２５−３側の参照光とに分割される。測定光は前述のＯＣＴ光学系を構成する測定光路Ｌ１を通じ、観察対象である被検眼Ｅの眼底Ｅｒに照射される。照射された測定光は、網膜による反射や散乱により同じ光路を通じて光カプラー１２５に到達する。
一方、参照光は光ファイバ１２５−３を介して参照光学系に導かれる。参照光学系は、レンズ１３１、分散補償用ガラス１３２、および参照ミラー１３３を有する。参照光は、レンズ１３１、分散補償用ガラス１３２を介して参照ミラー１３３に到達し反射される。そして、同じ光路を戻り、光カプラー１２５に到達する。光カプラー１２５によって、測定光と参照光とが合波され干渉光となる。ここで、測定光の光路長と参照光の光路長とがほぼ同一となったときに干渉が生じる。参照ミラー１３３は、ミラー駆動手段１７３（図２参照）に制御されるモータおよび駆動機構によって、図中矢印で示す光軸方向に位置を調整可能に保持される。干渉光は光ファイバ１２５−４を介して分光器１５０に導かれる。
分光器１５０は、レンズ１５１、回折格子１５２、レンズ１５３、およびラインセンサ１５４を備えている。光ファイバ１２５−４から出射された干渉光はレンズ１５１を介して略平行光とされた後、回折格子１５２で分光され、レンズ１５３によってラインセンサ１５４に結像される。ラインセンサ１５４は複数の読み取り画素、すなわち受光エレメントが１列に並んだ構成になっており、所定のクロックに応じて、サンプリング部２１０（図２参照）が全画素を一括で読み出すことができる。また、読取り画素を限定することも可能である。読取り画素が少ないほど短時間でサンプリングを行うことができ、フレームレートを上げることができる。
なお、本実施形態においてラインセンサ１５４は光学ヘッド部１００と別に配置されているが、光学ヘッド部１００に設けられていてもよい。更に、ＯＣＴ光学系では、分割手段としてカプラーを使用したファイバ光学系を用いているが、コリメータとビームスプリッタを使用した空間光学系を用いてもよい。また、ＯＣＴ光学系の構成は、上述した構成に限られず、ＯＣＴ光学系に含まれる構成の一部をＯＣＴ光学系と別体の構成としてもよい。更に、ＯＣＴ光学系の干渉計としてマイケルソン型干渉計の構成を用いているが、干渉計の構成はこれに限られない。例えば、ＯＣＴ光学系の干渉計はマッハツェンダー型干渉計の構成を有していてもよい。
以上の構成を有する光学ヘッド部１００は、更にヘッド駆動手段１４０を備えている。ヘッド駆動手段１４０は、不図示の３つのモータから構成されており、光学ヘッド部１００を被検眼Ｅに対して３次元（Ｘ、Ｙ、Ｚ）方向に移動可能となるように構成されている。これにより、被検眼Ｅに対する光学ヘッド部１００のアライメントが可能となっている。
＜制御装置２００の構成＞
次に、本実施形態に係る眼科撮影装置１０の概略的な機能構成について、機能ブロック図である図２を参照して説明する。制御装置２００は、光学ヘッド部１００および分光器１５０の各部と接続されてこれらを制御すると共に、後述する断層画像等を生成する処理を行う。ＯＣＴ光学系では、上述したように、合焦用のレンズ１１１，１２３、光路Ｌ２に配置されるスキャナと測定光路Ｌ１に配置されるＯＣＴスキャナ、および参照ミラー１３３を駆動することを要する。ＯＣＴ光学系では、これらの駆動手段として、フォーカス駆動手段１７１、スキャナ駆動手段１７２、ミラー駆動手段１７３、および上述したヘッド駆動手段１４０が設けられている。また、ＯＣＴ光学系に設けられた光源１３０は、分光器１５０に設けられたラインセンサ１５４とともに後述する制御部２３０に接続される。
制御装置２００は、サンプリング部２１０、メモリ２２０、および制御部２３０が設けられている。サンプリング部２１０は、ＤＡＱボード（Ｄａｔａ ＡｃＱｕｉｓｉｔｉｏｎ ボード）等で構成される。サンプリング部２１０は、ＯＣＴ光学系のラインセンサ１５４からの出力信号を受け取り、該出力信号をサンプリングして干渉信号を生成し、制御部２３０に送る。メモリ２２０は、制御部２３０に接続されており、光源１３０の波長帯域情報、患者情報、干渉信号、および断層画像等を記憶できる。また、メモリ２２０は、制御部２３０で実行する処理を実現するためのプログラム等を記憶することもできる。
制御部２３０には、取得部２３１、駆動制御部２３２、トラッキング制御部２３３、光源制御部２３４、およびモード選択部２３５が設けられている。取得部２３１は、サンプリング部２１０から被検眼Ｅの断層の情報を含む干渉信号を取得する。また、取得部２３１は、干渉信号に対して高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）処理を用いて周波数解析を行う。そして、断層の情報を輝度値や濃度値に変換した干渉データとして生成し、該干渉データに基づいて被検眼Ｅの断層画像を生成・取得することができる。この際、取得部２３１は、干渉信号に関連付けて記憶されたＯＣＴＸスキャナ１２２−１およびＯＣＴＹスキャナ１２２−２の駆動位置に基づいて断層の情報を並べて、断層画像を生成することができる。更に、取得部２３１は光学ヘッド部１００内の赤外線ＣＣＤ１４２と接続されており、被検眼Ｅの前眼部Ｅａの観察画像を生成可能に構成されている。また、取得部２３１は、光学ヘッド部１００内のＡＰＤ１１５とも接続されており、被検眼Ｅの眼底Ｅｒの観察画像を生成可能に構成されている。取得部２３１により生成された被検眼Ｅの前眼部観察画像、眼底観察画像、および断層画像は、後述するように制御部２３０に接続されたモニタ３００に表示可能とされる。
駆動制御部２３２は、ＯＣＴ光学系の光源１３０、ラインセンサ１５４、フォーカス駆動手段１７１、スキャナ駆動手段１７２、ミラー駆動手段１７３、およびヘッド駆動手段１４０等に接続され、これらを制御することができる。駆動制御部２３２の制御に従って、フォーカス駆動手段１７１はフォーカスレンズであるレンズ１１１，１２３を駆動し、スキャナ駆動手段１７２はスキャナ１１７−１，１１７−２，１２２−１，１２２−２を駆動する。また、駆動制御部２３２の制御に従って、ミラー駆動手段１７３は参照ミラー１３３を光軸方向に駆動し、所謂Ｃ−Ｇａｔｅの調整を可能とする。
また、駆動制御部２３２の制御に従って、ヘッド駆動手段１４０は光学ヘッド部１００をＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に駆動し、被検眼Ｅと光学ヘッド部１００とのアライメントを実行する。なお、制御部２３０には、モニタ３００および例えばマウス等のポインティングデバイスにより構成される入力部４００が接続されている。モニタ３００は、取得部２３１から出力される各種画像や被検者の情報等を表示する。入力部４００は、ユーザが制御装置２００への各種入力を行う際の入力手段として機能する。トラッキング制御部２３３は、後述するトラッキングのための眼底Ｅｒの移動量の検出および測定光の走査位置の修正のための情報の生成を行う。生成された情報は、メモリ２２０に記憶される。光源制御部２３４は後述する光源１３０の出力波長帯域の変更等の制御を実行し、モード選択部２３５は後述するトラッキング制御部２３３から得られた情報に基づいて撮影モードの選択を実行する。
なお、制御装置２００は汎用のコンピュータ又は眼科撮影装置１０専用のコンピュータとして構成することができる。制御部２３０の各構成要素は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）やＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）等の演算装置によって実行されるソフトウェアモジュールによって構成されてよい。また、制御部２３０の各構成要素は、ＡＳＩＣ等の特定の機能を果たす回路等によって構成されてもよい。また、メモリ２２０は任意のメモリや光学ディスク等の任意の記憶媒体等によって構成されてよい。また、ここでは光学ヘッド部１００、制御装置２００、およびモニタ３００等が別体とされたものを例示しているが、これらの全て或いは各部が部分的に一体化してもよい。
次に、図３を参照して、モニタ３００の表示画面において測定時に表示されるプレビューの一例について説明する。被検眼Ｅから取得部２３１が取得した各々の画像は、前眼部表示部３１２、眼底表示部３１３、断層画像表示部３１５，３１６に表示される。また、眼底表示部３１３内には、検者が設定可能な断層画像測定ライン３１４が表示されている。図３の例では、断層画像測定ライン３１４が縦横交差ラインで表示されており、断層画像表示部３１５が縦の測定ラインに、断層画像表示部３１６が横の測定ラインに各々対応した位置より取得した断層画像を表示する。更に図３には検者が操作可能なマウスポインタ３１１、断層像の深さ位置を変更するＣ−ＧＡＴＥ調整バー３１９も配置されている。なお、実際の測定画面では測定光の焦点位置を調整する不図示のフォーカス位置調整手段等も配置されている。マウスポインタ３１１、Ｃ−ＧＡＴＥ調整バー３１９、およびフォーカス位置調整手段は、上述した入力部４００を構成する。
＜断層画像の撮影方法＞
次に本実施形態に係る眼科撮影装置１０を用いた被検眼Ｅの断層画像の撮影方法を説明する。撮影に先立ち、まず検者は被検者を眼科撮影装置１０の前に着座させる。検者は、その状態で、入力部４００を介してヘッド駆動手段１４０の３次元（Ｘ、Ｙ、Ｚ）方向への駆動を実行させ、モニタ３００上の前眼部表示部３１２に被検眼Ｅの瞳孔の一部が表示されるように光学ヘッド部１００を移動させる。
瞳孔の表示が確認された後、検者からの指示に応じ或いは自動的に、制御装置２００は、光路Ｌ２を通じた眼底Ｅｒの二次元観察画像の取得動作を開始する。具体的には、制御装置２００は、ＡＰＤ１１５から取得部２３１に入力される、眼底Ｅｒからの反射光に基づく信号の取得を開始する。眼底Ｅｒは、Ｘスキャナ１１７−１およびＹスキャナ１１７−２によって、眼底観察用の照明光で二次元的に継続して走査されている。そのため、ＡＰＤ１１５から入力される反射光を定期的に合成することで、定期的に眼底Ｅｒの観察画像を得ることができる。得られた眼底観察画像は眼底表示部３１３に表示される。
検者は眼底表示部３１３に表示される眼底Ｅｒの画像を観察し、断層画像測定ライン３１４を用いて断層画像を所望する部位の指定を行う。また断層画像を取得する深さ位置を変更するＣ−ＧＡＴＥ調整バー３１９を操作し、断層画像表示部３１５および３１６に表示された例えば網膜の断層動画像を表示画面内の所望の位置に移動させる。測定部位の指定が終了すると、検者はモニタ３００上に配置された測定開始ボタン３１７を操作して断層画像の撮影を開始する。制御装置２００は、撮影開始の指示に従い、ラインセンサ１５４から出力される干渉光に基づく信号をサンプリング部２１０により定期的にサンプリングし、取得した信号を元に記録用の断層画像の生成を開始する。
ここでラインセンサ１５４の各素子から出力される信号は、回折格子１５２で分光された周波数毎の信号である。上述したように、取得部２３１は、サンプリング部２１０を介して取得した信号をＦＦＴ処理し、眼底Ｅｒ上のある一点における深さ方向の情報を算出する。深さ方向の情報は、例えば深さ方向に並ぶ輝度値の列からなるデータ群として算出される。この眼底Ｅｒ上のある一点における深さ方向の情報を生成する処理を、Ａスキャンと呼ぶ。ここで、ＯＣＴＸスキャナ１２２−１とＯＣＴＹスキャナ１２２−２の少なくともいずれか一方を駆動することによって、眼底Ｅｒに照射される測定光を任意の軌跡で走査することができる。制御装置２００は、この任意の軌跡による走査を一回行う間に取得される一連の複数のＡスキャンを一枚の二次元画像に束ねること（以後、Ｂスキャン）により、眼底Ｅｒ上の任意の軌跡（走査線）における断層画像を生成する。この断層画像を２次元Ｂスキャン画像とも称し、この２次元Ｂスキャン画像を取得する際の任意の軌跡をＢスキャンラインと称する。
制御装置２００は、眼底Ｅｒ上での上述した任意の軌跡による測定光の走査を複数回繰り返してもよい。同じ軌跡（同じ位置を意味する）での走査を複数回行った場合、眼底Ｅｒ上の任意の軌跡における複数枚の断層画像を得ることができる。例えば、制御装置２００は、ＯＣＴＸスキャナ１２２−１のみを駆動させてＸ方向の走査を反復実行し、眼底Ｅｒの同一走査線上における複数の断層画像を生成する。取得部２３１は、それら複数枚の断層画像を加算平均処理することにより、高画質な一枚の断層画像を生成することもできる。或いは、ＯＣＴＸスキャナ１２２−１とＯＣＴＹスキャナ１２２−２との少なくともいずれか一方を駆動制御することによって、前述の任意の軌跡よる走査をＸＹ方向にずらしながら測定光の走査を行うこともできる。例えば、Ｘ方向の測定光による走査を一定間隔でＹ方向にずらしながら複数回行うことで、眼底Ｅｒ上の矩形領域全体を覆う複数枚の断層画像を生成できる。取得部２３１は、それら複数枚の断層画像を合成することで眼底Ｅｒの３次元情報を生成できる。
取得部２３１は、この３次元情報に対して深さ方向の平均値やメディアン値等を算出し、眼底Ｅｒの正面画像を得ることもできる。具体的は、取得部２３１は、算出された平均値やメディアン値、更には深さ方向に並ぶ輝度値の代表値をＡスキャンの実行位置（眼底上に設定した２次元座標系）に再配列することで、眼底の正面画像を生成する。即ち、取得部２３１は、干渉信号を用いて、断層画像や正面画像といった可視化された被検眼の情報を生成する。
これらのＯＣＴＸスキャナ１２２−１とＯＣＴＹスキャナ１２２−２とによる走査パターンは、不図示のスキャンパターン選択ボタンの押下により、任意に切り替え可能である。なお、眼底Ｅｒ上で隣り合った所定部位のＡスキャンを行う際の、Ａスキャンの空間的な密度をＡスキャン密度と呼ぶ。即ち、走査パターンによって定まる所定の空間密度がＡスキャン密度である。Ａスキャン密度は、Ａスキャンによるデータ取得位置の間隔の広狭を規定する指標となる。また、１回のＡスキャンに要する時間をＡスキャン時間と呼ぶ。即ち、ラインセンサ１５４が干渉光を繰り返し受光する際の繰り返し時間がＡスキャン時間である。
＜トラッキング＞
被検眼Ｅは撮影中に固視微動等によって動いてしまうことがある。そのため、制御部２３０に設けられるトラッキング制御部２３３は、撮影中に生成した眼底観察画像から眼底Ｅｒの移動量を検出し、眼底トラッキングを行う。眼底トラッキングに際しては、撮影開始時に取得した眼底観察画像を参照用観察画像とし、撮影中に取得した眼底観察画像と該参照用観察画像の比較を行う。具体的には眼底観察画像上の着目領域について、両画像間での二次元（Ｘ、Ｙ）方向の変位量を検出することによって、眼底Ｅｒの二次元（Ｘ、Ｙ）方向の移動量を算出する。なお、眼底Ｅｒの移動量或いは変位量を求める方法として、公知の他の方法を用いることもできる。
駆動制御部２３２は、トラッキング制御部２３３が算出した移動量等に基づいて、ＯＣＴＸスキャナ１２２−１およびＯＣＴＹスキャナ１２２−２による測定光の走査位置を補正する。これにより、撮影中に眼底が移動した場合であっても、眼底上の所望の位置を撮影することができる。
ただし、眼底Ｅｒが移動してから走査位置を補正するまでの間に走査された部分から得た断層画像は、所望の位置からずれた位置の断層画像となってしまう。また、撮影中に被検眼Ｅの瞬きが発生した場合には、瞬きの間に取得した断層画像は所望の断層画像ではない。そのため、制御装置２００は通常の撮影のための走査終了後に、必要に応じて再走査を行う。具体的には、走査位置の補正を行う直前の位置、および瞬きがあった際に走査されるべき位置について再走査が行われる。
なお、本実施形態において、被検眼の瞬きがあったかどうかの判断は、眼底観察画像の着目領域の検出結果に基づいて行う。具体的には、着目領域を検出できなかった場合に瞬きがあったと判断する。また、再走査中に再び被検眼の移動や瞬きがあった場合には更に対応する位置に対する再走査を行う。このようにして、所望の位置の断層画像が取得できるまで再走査を繰り返す。このように再走査して得られた断層画像を元の断層画像と置き換えることによって、より好適な断層画像を得ることができる。なお、ここでは、取得する対象を断層画像としている。しかし取得対象は断層画像に限られず、干渉信号、干渉信号に何らかの処理を施して画像化する際に用いる輝度値等のデータ群であってもよく、メモリ２２０に記憶されたこれをデータ群であってもよい。従って、ここで述べた断層画像は、これら諸データを含む断層データの一態様として把握される。また、ここでは、眼底観察画像における着目領域を用いて、被検眼の瞬きの有無や生成される画像の適否を判断して再走査の要否を決定している。しかし、プレビュー表示するために取得されている断層データ（断層画像）、或いは該断層データより生成する眼底正面画像の適否を判断して、その結果により再走査の要否を決定してもよい。この場合、例えば断層画像において、眼の構造上特定の輝度値を有する画素が連続する部分において、不連続性が生じた場合に適切な画像が得られていないと判断できる。しかし、画像の適否の判断はこの例に限られず、他の公知の方法に準じてもよい。
上述した再走査の回数が増えると撮影時間が長くなり、被検者の負担が増えてしまう。特に、固視が安定しない被検者や瞬きが多い被検者の場合は再走査の回数が増えるため、撮影時間が長くなりやすい。しかし、被検者の負担軽減を優先して再走査の回数に上限を定めると、断層画像の位置ずれや欠損が残ってしまう。本実施形態では、以下に述べるように、一断層画像（一Ｂスキャン画像）の取得に要する時間を短縮し、固視が安定しない被検者や瞬きが多い被検者についての短時間での撮影を実行可能とする。
＜ラインセンサと光源出力波長の関係＞
図４は、ＯＣＴの分光器で用いられるラインセンサと、撮影時に該ラインセンサに入射する干渉光との関係を模式的に表している。図４（ａ）は通常の撮影時での関係を表した図であり、複数の読み取り画素が一列に並ぶラインセンサ４０２に対して、波長帯域ｗｈで各波長での平均光強度がｈ１の干渉光４０１が入射する状態を模式的に示している。干渉光４０１は、ラインセンサ４０２（１５４）の左側が短波長、右側が長波長になるように回折格子１５２によって分光されて入射する。黒く塗りつぶされているラインセンサ４０２内の読み取り画素の全ては、干渉光の読み取りを行っている。ラインセンサ４０２に入射した干渉光４０１は全て読み取られ、信号処理されて一Ａスキャンにおける断層画像となる。
これに対し、図４（ｂ）はラインセンサの読取り画素を少なくした場合におけるラインセンサと干渉光との関係を模式的に表している。ラインセンサ４０４において、図４（ａ）と同様に黒く塗りつぶされた画素は干渉光の読み取りを行い、白い画素は読み取りを行わない画素を表している。干渉光４０３はラインセンサ４０４に入射するが、読み取り画素に入射する短波長側の干渉光のみが読み取られ、信号処理されて断層画像となる。図４（ｂ）に示す態様は読み取り画素が少ないため、図４（ａ）に示す態様よりも一Ａスキャンにおけるサンプリング時間が短くなる。即ち、図４（ａ）に示した場合よりもＡスキャン時間が短くなる。一方で、信号処理される波長帯域が狭いため、得られる断層画像の深さ方向の分解能は図４（ａ）に示す態様にて撮影される断層画像よりも低くなる。
図４（ｃ）は、図４（ｂ）に示した読み取り画素の設定において、光源の出力波長帯域を変更した場合のラインセンサと干渉光との関係を模式的に示している。図４（ｂ）ではラインセンサによって読み取られない干渉光は活用されておらず、実質的に撮影になんら寄与していない。このため、図４（ｃ）に示す例では、光源の出力波長帯域を使用している読み取り画素に対応させることとして、干渉光４０５は短波長側のみで得られている。
ここで、眼科撮影装置においては、眼底Ｅｒに入射できる光量は安全上の観点から制限されている。また、断層画像のＳ／Ｎ比は、眼底Ｅｒに入射させる測定光の光強度を強くすることで改善される。従って、干渉光４０３と同じ光量であっても、干渉光４０５のように長波長側を出力せず、短波長側の光量を増加させることで、ラインセンサ４０６で読み取る光量を図４（ｂ）に示した場合に比べて大きくすることができる。例えば、図４（ｂ）に示す干渉光の最大光強度をｈ１、総光量をＰ１とし、図４（ｃ）に示す干渉光の最大光強度をｈ２、総光量をＰ２とする。この場合、ｈ２＞ｈ１とすると同時に、Ｐ１≧Ｐ２とすることができる。即ち、被検眼に入射させる測定光の総光量を大きくすることなく、個々の読み取り画素で読み取る光量を大きくすることができる。従って、ラインセンサで読み取る光量を大きくすることにより、得られる断層画像のＳ／Ｎ比を図４（ｂ）の場合に比べて改善することができる。また、この場合に要するＡスキャン時間は、図４（ｂ）の場合と変わらない。
なお、図４（ａ）において、説明の容易化のために、干渉光４０１は全ての波長帯域で略均一の光強度を有するものとして図示している。しかし、実際には波長によって強度レベルが相違しており、波長毎或いは波長領域毎に光強度を均一化するための補正を行い、その後に画像化のための信号処理を干渉信号に対して行っている。信号処理パラメータとして、この補正に用いられる補正値は、例えば図４（ｃ）に示すように波長分布が変わるとこれに対応して変更することを要する。従って、メモリ２２０は使用波長帯域に応じた信号処理パラメータを予め記憶しておき、波長帯域の変更に応じて適宜対応する信号処理パラメータを選択し、これを用いた画像化の処理を行うことを要する。
＜Ａスキャン時間制御＞
上述したように、測定時に用いる光の波長帯域を小さくし、且つラインセンサにおける読み取り画素数をこれにあわせて用いることでＡスキャン時間を短縮できる。しかし、このような方法でＡスキャン時間を短縮した場合、得られる断層画像の深さ方向の分解能は低くなってしまう。ここでは、被検眼から得られる情報、例えば移動量に応じて、基本的には通常の深さ方向の分解能にて断層画像の撮影を行い、被検者の負担が大きくなりそうな場合にはＡスキャン時間を短縮して撮影を行う方法について説明する。
図５は被検眼の眼底Ｅｒの移動量に応じて撮影シーケンスを切り替える制御に関するフローチャートである。本実施形態において、被検眼Ｅと光学ヘッド部１００とのアライメントが終了し、検者が測定開始ボタン３１７を操作すると、図５に示す撮影処理が開始される。
ステップＳ５０１では、トラッキング制御部２３３が、眼底画像から眼底Ｅｒの移動量を検出する。具体的には、上述した方法で、眼底Ｅｒの移動量や瞬きの検出を一定時間継続し、単位時間あたりの平均移動量や瞬き回数を算出する。瞬き回数は固定の係数を乗算して移動量に換算する。例えば、瞬き１回を移動量１ｍｍに換算する。移動量の検出が終了すると、制御部２３０はフローをステップＳ５０２に移行させる。
ステップＳ５０２では、モード選択部２３５は算出した移動量が閾値以上か否かを判定する。具体的には、１秒あたりの移動量が１ｍｍ以上の場合に閾値以上と判断する。なお、閾値は他の値でもよいし、許容される撮影時間や被検者の負担に応じて任意に設定してもよい。或いは、所定範囲の断層画像を実際に撮影してその際の再走査の回数を基準としてもよく、予め患者情報として取得されている撮影時間等の撮影条件を基準としてもよい。また、撮影モードに応じて自動的に切り替えてもよい。例えば、撮影時間が長くなりやすい撮影モードでは閾値を低く設定することで、撮影時間を短くする制御モードが選択されやすくなる。
ステップＳ５０２で移動量が閾値未満と判定された場合、モード選択部２３５は通常のＡスキャン時間で撮影を行うために、フローをステップＳ５０３に移行させる。即ち、通常のＡスキャン時間での撮影を行うモード、ここでは第１の制御モードと称する撮影モードを選択する。第１の制御モードでは、サンプリング部２１０は図４（ａ）で説明した態様で干渉光のサンプリングを行う。具体的には、光源制御部２３４は、ステップＳ５０３で光源１３０の出力波長帯域を通常の値に設定する。即ち、光源１３０の出力可能な波長幅の光をそのまま出力する。ステップＳ５０３にて光源１３０の出力波長帯域が設定されると、続いてステップＳ５０４で駆動制御部２３２はラインセンサ１５４の読み取り画素を通常の値に設定する。即ち、ラインセンサ１５４の全ての画素を読み取り画素として設定する。
読み取り画素の設定終了後、ステップＳ５０５で駆動制御部２３２はスキャナ（１２２−１，１２２−２）を通常速度で駆動して、眼底Ｅｒの撮影を行う。なお、断層画像の撮影の詳細については上述しているためここでの説明は割愛する。断層画像の撮影中、トラッキング制御部２３３が眼底Ｅｒの移動や瞬きに応じて上述したトラッキングおよび再走査を行い、撮影を完了する。なお、以上の処理において、出力波長帯域の設定、読み取り画素の設定、および走査速度の設定は順次行うこととしているが、これらを全て或いは一部を並行して行ってもよい。
一方、ステップＳ５０２で移動量が閾値以上と判定された場合、モード選択部２３５はＡスキャン時間が短い撮影を行うために、フローをステップＳ５０６に移行させる。即ち、Ａスキャン時間を短縮して撮影を行うモード、ここでは第２の制御モードと称する撮影モードを選択する。第２の制御モードでは、サンプリング部２１０は図４（ｃ）で説明した態様で干渉信号のサンプリングを行う。具体的には、光源制御部２３４は、ステップＳ５０６で光源１３０の出力波長帯域を小さい値に設定する。本実施形態では、出力波長帯域が部分的に重複するが中心波長が各々異なる複数の光源から構成された光源１３０を用いている。例えば、光源制御部２３４は、この光源１３０を構成する複数の光源のうち、出力波長が短い光源のみを点灯し、光源１３０の出力波長帯域をおよそ半分程度に設定する。その後、光源制御部２３４は光源１３０の出力を上げて、予め設定されている強度の光を出射させる。
ステップＳ５０６にて光源１３０の出力波長帯域が設定されると、続いてステップＳ５０７で、選択されたモードに応じて、駆動制御部２３２はラインセンサ１５４の読み取り画素数を小さい値に設定する。即ち、光源１３０で出力する波長帯域に合わせ、短波長側を受光する画素のみを読み取り画素として設定する。これにより、ラインセンサ１５４での干渉信号の読み取り時間を通常時のおよそ半分にすることができる。
読み取り画素の設定終了後、ステップＳ５０８で駆動制御部２３２はスキャナ（１２２−１，１２２−２）を速く駆動して、眼底Ｅｒの撮影を行う。本実施形態では、ラインセンサ１５４の読み取り時間、即ちＡスキャン時間がおよそ半分であるため、Ｂスキャン中のスキャナ（例えばＯＣＴＸスキャナ１２２−１）の動作速度をおよそ２倍とする。これにより、眼底上のＡスキャン密度を通常撮影時と同じ密度に維持した状態で、一Ｂスキャンに要する時間を１／２とすることができる。断層画像の撮影中、トラッキング制御部２３３が眼底Ｅｒの移動や瞬きに応じて上述したトラッキングおよび再走査を行い、撮影を完了する。なお、以上の処理において、出力波長帯域の設定、読み取り画素の設定、および走査速度の設定は順次行うこととしているが、これらを全て或いは一部を並行して行ってもよい。
以上の処理を行うことにより、スキャナを速く駆動することにより撮影時間が短くなるため、一Ｂスキャンに要する時間を短縮できる。その結果、一Ｂスキャンを行なう際に生じる固視微動や瞬きの回数が少なくなり、トラッキングや再走査の回数も少なくすることができる。即ち、再走査の回数が上限に達する確率を低くすることができる。従って、固視微動や瞬きの多い被検者であっても、断層画像の位置ずれや欠損を低減でき、またＡスキャン密度を維持したまま短時間での撮影ができる。
一方で、Ａスキャン時間を短くすると、上述したように断層画像の深さ方向の分解能が低下する。このため、Ａスキャン時間を必要以上に短くすることは好ましくない。本実施形態のように固視微動や瞬きが少ない場合には通常の撮影を実行し、固視微動や瞬きが多い場合には撮影時間の短い撮影を実行することで、断層画像の位置ずれや欠損を低減しつつ適切な分解能での撮影が行える。
また、本実施形態では眼底の移動量に応じてＡスキャン時間を変化させているが、Ａスキャン時間の変化は他の条件に応じて行ってもよい。このような条件として、例えば、断層画像を観察する断層画像モードと、断層画像から生成した正面画像を観察する正面画像モードとが存在する場合がある。この場合、断層画像モードではＡスキャン時間を長い維持しまま、正面画像モードではＡスキャン時間を短くするように制御してもよい。断層画像モードでは深さ方向を重視した観察を行うことが多いため、Ａスキャン時間を長くして深さ分解能を高くすることが好ましい。一方、正面画像モードでは深さ分解能よりもＡスキャン密度や撮影時間を重視する場合があるため、Ａスキャン時間が短いほうが好ましい。特に、被検眼の眼底の同一領域を繰り返し走査して血流を正面画像として可視化するＯＣＴＡ（ＯＣＴ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）と呼ばれる技術では、繰り返し走査のために撮影時間が長くなる傾向があるためＡスキャン時間が短いほうが好ましい。
また、上述した実施形態は、制御部２３０がＡスキャン時間を自動で決定する制御について述べているが、検者がＡスキャン時間を設定するようにしてもよい。この場合、検者は被検眼の固視微動や瞬き、或いは観察したい画像の種類に応じてモニタ３００上に表示された不図示のボタン等を操作してＡスキャン時間を短くできるようにするとよい。更に、被検眼の固視微動や瞬きが大きいとトラッキング制御部２３３が判断した場合に、モニタ３００上のボタンを操作するよう検者に促すメッセージやマークを、制御部２３０がモニタ３００に表示させてもよい。
また、図４（ｃ）ではラインセンサ４０６の読み取り画素を短波長側のみに設定しているが、読み取り画素は長波長側のみ設定してもよいし、中央付近のみに設定してもよい。その場合、被検眼に入射させる光量に鑑みて、図４（ｃ）と同様に読取り画素に合わせて光源の出力も切り替えることが好ましい。更に、１画素ごとに交互に読取ることで図４（ａ）と同じ波長帯域の光を用いてもよい。その場合、波長分解能が低下するため、得られる断層画像の深さ方向の撮像範囲が狭くなってしまう。従って、例えば図５のステップＳ５０１で眼底の移動量を検出する代わりに、眼底の網膜における注目領域の深さを検出し、その検出結果に基づいて読み取り画素の設定を制御してもよい。即ち、観察を望む網膜の深さ範囲に応じて、読み取り画素の設定を変更するとよい。
また、上述した第１の制御モードおよび第２の制御モードのほかに、更に第３の制御モードを有していてもよい。第３の制御モードとして、例えば、第１および第２の制御モードにおけるＡスキャン密度に対し、より高解像度の断層画像や正面画像を生成するために、Ａスキャン密度の高い制御モードが例示できる。また、第２の制御モードの撮影時間を更に短くするために、Ａスキャン密度の低い制御モードを第３の制御モードとしてもよい。
また、本実施形態では、被検眼に入射させる測定光の波長帯域の変更を光源１３０の制御によって行うこととしている。しかし、波長帯域の変更方法はこの形態に限られない。例えば、光源１３０から出射された光における特定の波長領域の光のみを透過する波長板を光源１３０からの光路に配置し、この波長板の光路への挿脱等によって被検眼に入射する測定光の波長帯域を変更することとしてもよい。この波長板の挿脱等の制御は、例えば駆動制御部２３２によって行われるとよい。
上述したように、本実施形態に係る眼科撮影装置は、光源１３０、照射手段、受光手段（１５４）、干渉信号取得手段（２１０）、生成手段（２３１）、情報取得手段（２３１，２３３）、およびモード選択手段（２３５）を備える。照射手段は上述した測定光路Ｌ１上に配置される各要素から構成され、光源１３０が発した光より得た測定光を被検眼Ｅの２次元領域（Ｅｒ）に照射する。測定光が照射された被検眼Ｅの眼底Ｅｒからの戻り光と、測定光に対応し、光源１３０が発した光より得た参照光とは、光カプラー１２５にて合波されて干渉光を生成する。ラインセンサ１５４より構成される受光手段は、この干渉光を受光する。サンプリング部２１０より構成される干渉信号取得手段は、２次元領域において所定の空間密度即ちデータ取得間隔で、且つ所定の繰り返し時間（Ａスキャン時間）で干渉信号を取得する。取得部２３１により構成される生成手段は、取得された干渉信号に基づいて断層画像と正面画像とを生成可能とされる。断層画像は、測定光が照射された位置の断層に関する情報を含む。また、正面画像は、被検眼Ｅの眼底Ｅｒにおける、測定光の照射範囲である２次元領域に対応する２次元座標系に表示可能な態様で生成される。モード選択手段（モード選択部２３５）は、少なくとも第１の制御モードと第２の制御モードの２つのモードのいずれかを選択する。第１の制御モードは、所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間で干渉信号を取得する。第２の制御モードは、所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で干渉信号を取得する。なお、ここで述べる空間密度とは、被検眼を測定光で走査して複数の干渉信号を取得する際の走査線に配置される干渉信号取得位置の、該走査線上での密度を意味する。従って、ここで述べる所定の空間密度は、一走査線上での干渉信号の取得位置の数を所定数として設定される。また、繰り返し時間とは、測定光の一の照射位置での干渉信号の取得を開始する時から次の照射位置での干渉信号の取得を開始する時までの、Ａスキャンの繰り返し時間を意味する。従って、繰り返し時間を所定値とすることは、１Ａスキャンに要する時間（測定光の各照射位置で干渉信号が取得される際に要する時間）を所定時間として設定し、その時間にてＡスキャンを繰り返すことを意味する。なお、モード選択手段により実行されるこれら第１および第２のモードのいずれかを選択する工程を実行する眼科撮影装置の制御方法も、本発明の一態様を構成する。
なお、上述したように、眼科撮影装置は、被検眼Ｅから得られる情報を取得する情報取得手段を更に備える。この場合、モード選択部２３５は、取得された情報に基づいて、第１の制御モードと第２の制御モードとのいずれかを選択する。被検眼から得られる情報としては、例えば、上述した被検眼Ｅの移動量、再走査の回数、取得した画像の適否、トラッキングの適否、被検眼の過去の検査情報等、の撮影時間の長さに関連して被検眼から得られる情報を含む。被検眼に関する情報が眼底Ｅｒの移動量に関する場合、情報取得手段は被検眼Ｅの移動量を検出する手段としてのトラッキング制御部２３３を有する。モード選択部２３５は、検出された移動量に基づいて第１の制御モードと第２の制御モードとのいずれかを選択する。
或いは、上述した情報取得手段は、生成手段（２３１）が生成する画像の適否を判断する手段を有してもよい。この場合、例えば生成する画像は、眼底観察画像（正面画像）、断層画像（２次元Ｂスキャン画像）、および該断層画像を生成するデータを用いて生成される正面画像とのいずれかを含んでもよい。即ち、画像情報取得手段は、生成される画像が、画像生成のためのデータ取得に要する時間の長短に関する情報を取得することとなる。モード選択部２３５は、取得されたこの長短に関する情報に基づいて、第１の制御モードと第２の制御モードとのいずれかを選択する。
また、上述した眼科撮影装置は、測定光を眼底Ｅｒ上の２次元領域で走査する走査手段（１２２−１，１２２−２）を制御する駆動制御手段（２３２）を更に備える。本実施形態では、駆動制御部２３２が駆動制御手段を構成し、ＯＣＴＸスキャナ１２２−１およびＯＣＴＹスキャナ１２２−２が走査手段を構成する。駆動制御部２３２は、第２の制御モードにおいて走査手段が測定光を走査する速度が、第１の制御モードにおいて走査手段が測定光を走査する速度よりも速くなるように走査手段を制御する。
なお、本実施形態において、光源１３０は、所定の波長帯域の光を発する広帯域光源より構成される。ラインセンサ１５４は干渉光を波長成分毎に受光する複数の読み取り画素を有し、サンプリング部２１０は複数の読み取り画素の各々から波長成分毎の干渉信号を取得する。また、光源１３０は、第２の制御モードにおいて、所定の波長帯域の光である第１の波長帯域の光よりも狭い第２の波長帯域の光を発する。そして、サンプリング部２１０は、第２の制御モードにおいて、第２の波長帯域の光に対応する配置にある読み取り画素の各々から干渉信号を取得する。また、第２の制御モードにおいて、被検眼に照射する測定光の波長帯域を変更する際に、光源１３０は、第２の波長帯域の光の平均強度が第１の波長帯域の光の平均強度よりも大きく、第２の波長帯域の光の総光量が第１の波長帯域の光の総光量以下の光を発する。この光源１３０の波長帯域と光強度の制御は、光源制御部２３４により行われる。
なお、波長帯域の変更は、光源１３０自体の制御に限られない。例えば、第２の制御モードにおいて、所定の波長帯域の光である第１の波長帯域の光を、該第１の波長帯域の光よりも狭い第２の波長帯域の光に変換するフィルタを、被検眼Ｅと光源１３０との間に挿入してもよい。この場合においても、サンプリング部２１０は、第２の制御モードにおいて、第２の波長帯域の光に対応する配置にある読み取り画素の各々から、干渉信号を取得する。また、取得部２３１は、第１の制御モードにて取得された干渉信号を用いて断層画像を生成し、第２の制御モードにて取得された干渉信号を用いて正面画像を生成することができる。
また、上述した眼科撮影装置は、第１の制御モードと第２の制御モードとに加え、所定の空間密度とは異なる空間密度でサンプリング部２１０が干渉信号を取得する第３の制御モードを更に有してもよい。この場合、モード選択部２３５は、第３の制御モードを選択可能である。第３の制御モードには、より分解能が高く、撮影に時間のかかる断層画像の撮影を行うモードが例示できる。更にこの場合、取得部２３１は、第２の制御モードにて取得された干渉信号を用いて上述した正面画像を生成し、第３の制御モードにて取得された干渉信号を用いて被検眼の断層画像を生成する。
以上で説明したように、本実施形態によれば、眼底の移動量に応じてＡスキャン時間の異なる複数の制御モードを切り替える。これにより、固視が安定しない被検眼に対しても眼底上のＡスキャン密度を維持したまま短時間で撮影することができる。
［実施形態２］
本実施形態では、例えば再走査の回数に応じて、Ａスキャン時間が異なる複数の制御モードのいずれかを選択する手段を有するＳＳ−ＯＣＴを、眼科撮影装置として例示する。実施形態１では撮影前に何れの制御モードを実行すべきか判断するため、被検者の疲労等により撮影の途中で固視が不安定になった場合、その後の再走査の回数が増加して撮影時間が長くなる場合も有り得る。そのような場合には、撮影中に移動量を計算して、その計算結果に応じて制御モードを切り替える制御を追加してもよい。或いは、本実施形態のように、実際の撮影時における再走査の回数に応じて制御モードを切り替えることで、撮影時間を短くしてもよい。本実施形態によれば、固視が安定せず多くの再走査が必要な被検眼に対しても、空間密度を維持した状態で撮影時間を短縮できる。
＜眼科撮影装置の概略構成＞
以下に、図６〜図８を参照して、本実施形態２について説明する。図６は、ＳＳ−ＯＣＴを含む、実施形態２に係る眼科撮影装置の概略構成を模式的に示す。本実施形態２に係る眼科撮影装置６０は、光学ヘッド部６００、制御装置７００、及びモニタ３００を備える。また、図７は、図６に示す眼科撮影装置６０の概略的な機能構成を示す機能ブロック図である。なお、本実施形態に係る眼科撮影装置における、実施形態１で述べた眼科撮影装置の諸構成と略同様の機能作用を得る構成については同一符号を付すこととし、ここでの説明を割愛する。また、以下では、実施形態１で説明した眼科撮影装置１０と異なる構成について主に説明する。
本実施形態に係る眼科撮影装置は、実施形態１で用いた広帯域の光を発する光源１３０とは異なり、光源６３０として出力波長を掃引可能なレーザー光源を用いている。光源６３０は、９５０ｎｍから１０５０ｎｍの中で掃引幅を任意に制御することができる。光学ヘッド部６００において、測定光は実施形態１と同様の光学素子が配置されるＯＣＴ光学系の測定光路Ｌ１を介して被検眼Ｅの眼底Ｅｒに至る。参照光学系は一対のミラー６３３からなる参照ミラーを含み、参照光は参照光路を往復するのではなく、このミラー６３３を経て、光ファイバ６２５を介して光カプラー６０２に導かれる。測定光の眼底Ｅｒからの戻り光と光ファイバ６２５を介した参照光とは、光カプラー６０２で合波され、干渉光として差動検出器６０３へ入射する。
光源６３０は不図示の等波数クロック生成手段を有し、該等波数クロック生成手段は干渉信号をサンプリングする際の基準となるクロック信号であるｋ−ｃｌｏｃｋを出力する。差動検出器６０３から出力された干渉信号は、ｋ−ｃｌｏｃｋに従ってサンプリング部７１０（図７参照）によりサンプリングされる。ｋ−ｃｌｏｃｋは等波数間隔で干渉信号のサンプリングを行うためのクロック信号である。図７に示した制御部７３０に設けられた取得部７３１は、サンプリングした信号に対して信号処理および画像処理を行い、断層画像を生成する。
本実施形態では、光源６３０で掃引する波長帯域の幅（以下、波長掃引幅）を小さくすると、掃引時間およびｋ−ｃｌｏｃｋのクロック数が小さくなる。即ち、波長掃引幅の減少によって一Ａスキャンにおける干渉信号の取得数が減少し、得られる断層画像の深さ方向の分解能が低下するが、掃引に要する時間が短くなる。従って、一Ａスキャンにおいて断層画像を取得するための時間を短くすることができる。即ち、波長掃引光源を用いた本実施形態に係る眼科撮影装置６０においては、波長掃引幅を小さくすることで、Ａスキャン時間を短縮し、固視微動等が多い被検眼においても、再走査による撮影時間の延長を低減することができる。
＜Ａスキャン時間制御＞
上述したように、測定時に波長掃引幅を小さくし、少ないｋ−ｃｌｏｃｋ数にてサンプリングを行うことでＡスキャン時間を短縮できる。しかし、このような方法でＡスキャン時間を短縮した場合、得られる断層画像の深さ方向の分解能は低くなってしまう。ここでは、被検眼から得られる情報、例えば再走査の回数に基づいて、基本的には通常の深さ方向の分解能にて断層画像の撮影を行い、被検者の負担が大きくなりそうな場合にはＡスキャン時間を短縮して撮影を行う方法について説明する。
図８は、再走査の回数に応じて撮影シーケンスを切り替える制御に関するフローチャートである。本実施形態において、被検眼Ｅと光学ヘッド部６００とのアライメントが終了し、検者が測定開始ボタン３１７（図３参照）を操作すると、図８に示す撮影処理が開始される。
ステップＳ８０１では、制御部７３０は通常の断層画像の撮影を実行する。具体的には、例えばＯＣＴＹスキャナ１２２−２を停止させた状態でＯＣＴＸスキャナ１２２−１のみを動作させてＢスキャンを行ない、所定回数のＢスキャンが終了するとＯＣＴＹスキャナ１２２−２を動作させて次の位置でのＢスキャンを開始する。また、その際に、上述したトラッキングの操作もあわせて行われる。
ステップＳ８０２では、トラッキング制御部７３３により、実施形態１で説明した方法と同様の方法、即ち眼底Ｅｒの移動量の閾値との比較に基づいて、同一軌跡での再走査が必要であるか否かが判断される。再走査が不要であれば、制御部７３０はフローを進め、撮影処理を完了する。再走査が必要と判断されると、制御部７３０はフローをステップＳ８０３に移行させる。
ステップＳ８０３では、モード選択部７３５は今までの再走査の回数がＮ回未満か否かを判断する。本実施形態では、Ｎは通常の再走査を行う上限値である。この値は、例えば３等の眼科撮影装置６０が保持する固定値でもよいし、使用者が設定する値でもよい。また、スキャンモード等の設定や被検者に応じた異なる値でもよい。ステップＳ８０３において、今までの再走査の回数がＮ回未満であると判断されれば、モード選択部７３５は、第１の制御モードを選択してフローをステップＳ８０４に移行させる。ステップＳ８０４では、光源６３０およびサンプリング部７１０は通常の動作を行い、再走査、即ち実施形態１で述べた第１の制御モードによる再走査を行う。そして、フローはステップＳ８０２に戻り、再度再走査が必要か否か判断される。再走査が必要と判断されると上述したようにフローは再度ステップＳ８０３に進められ、再走査がＮ回を超えたか否かが判断される。まだ、Ｎ回を越えていないと判断された場合には、再走査の回数を１回増やし、フローをステップＳ８０４に進める。
ステップＳ８０３において、今までの再走査の回数がＮ回以上になったと判断されれば、モード選択部７３５はフローをステップＳ８０５に移行させる。ステップＳ８０５では、光源制御部７３４は光源６３０の掃引波長幅を小さくし、サンプリング部７１０が用いるｋ−ｃｌｏｃｋ数が少なくなった状態で、再走査、即ち実施形態１で述べた第２の制御モードによる再走査を行う。以上のステップＳ８０２〜ステップＳ８０５に行われる処理は、再走査回数がＮ回以上であることから、ステップＳ８０２で再走査が不要（終了）と判断されるまで繰り返される。
以上の処理を行うことにより、Ｎ回目以降の再走査では掃引波長幅を狭くすることで掃引に要する時間が短くなるため、一Ｂスキャンに要する時間を短縮できる。その結果、一Ｂスキャンを行なう際に生じる固視微動や瞬きが発生する確率が低くなり、ステップＳ８０２で再走査が必要と判断されにくくなる。そのため、撮影が短時間で終了しやすくなる。
なお、上述した実施形態では、上限値Ｎとして単一の値を用いた場合について説明した。しかし、上限値Ｎを複数保持することとしてもよい。この場合、例えば再走査の回数が増えるにつれて、段階的に掃引波長幅を狭くするとよい。また、上限値Ｎより大きい上限値Ｍを設けて、再走査がＭ回に達したら必ず撮影が終了するように制御してもよい。ここに例示した制御を行うことにより、固視微動等眼の移動量や微動回数の多い被検者であればより撮影時間が短くなり、被検者の負担は一定以上には増えなくなる。
更に、ステップＳ８０１の撮影における掃引波長幅と、ステップＳ８０４で再走査を実行する場合の掃引波長幅を異なる幅にしてもよい。更に、再走査回数に基づいて掃引波長幅を設定する制御とすることも可能であり、例えば再走査回数の関数として掃引波長幅を求めてもよい。
なお、上述したような再走査の制御を行った場合、再走査の回数によって深さ分解能の異なる複数の撮影画像が混ざった断層画像群が得られる。このような場合、深さ分解能が低い断層画像については、深さ方向に画素補間を行い、通常の走査時に得られる断層画像の画素数と同じ画素数の断層画像が得られるように画像処理を行ってもよい。また、図５或いは図８を用いて説明した撮影処理は、ＯＣＴの方式に依存せず、ＳＤ−ＯＣＴとＳＳ−ＯＣＴのいずれにも適用可能である。
上述したように、本実施形態に係る眼科撮影装置において、実施形態１で述べた情報取得手段は、測定光が照射された特定の位置の干渉信号の再取得の回数を検出する手段として、トラッキング制御部７３３を有する。干渉信号の再取得とは、本実施形態における再走査を意味する。本実施形態において、モード選択部７３５は、検出された回数に基づいて第１の制御モードと第２の制御モードとのいずれかを選択する。
また、本実施形態において、光源６３０は、所定の繰り返し時間において波長を掃引する波長掃引光源より構成される。また、サンプリング部７１０より構成される干渉信号取得手段は、波長掃引される光を発する際に該光より生成される等波数クロックに応じて干渉信号の取得を行う。具体的には、第１の制御モードにおいて、光源６３０は第１の波長帯域において波長を掃引するととともに、サンプリング部７１０は第１の波長帯域に対応する等波数クロックに応じて干渉信号を取得する。また、第２の制御モードにおいて、光源６３０は第１の波長帯域よりも狭い第２の波長帯域において波長を掃引するとともに、サンプリング部７１０は第２の波長帯域に対応する等波数クロックに応じて干渉信号を取得する。
以上で説明したように、本実施形態によれば、再走査の回数に応じてＡスキャン時間の異なる複数の制御モードを切り替える。これにより、固視が安定しない被検眼に対しても眼底上のＡスキャン密度を維持したまま短時間で撮影することができる。
［実施形態２の変形例］
実施形態２では出力波長を掃引する波長掃引光源を用いたＳＳ−ＯＣＴを含む眼科撮影装置について説明した。眼底Ｅｒを２次元走査する通常のＳＳ−ＯＣＴでは、Ａスキャンにより眼底の深さ方向の１次元のデータを取得している。そして、任意の方向にこのＡスキャン位置を移動させることで２次元のデータを取得している（Ｂスキャン）。これに対し、測定光を線状（ライン状）に成形し、これを眼底Ｅｒに照射することで得られる線状の干渉光を、この干渉光に対応したラインセンサにて受光する形態がある。このような形態で線状の干渉光を得ることにより、２次元のデータ即ち一Ｂスキャンにより取得する断層画像に相当する断層画像を、測定光を走査することなく一括で得ることができる。本変形例では、ＯＣＴとしてこのような形態のＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴを用いる。
＜眼科撮影装置の概略構成＞
以下、図９および図１０を参照して本変形例に係るＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴを含む眼科撮影装置について説明する。図９はＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴにおける光学ヘッド部９００の概略構成を模式的に示す図であり、図１０は本変形例に係る眼科撮影装置９０の概略的な機能構成を示す機能ブロック図である。なお、本変形例に係る眼科撮影装置は図９に示す光学ヘッド９００部と共に、実施形態１で述べた前眼部を観察する光学系、および眼底を観察する光学系を有するが、同様の構成であることからここでの図示および説明は割愛する。
光学ヘッド９００部には、波長掃引光源９０１、カプラー９０２、ライン像形成光学系９１０、測定光学系９２０、参照光学系９３０、ビームスプリッタ９５０、および撮像系９６０が設けられている。波長掃引光源９０１は、実施形態２の光源６３０と同様の波長掃引光源である。波長掃引光源９０１から出射された光は、光ファイバを介してカプラー９０２に入射し、カプラー９０２によって、測定光学系９２０に向かう測定光と参照光学系９３０に向かう参照光とに分割される。
測定光は、光ファイバを介してライン像形成光学系９１０へ導かれる。ライン像形成光学系９１０には、コリメータレンズ９１１、シリンドリカルレンズ９１２、レンズ９１３が設けられている。ライン像形成光学系９１０に入射した光は、コリメータレンズ９１１により平行光とされ、シリンドリカルレンズ９１２およびレンズ９１３を通って、平面９１４上にライン像を形成する。なお、図中、実線は紙面に垂直のサジタル方向において平面９１４上で集光する光線、破線は紙面に平行のタンジェンシャル方向において平面９１４上でコリメートされている光線を、それぞれ示している。
測定光は、ライン像形成光学系９１０から出射すると、ビームスプリッタ９５０を通過して測定光学系９２０へ導かれる。測定光学系９２０には、フォーカスレンズ９２１、絞り９２５、ガルバノミラー９２２、および対物レンズ系を形成するレンズ９２３，９２４が設けられている。
フォーカスレンズ９２１は、光学ヘッド９００部に接続される制御装置１０００（図１０参照）によって制御されるフォーカス駆動手段９７１により図中矢印で示す光軸方向に駆動される。フォーカスレンズ９２１を駆動することにより、測定光を眼底Ｅｒに合焦できる。ここで、制御装置１０００（駆動制御部１０３２）は、フォーカス駆動手段９７１を制御し、平面９１４と被検眼Ｅの眼底Ｅｒとが光学的に共役になるように、フォーカスレンズ９２１を光軸上で図中矢印方向に駆動させる。ガルバノミラー９２２は、被検眼Ｅの前眼部と略共役な位置に角度可変に配置され、制御装置１０００（駆動制御部１０３２）によって制御されるガルバノ駆動手段９７２によって角度を変更するように駆動される。制御装置１０００（駆動制御部１０３２）は、ガルバノ駆動手段９７２を制御し、ガルバノミラー９２２を駆動させることで、眼底上に導かれた測定光によるライン像を眼底上で走査することができる。
測定光学系９２０に入射した光は、フォーカスレンズ９２１および絞り９２５を通り、ガルバノミラー９２２により反射される。そして、レンズ９２３，９２４を介して被検眼Ｅに入射し、眼底Ｅｒ上にライン像を形成する。眼底Ｅｒで反射・散乱した測定光は、測定光学系９２０を戻り光として戻った後、ビームスプリッタ９５０によって反射され、撮像系９６０へ導かれ、後述する平面９６１上に、戻り光のライン像を形成する。
一方、参照光は、光ファイバを介して参照光学系９３０に導かれる。参照光学系９３０には、コリメータレンズ９３１、ＮＤフィルタ９３２、ミラー９３３，９３４、レトロリフレクタ９３５、シリンドリカルレンズ９３６、およびレンズ９３７が設けられている。ＮＤフィルタ９３２は、通過する光の光量を所望の量に減衰させることができる。レトロリフレクタ９３５は、制御装置１０００（駆動制御部１０３２）によって制御されるミラー駆動手段９７３により図中矢印で示す参照光の光軸方向に駆動され、参照光の光路長を調整することができる。制御装置１０００（駆動制御部１０３２）は、ミラー駆動手段９７３を制御してレトロリフレクタ９３５を駆動することによって、測定光学系９２０と参照光学系９３０の光路長差を補正することができる。
参照光学系９３０に入射した参照光は、コリメータレンズ９３１により平行光とされ、ＮＤフィルタ９３２を通過し所定光量に減衰される。その後、参照光はコリメートされた状態を保持したまま、ミラー９３３，９３４で反射され、レトロリフレクタ９３５で折り返され、ミラー９３４，９３３で反射される。更に、参照光はシリンドリカルレンズ９３６とレンズ９３７を通って、ビームスプリッタ９５０を透過した後に撮像系９６０へ導かれ、平面９６１上にライン像を形成する。
撮像系９６０には、リレーレンズ光学系のレンズ９６２，９６３、シリンドリカルレンズ９６４，９６５、およびラインセンサ９６６が設けられている。参照光と戻り光はビームスプリッタ９５０において合波され、平面９６１上で参照光と戻り光との各々のライン像が干渉する。その干渉したライン像が、リレー光学系のレンズ９６２，９６３、シリンドリカルレンズ９６４，９６５を介して、ラインセンサ９６６で受光される。ラインセンサ９６６は受光したライン像に基づいて出力信号を生成し、出力信号を制御装置１０００に送る。ラインセンサ９６６は、例えば実施形態２における一Ｂスキャンで断層画像を取得する範囲において、各Ａスキャン位置に対応するように、複数のＡＰＤ等の読み取り画素が配置されることで構成される。個々のＡＰＤで得られる干渉信号を時間的に分光することで、干渉信号を得た位置での深さ方向の断層画像が得られる。即ち、干渉光のライン像を得た眼底Ｅｒ上の位置の断層画像が、一括で取得できる。
図１０は、本変形例に係る眼科撮影装置９０の概略的な機能構成を示す。光学ヘッド部９００には制御装置１０００が接続されており、実施形態２と同様に、制御装置１０００にはモニタ３００および入力部４００が接続されている。光学ヘッド部９００には、上述した光学部材等に加えて、フォーカス駆動手段９７１、ガルバノ駆動手段９７２、ミラー駆動手段９７３、ヘッド駆動手段１４０が設けられている。また、制御装置１０００には、サンプリング部１０１０、メモリ２２０、および制御部１０３０が設けられている。サンプリング部１０１０は、ＤＡＱボード（Ｄａｔａ ＡｃＱｕｉｓｉｔｉｏｎ ボード）等で構成され、光学ヘッド部９００のラインセンサ９６６から出力信号を受け取り、出力信号をサンプリングして干渉信号を生成し、制御部１０３０に送る。制御部１０３０には、取得部１０３１、駆動制御部１０３２、トラッキング制御部１０３３、光源制御部１０３４、およびモード選択部１０３５が設けられている。
取得部１０３１は、サンプリング部１０１０からライン像に対応する被検眼Ｅの断層の情報を含む干渉信号を取得する。駆動制御部１０３２は、光学ヘッド部９００の波長掃引光源９０１、ラインセンサ９６６、フォーカス駆動手段９７１、ガルバノ駆動手段９７２、ミラー駆動手段９７３、およびヘッド駆動手段１４０等に接続され、これらを制御する。駆動制御部１０３２の制御に従って、フォーカス駆動手段９７１はフォーカスレンズ９２１を駆動し、ガルバノ駆動手段９７２はガルバノミラー９２２を駆動する。また、駆動制御部１０３２の制御に従って、ミラー駆動手段９７３はレトロリフレクタ９３５を駆動し、ヘッド駆動手段１４０は光学ヘッド部９００を含む光学ヘッドを駆動する。
トラッキング制御部１０３３は、実施形態１のトラッキング制御部２３３と同様に、眼底Ｅｒの移動量を検出する。そして、得られた移動量と閾値との比較を行い、後述する再走査や走査様式の変更を指示する情報を出力する。光源制御部１０３４は、実施形態２における光源制御部７３４と同様に、波長掃引光源９０１の波長掃引時の波長帯域や出射する光の強度を制御することができる。モード選択部１０３５は、波長掃引幅を通常の状態として撮影する第１の制御モードを実行するか、波長掃引幅を通常よりも狭くして撮影する第２の制御モードを実行するかの選択をする。
なお、制御装置１０００は汎用又は眼科撮影装置９０専用のコンピュータとして構成することができる。また、制御部１０３０の各構成要素は、ＣＰＵやＭＰＵ等の演算装置によって実行されるソフトウェアモジュールによって構成されてもよいし、ＡＳＩＣ等の特定の機能を果たす回路等によって構成されてもよい。また、メモリ２２０は任意のメモリや光学ディスク等の任意の記憶媒体等によって構成されてよい。
なお、ラインセンサ９６６からの出力信号は、ラインセンサ９６６の画素毎に、サンプリング部１０１０により、波長掃引光源９０１の１回の波長掃引に対応してサンプリングされる。これにより、サンプリング部１０１０は、１回の波長掃引に対応して、実施形態２の一Ａスキャン時に得られる干渉信号群に対応する１つの干渉信号群を生成する。これにより、線状の干渉光の照射範囲の断層画像を生成する干渉信号群が一括で得られる。このように、一枚の断層画像を生成できる干渉信号群を得る操作を、ここでは、仮に一Ｂスキャンと称する。
また、サンプリング部１０１０は、次のガルバノ駆動位置に対応する画素毎に波長掃引光源９０１の次の波長掃引に対応したサンプリングにより次の干渉信号群を生成する。以降はこの繰り返しで干渉信号群が次々に生成される。サンプリング部１０１０で生成された干渉信号群は、メモリ２２０にガルバノ駆動位置とともに記憶される。取得部１０３１は、メモリ２２０に記憶された１つの干渉信号群を周波数解析し、これにより被検眼Ｅの眼底の２次元の断層画像を生成する。生成された複数の断層信号群を用いることで、３次元の断層ボリューム画像が得られる。制御部１０３０は、生成した各断層画像をモニタ３００に表示することができる。なお、取得部１０３１が、複数の断層信号およびガルバノ駆動位置情報に基づいて、３次元の眼底ボリューム画像を生成し、制御部１０３０が眼底ボリューム画像をモニタ３００に表示することもできる。
＜時間制御＞
本変形例のように、波長掃引光源９０１で掃引する波長帯域の幅（以下、波長掃引幅）を小さくすると、掃引時間およびｋ−ｃｌｏｃｋのクロック数が小さくなる。そのため、得られる断層画像の深さ方向の分解能が低下するが、掃引に要する時間が短くなる。従って、一Ｂスキャンにおいて断層画像を取得するための時間を短くすることができる。即ち、波長掃引光源を用いた本実施形態に係る眼科撮影装置においては、波長掃引幅を小さくすることで、３次元ボリューム画像を生成するための干渉信号群の取得に要する時間を短縮する。これにより、固視微動等が多い被検眼においても、撮影時間の延長を低減することができる。
ここで、本変形例にて実行される撮影シーケンスについて説明する。上述したように、本変形例では、一Ｂスキャンを一括で行ない、Ｂスキャンラインを順次移動させることで眼底Ｅｒの３次元ボリューム画像のための干渉信号群を生成する。トラッキング制御部１０３３は、この干渉信号群の生成時において、並行して眼底Ｅｒの移動量を計測し、実施形態１で述べた閾値との比較を行っている。そして、移動量が閾値を超えた場合には、その際のＢスキャンラインの次のＢスキャンラインが眼底Ｅｒ上の所望の位置となる情報を、駆動制御部１０３２に出力する。
また、その際のＢスキャンラインから得ている干渉信号群は、眼底Ｅｒが移動中に取得されていることから、画像生成には適さない干渉信号群である可能性が高い。このため、一連のＢスキャンラインからの干渉信号の生成が終了した後、この移動量が大きい際のＢスキャンラインについて、再走査を行う。なお、本変形例の場合、再走査の様式はこれに限られない。例えば、移動量が閾値を超えた場合にはその際のＢスキャンラインの位置が眼底Ｅｒ上の所望の位置になるようにガルバノ駆動手段９７２を動作させ、以降の干渉信号群の取得がその所望の位置からそのまま連続して行われることとしてもよい。
本変形例の場合、実施形態１の場合と同様に、眼底Ｅｒの移動量が上述した再走査の閾値を超えた場合に、光源制御部１０３４が波長掃引光源９０１の波長掃引幅を小さくする。そして、サンプリング部１０１０が用いるｋ−ｃｌｏｃｋ数が少なくなった状態で上述した再走査を行う。この場合、例えば同じＢスキャンラインを続けて再走査する場合には、以降のＢスキャンラインでは眼底の深さ方向の分解能がそれ以前のＢスキャンラインの分解能とは異なってしまう。このような場合、深さ分解能が低い断層画像については、深さ方向に画素補間を行い、通常の走査時に得られる断層画像の画素数と同じ画素数の断層画像が得られるように画像処理を行ってもよい。また、実施形態２の場合と同様に、再走査の回数に基づいて、制御モードの変更を行うこととしてもよい。
また、更なる変形例として、波長掃引光源と２次元のエリアセンサと組み合わせて眼底を一括で撮影するＦＦ−ＯＣＴに本発明を適用してもよい。この場合、一括撮影時において眼底Ｅｒの移動量を検出し、その移動量が閾値を超えた場合、或いは閾値を超えた回数が回数の閾値を超えた場合に、制御モードを第１から第２に変更するとよい。この変形例の場合であっても、光源の波長掃引幅を変えることで、眼底上のデータ取得位置間隔を維持したまま短い時間で撮影が可能となる。
上述したように、本変形例に係る眼科撮影装置では、波長掃引光源９０１を用いる。更に、本変形例において光学ヘッド部として構成される照射手段は、測定光および参照光を、眼底Ｅｒ上において２次元領域を規定する１軸方向に延在する線状に、各々成形する光学系を有する。また、ラインセンサ９６６により構成される受光手段は、線状の測定光に対応して１軸方向に並ぶように配置される複数の読み取り画素を有する。各々の読み取り画素が上述した１軸の上の各位置（実施形態２のＡスキャン位置に対応）からの干渉信号を取得することで、該１軸上での断層画像（Ｂスキャン画像）が一括で取得できる。
なお、上述したように、測定光を線状に成形してＢスキャン画像を一括で取得する場合とは別に、測定光を面状に成形して、２次元平面の各Ａスキャン位置から一括で干渉信号を取得することもできる。この場合、照射手段は、測定光および参照光を、眼底Ｅｒ上の２次元領域に対応する面状に、各々成形する光学系を有するとよい。また、受光手段は、該２次元領域に対応して２次元に並ぶように配置される複数の読み取り画素を有するとよい。このような構成とすることにより、例えば波長掃引に要する時間が長くなった場合であっても、２次元平面に対応する２次元座標系の各Ａスキャン位置から一括で干渉信号を取得でき、撮影時間を短縮して再走査が求められる可能性を低減できる。
また、本発明に係る眼科撮影装置は、その他の態様として、上述した光源、照射手段、受光手段と、干渉信号取得手段、生成手段、およびモード選択手段に加え、光源制御手段（光源制御部２３４）を備えてもよい。この場合、照射手段は、少なくとも第１の波長帯域の光、および該第１の波長帯域よりも狭い第２の波長帯域のいずれかの波長帯域で、光源が発した光より得た測定光を、被検眼に照射する。ここで、第１の波長帯域或いは第２の波長帯域で測定光を被検眼に照射する場合、測定光は実施形態１のように広帯域波長の光としてもよく、実施形態２のように波長掃引されてもよい。上述したように、モード選択手段は、少なくとも第１の制御モードと第２の制御モードとのいずれかを選択する。この場合、第１の制御モードでは、第１の波長帯域で所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間で干渉信号を取得する。また、第２の制御モードでは、第２の波長帯域で所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で干渉信号を取得する。そして、光源制御部２３４は、第２の制御モードにおいて、第２の波長帯域の測定光の平均強度が第１の波長帯域の測定光の平均強度よりも大きく、第２の波長帯域の測定光の総光量が第１の波長帯域の測定光の総光量以下の光を発するように光源を制御する。
［その他の実施例］
本発明は、上述の実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。
以上、実施形態を参照して本発明について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではない。本発明の趣旨に反しない範囲で変更された発明、および本発明と均等な発明も本発明に含まれる。また、上述の各実施形態および変形例は、本発明の趣旨に反しない範囲で適宜組み合わせることができる。
１０：眼科撮影装置、 １３０：光源、 ２３２：駆動制御部、 ２３３：トラッキング制御部、 ２３４：光源制御部、 ２３５：モード選択部、 Ｅ：被検眼

Claims (25)

  1. 光源と、
    前記光源が発した光より得た測定光を被検眼に照射する照射手段と、
    前記測定光の前記被検眼からの戻り光と、前記測定光に対応する参照光であって前記光源が発した光より得た参照光との干渉光を受光する受光手段と、
    前記受光手段から、所定の空間密度、且つ所定の繰り返し時間で干渉信号を取得する干渉信号取得手段と、
    前記取得された干渉信号に基づいて、前記被検眼の前記測定光が照射された位置の断層画像を生成可能な生成手段と、
    前記被検眼から得られる情報を取得する情報取得手段と、
    少なくとも、前記所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第１の制御モードと、前記所定の空間密度を維持して前記第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第２の制御モードとのいずれかを、前記取得された情報に基づいて選択するモード選択手段と、
    を備えることを特徴とする眼科撮影装置。
  2. 前記所定の空間密度とは異なる空間密度で前記干渉信号取得手段が前記干渉信号を取得する第３の制御モードを更に有し、
    前記モード選択手段は、前記第３の制御モードを選択可能であることを特徴とする請求項１に記載の眼科撮影装置。
  3. 前記生成手段は、前記第２の制御モードにて取得された干渉信号を用いて正面画像を生成し、前記第３の制御モードにて取得された干渉信号を用いて前記被検眼の断層画像を生成することを特徴とする請求項２に記載の眼科撮影装置。
  4. 前記所定の空間密度は、前記被検眼を前記測定光で走査して複数の前記干渉信号を取得する際の走査線において、該走査線に配置される干渉信号取得位置を所定数とすることで設定されることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  5. 前記所定の繰り返し時間は、前記測定光の各照射位置で干渉信号が取得される時間であって、該取得される時間を所定時間とすることで設定されることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  6. 光源と、
    前記光源が発した光より得た測定光を被検眼に照射する照射手段と、
    前記測定光の前記被検眼からの戻り光と、前記測定光に対応する参照光であって前記光源が発した光より得た参照光との干渉光を受光する受光手段と、
    前記受光手段から干渉信号を取得する干渉信号取得手段と、
    前記取得された干渉信号に基づいて、前記被検眼の前記測定光が照射された位置の断層画像を生成可能な生成手段と、
    前記被検眼から得られる情報を取得する情報取得手段と、
    少なくとも、第１の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第１の制御モードと、前記第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第２の制御モードとのいずれかを、前記取得された情報に基づいて選択するモード選択手段と、
    を備えることを特徴とする眼科撮影装置。
  7. 前記情報取得手段は、前記被検眼の移動量を検出して前記被検眼から得られる情報とする手段を有し、
    前記モード選択手段は、前記検出された移動量に基づいて前記第１の制御モードと前記第２の制御モードとのいずれかを選択することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  8. 前記情報取得手段は、前記測定光が照射された特定の位置の干渉信号の再取得の回数を検出して前記被検眼から得られる情報とする手段を有し、
    前記モード選択手段は、前記検出された回数に基づいて前記第１の制御モードと前記第２の制御モードとのいずれかを選択することを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  9. 前記情報取得手段は、前記生成手段が生成する画像の適否を判断して前記被検眼から得られる情報とする手段を有し、
    前記モード選択手段は、前記判断された適否に基づいて、前記第１の制御モードと前記第２の制御モードとのいずれかを選択することを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  10. 前記生成する画像は、正面画像、断層画像、および前記断層画像を生成するデータを用いて生成される正面画像との少なくともいずれかであることを特徴とする請求項９に記載の眼科撮影装置。
  11. 前記測定光で前記被検眼を走査する走査手段を制御する駆動制御手段を更に備え、
    前記駆動制御手段は、前記第２の制御モードにおいて前記走査手段が前記測定光を走査する速度が、前記第１の制御モードにおいて前記走査手段が前記測定光を走査する速度よりも速くなるように前記走査手段を制御することを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  12. 前記光源は、前記第１の繰り返し時間および前記第２の繰り返し時間において波長を掃引する波長掃引光源であり、
    前記干渉信号取得手段は、波長掃引される光を発する際に生成される等波数クロックに応じて前記干渉信号の取得を行うことを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  13. 前記第１の制御モードにおいて、前記光源は第１の波長帯域において波長を掃引するととともに前記干渉信号取得手段は前記第１の波長帯域に対応する等波数クロックに応じて前記干渉信号を取得し、
    前記第２の制御モードにおいて、前記光源は前記第１の波長帯域よりも狭い第２の波長帯域において波長を掃引するとともに前記干渉信号取得手段は前記第２の波長帯域に対応する等波数クロックに応じて前記干渉信号を取得することを特徴とする請求項１２に記載の眼科撮影装置。
  14. 前記照射手段は、前記測定光および前記参照光を、１軸方向に延在する線状に各々成形する光学系を有し、
    前記受光手段は、前記線状に対応して前記１軸方向に並ぶように配置される複数の読み取り画素を有することを特徴とする請求項１２又は１３に記載の眼科撮影装置。
  15. 前記照射手段は、前記測定光および前記参照光を、面状に各々成形する光学系を有し、
    前記受光手段は、成形された面に対応して２次元に並ぶように配置される複数の読み取り画素を有することを特徴とする請求項１２又は１３に記載の眼科撮影装置。
  16. 前記光源は、所定の波長帯域の光を発する広帯域光源であり、
    前記受光手段は前記干渉光を波長成分毎に受光する複数の読み取り画素を有し、
    前記干渉信号取得手段は、前記複数の読み取り画素の各々から、前記波長成分毎の前記干渉信号を取得することを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  17. 前記光源は、前記第２の制御モードにおいて、前記所定の波長帯域の光である第１の波長帯域の光よりも狭い第２の波長帯域の光を発し、
    前記干渉信号取得手段は、前記第２の制御モードにおいて、前記第２の波長帯域の光に対応する配置にある読み取り画素の各々から、前記干渉信号を取得することを特徴とする請求項１６に記載の眼科撮影装置。
  18. 前記第２の制御モードにおいて、前記被検眼と前記光源との間に挿入されて、前記所定の波長帯域の光である第１の波長帯域の光を、前記第１の波長帯域の光よりも狭い第２の波長帯域の光に変換するフィルタを更に備え、
    前記干渉信号取得手段は、前記第２の制御モードにおいて、前記第２の波長帯域の光に対応する配置にある読み取り画素の各々から、前記干渉信号を取得することを特徴とする請求項１６に記載の眼科撮影装置。
  19. 前記光源は、前記第２の制御モードにおいて、前記第２の波長帯域の光の平均強度が前記第１の波長帯域の光の平均強度よりも大きく、前記第２の波長帯域の光の総光量が前記第１の波長帯域の光の総光量以下の光を発することを特徴とする請求項１３、１７、および１８のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  20. 前記生成手段は、前記第１の制御モードにて取得された干渉信号を用いて前記断層画像を生成し、前記第２の制御モードにて取得された干渉信号を用いて正面画像を生成することを特徴とする請求項１乃至１９のいずれか１項に記載の眼科撮影装置。
  21. 光源と、
    少なくとも第１の波長帯域の光、および前記第１の波長帯域よりも狭い第２の波長帯域のいずれかで、前記光源が発した光より得た測定光を、被検眼に照射する照射手段と、
    前記測定光の前記被検眼からの戻り光と、前記測定光に対応する参照光であって前記光源が発した光より得た参照光との干渉光を受光する受光手段と、
    前記受光手段から、所定の空間密度、且つ所定の繰り返し時間で干渉信号を取得する干渉信号取得手段と、
    前記取得された干渉信号に基づいて、前記被検眼の前記測定光が照射された位置の断層画像を生成可能な生成手段と、
    少なくとも、前記第１の波長帯域で前記所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第１の制御モードと、前記第２の波長帯域で前記所定の空間密度を維持して前記第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第２の制御モードとのいずれかを、前記取得された情報に基づいて選択するモード選択手段と、
    前記第２の制御モードにおいて、前記第２の波長帯域の測定光の平均強度が前記第１の波長帯域の測定光の平均強度よりも大きく、前記第２の波長帯域の測定光の総光量が前記第１の波長帯域の測定光の総光量以下の光を発するように前記光源を制御する光源制御手段と、
    を備えることを特徴とする眼科撮影装置。
  22. 光源と、
    前記光源が発した光より得た測定光を被検眼に照射する照射手段と、
    前記測定光の前記被検眼からの戻り光と、前記測定光に対応する参照光であって前記光源が発した光より得た参照光との干渉光を受光する受光手段と、
    前記受光手段から、所定の空間密度、且つ所定の繰り返し時間で干渉信号を取得する干渉信号取得手段と、
    前記取得された干渉信号に基づいて、前記被検眼の前記測定光が照射された位置の断層画像を生成可能な生成手段と、を備えた眼科撮影装置の制御方法であって、
    前記被検眼から得られる情報を取得する工程と、
    少なくとも、前記所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第１の制御モードと、前記所定の空間密度を維持して前記第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第２の制御モードとのいずれかを、前記取得された情報に基づいて選択する工程を含むことを特徴とする眼科撮影装置の制御方法。
  23. 光源と、
    前記光源が発した光より得た測定光を被検眼に照射する照射手段と、
    前記測定光の前記被検眼からの戻り光と、前記測定光に対応する参照光であって前記光源が発した光より得た参照光との干渉光を受光する受光手段と、
    前記受光手段から干渉信号を取得する干渉信号取得手段と、
    前記取得された干渉信号に基づいて、前記被検眼の前記測定光が照射された位置の断層画像を生成可能な生成手段と、を備えた眼科撮影装置の制御方法であって、
    前記被検眼から得られる情報を取得する工程と、
    少なくとも、第１の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第１の制御モードと、前記第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第２の制御モードとのいずれかを、前記取得された情報に基づいて選択する工程と、
    を備えることを特徴とする眼科撮影装置の制御方法。
  24. 光源と、
    少なくとも第１の波長帯域の光、および前記第１の波長帯域よりも狭い第２の波長帯域のいずれかで、前記光源が発した光より得た測定光を、被検眼に照射する照射手段と、
    前記測定光の前記被検眼からの戻り光と、前記測定光に対応する参照光であって前記光源が発した光より得た参照光との干渉光を受光する受光手段と、
    前記受光手段から、所定の空間密度、且つ所定の繰り返し時間で干渉信号を取得する干渉信号取得手段と、
    前記取得された干渉信号に基づいて、前記被検眼の前記測定光が照射された位置の断層画像を生成可能な生成手段と、を備えた眼科撮影装置の制御方法であって、
    少なくとも、前記第１の波長帯域で前記所定の空間密度を維持して第１の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第１の制御モードと、前記第２の波長帯域で前記所定の空間密度を維持して前記第１の繰り返し時間よりも短い第２の繰り返し時間で前記干渉信号を取得する第２の制御モードとのいずれかを、前記取得された情報に基づいて選択する工程と、
    前記第２の制御モードにおいて、前記第２の波長帯域の測定光の平均強度が前記第１の波長帯域の測定光の平均強度よりも大きく、前記第２の波長帯域の測定光の総光量が前記第１の波長帯域の測定光の総光量以下の光を発するように前記光源を制御する工程と、
    を含むことを特徴とする眼科撮影装置の制御方法。
  25. プロセッサーによって実行されると、該プロセッサーに請求項２２乃至２４のいずれか１項に記載の眼科撮影装置の制御方法の各工程を実行させる、プログラム。
JP2018239370A 2018-12-21 2018-12-21 眼科撮影装置、該眼科撮影装置の制御方法、およびプログラム Pending JP2020099500A (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2018239370A JP2020099500A (ja) 2018-12-21 2018-12-21 眼科撮影装置、該眼科撮影装置の制御方法、およびプログラム

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2018239370A JP2020099500A (ja) 2018-12-21 2018-12-21 眼科撮影装置、該眼科撮影装置の制御方法、およびプログラム

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2020099500A true JP2020099500A (ja) 2020-07-02

Family

ID=71140313

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2018239370A Pending JP2020099500A (ja) 2018-12-21 2018-12-21 眼科撮影装置、該眼科撮影装置の制御方法、およびプログラム

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP2020099500A (ja)

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6551081B2 (ja) 眼科撮影装置および眼科撮影プログラム
US7954946B2 (en) Optical tomographic image photographing apparatus
JP6062688B2 (ja) 眼科装置、眼科装置の制御方法、およびプログラム
US9033500B2 (en) Optical coherence tomography and method thereof
JP6469413B2 (ja) データ処理方法及びｏｃｔ装置
JP6703730B2 (ja) 光コヒーレンストモグラフィ装置、および光コヒーレンストモグラフィ制御プログラム
JP6652281B2 (ja) 光断層撮像装置、その制御方法、及びプログラム
JP2016077666A (ja) データ処理方法及びｏｃｔ装置
JP6918581B2 (ja) 制御装置、断層像撮影システム、制御方法、及びプログラム
US20170258326A1 (en) Ophthalmologic apparatus and imaging method
JP5948757B2 (ja) 眼底撮影装置
JP2019080793A (ja) 断層画像撮影装置、画像処理装置、断層画像撮影装置の制御方法およびプログラム
JP6431400B2 (ja) 眼科撮影装置および眼科装置
US9538913B2 (en) Ophthalmic system
JP2020110256A (ja) 眼科撮影装置、その制御装置、制御方法、およびプログラム
JP7124270B2 (ja) 眼科撮影装置
JP7027075B2 (ja) 光干渉断層撮影装置及びその制御方法
US9033498B2 (en) Photographing apparatus and photographing method
JP2017221741A (ja) 画像生成装置、画像生成方法およびプログラム
JP2020099500A (ja) 眼科撮影装置、該眼科撮影装置の制御方法、およびプログラム
JP5649679B2 (ja) 光干渉断層撮像装置、光干渉断層撮像装置の制御方法、およびプログラム
JP6431399B2 (ja) 眼科撮影装置
JP6775995B2 (ja) 光断層撮像装置、光断層撮像装置の作動方法、及びプログラム
JP2019025186A (ja) 眼科装置及びデータ収集方法
US20210204809A1 (en) Ophthalmic imaging apparatus, controlling method of the same, and recording medium