JP2020146489A

JP2020146489A - 眼科撮影装置

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Publication number: JP2020146489A
Application number: JP2020095289A
Authority: JP
Inventors: 秋葉　正博; Masahiro Akiba; 正博秋葉
Original assignee: Topcon Corp
Current assignee: Topcon Corp
Priority date: 2020-06-01
Filing date: 2020-06-01
Publication date: 2020-09-17
Also published as: JP2021154160A

Abstract

【課題】血流が低速度である場合でも高い感度で血流を検出することが可能な眼科撮影装置を提供する。【解決手段】実施形態の眼科撮影装置は、複数のラインが配列されてなるスキャンパターンで眼底のＯＣＴを行う。データ収集部は、ＯＣＴによって眼底から検出データを収集する。光スキャナは、測定光を２次元的に偏向する。制御部は、複数のラインの配列順と異なる順序で複数のラインの一連のスキャンを実行し且つ一連のスキャンを所定回数繰り返すように光スキャナを制御する。画像形成部は、光スキャナの制御と共にデータ収集部に収集された検出データに基づき血管造影画像を形成する。一連のスキャンの順序は、恒等変換と異なる複数のラインの配列順の置換によって、複数のラインの配列順において連続している２以上の順番が連続しないように設定される。【選択図】図３

Description

本発明は、眼科撮影装置に関する。

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モード画像や３次元画像の取得だけでなく、Ｃモード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次元的分布が得られる。

特表２０１５−５１５８９４号公報

眼科用ＯＣＴでは、近赤外領域の中心波長を有する測定光が一般に使用されるが、測定光に可視成分が含まれていることもある。可視成分を含む測定光を用いて眼底のＯＣＴを行う場合、測定光の移動軌跡を被検眼が追ってしまい、目的の部位のデータを取得できないことがあった。

例えば、ＯＣＴ血管造影では、眼底の３次元領域のデータを収集するためにラスタースキャンが適用されることが多く、従来の眼科撮影装置は、互いに平行に配列された複数のラインをその配列順に所定回数ずつスキャンしている。そのため、複数のラインの配列方向に移動する赤い線状の像を眼で追いかけてしまうことがある。

また、ＯＣＴ血管造影では、同じ断面を複数回スキャンすることで血流の時間的変化を検出し、これを画像化するが、従来の眼科撮影装置では、同じ断面を連続してスキャンするため、血流が遅い場合にはその時間的変化を十分に検出できないことがある。これを解決するために同じ断面の連続スキャンの繰り返しレートを遅くすることが考えられるが、計測時間が長くなるという問題が新たに発生する。この問題は、３次元領域を対象とする場合に特に顕著となる。

本発明に係る眼科撮影装置の目的は、血流が低速度である場合でも高い感度で血流を検出することにある。

請求項１に係る発明は、複数のラインが配列されてなるスキャンパターンで眼底の光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を行うことが可能な眼科撮影装置であって、前記眼底に測定光を投射し、前記測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出し、前記検出した検出データを収集するデータ収集部と、前記測定光を２次元的に偏向可能な光スキャナと、前記複数のラインの配列順と異なる順序で前記複数のラインの一連のスキャンを実行し且つ前記一連のスキャンを所定回数繰り返すように前記光スキャナを制御する制御部と、前記制御部により前記光スキャナの制御を行いつつ前記データ収集部により収集された検出データに基づいて、前記眼底の血管が強調された血管造影画像を形成する画像形成部とを備え、前記一連のスキャンの順序は、恒等変換と異なる前記複数のラインの配列順の置換によって、前記複数のラインの配列順において連続している２以上の順番が連続しないように設定されることを特徴とする。

実施形態によれば、血流が低速度である場合でも高い感度で血流を検出す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。実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を説明するための概略図。実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を説明するための概略図。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図。

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、波長掃引型（波長走査型）光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検物からの測定光の戻り光を参照光と干渉さ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干渉さ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。

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、手術用顕微鏡などが設けられてもよい。なお、眼底写真は、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（ＣｅｎｔｒａｌＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）、ＧＰＵ（ＧｒａｐｈｉｃｓＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（ＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎＳｐｅｃｉｆｉｃＩｎｔｅｇｒａｔｅｄＣｉｒｃｕｉｔ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、ＳＰＬＤ（ＳｉｍｐｌｅＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＬｏｇｉｃＤｅｖｉｃｅ）、ＣＰＬＤ（ＣｏｍｐｌｅｘＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＬｏｇｉｃＤｅｖｉｃｅ）、ＦＰＧＡ（ＦｉｅｌｄＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＧａｔｅＡｒｒａｙ））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ＬＥＤ（ＬｉｇｈｔＥｍｉｔｔｉｎｇＤｉｏｄｅ）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。

ＬＣＤ３９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（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（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、波長掃引型（波長走査型）光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検眼Ｅからの測定光の戻り光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光を検出する干渉光学系を含む。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波長掃引型（波長走査型）光源を含む。波長掃引型光源は、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とを合成して（干渉させて）干渉光を生成する。ファイバカプラ１２２は、所定の分岐比（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（ＢａｌａｎｃｅｄＰｈｏｔｏＤｉｏｄｅ）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ＤＡＱ（ＤａｔａＡｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎＳｙｓｔｅｍ）１３０に送る。

ＤＡＱ１３０には、光源ユニット１０１からクロックＫＣが供給される。クロックＫＣは、光源ユニット１０１において、波長掃引型光源により所定の波長範囲内で掃引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（ＲａｎｄｏｍＡｃｃｅｓｓＭｅｍｏｒｙ）、ＲＯＭ（ＲｅａｄＯｎｌｙＭｅｍｏｒｙ）、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よい。

〈制御系〉
眼科撮影装置１の制御系の構成例を図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及び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。

更に、記憶部２１２にはスキャン情報２１２ａが予め記憶される。スキャン情報２１２ａには、１以上のスキャンパターンのスキャン条件が記録されている。スキャンパターンが複数のラインを含む場合、そのスキャンパターンのスキャン条件には、複数のラインを順次にスキャンするときの順序を示す情報（スキャン順序情報）が含まれる。

図４Ａ及び図４Ｂを参照してスキャン順序情報の具体例を説明する。図４Ａは、複数のライン３００−１、３００−２、３００−３、・・・、３００−Ｎが互いに平行に配列されてなるラスタースキャン（３次元スキャン）３００を表す。図４Ｂは、ラスタースキャン３００について予め作成されたスキャン順序情報２１２ｂを表す。スキャン順序情報２１２ｂは、ラスタースキャン３００に含まれるＮ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の配列順ｎと、それらのスキャン順ｍとを対応付けている。配列順ｎは、図４Ａに示すように、Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の空間的配置を表す自然な順序である。また、スキャン順ｍは、Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）に沿ったスキャンを順次に行うときの時間的な順序である。

図４Ａに示すＮ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の間隔（スペーシング）、つまり隣接するライン３００−ｎ及び３００−（ｎ＋１）の間の距離は、任意に設定可能である。例えば、Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の間隔は一定でもよいし一定でなくてもよい。

ＯＣＴ血管造影では、それぞれのライン３００−ｎのスキャンが所定回数（例えば４回）反復される。この場合、例えば、次のいずれかの条件を満足するように、Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）のスキャンを実行することができる：（条件１）スキャン順ｍが示す順序でＮ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の一連のスキャンを実行し、この一連のスキャンを所定回数繰り返す；（条件２）スキャン順ｍが示す順序でＮ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）を切り替えつつ、各ライン３００−ｎのスキャンを所定回数連続して行う；（条件３）各ライン３００−ｎのスキャンを既定回数（所定回数未満の回数）連続して行いつつスキャン順ｍが示す順序でＮ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）を切り替える一連のスキャンを実行し、各ライン３００−ｎのスキャン回数が所定回数に達するまで当該一連のスキャンを繰り返す。

スキャン順序情報２１２ｂには、配列順ｎに対しスキャン順ｍ_ｎが対応付けられている（ｎ＝１〜Ｎ）。Ｎ個のスキャン順ｍ_１、ｍ_２、ｍ_３、・・・、ｍ_Ｎは、任意の異なる配列順ｎ１とｎ２について、スキャン順ｍ_ｎ１とｍ_ｎ２も異なる。また、配列順ｎの個数とスキャン順ｍ_ｎの個数はともにＮである。つまり、本例のスキャン順序情報２１２ｂは、ラスタースキャンに含まれるＮ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の置換（ｐｅｒｍｕｔａｔｉｏｎ）「ｎ→ｍ_ｎ」を与えるものであり、かつ、Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の空間的順序を時間的順序に変換するものである。また、この変換（置換）は恒等変換ではない（つまり、ｎ≠ｍ_ｎとなるｎが少なくとも２つ存在する）。

スキャン順序情報２１２ｂを作成するための置換は、例えば、規則的な置換又は不規則的な置換であってよい。規則的な置換の一例を次のようにして構成することができる。まず、配列順ｎ＝１〜Ｎからなる集合を、同数の元を含むＫ個の部分集合に分割する（２≦Ｋ＜Ｎ、かつ、Ｎ／Ｋ＝整数）。次に、Ｋ個の部分集合を順序付けるとともに、各部分集合の元（要素）を順序付ける。そして、全ての元を次のように順序付ける：第１部分集合の第１番目の元、第２部分集合の第１番目の元、・・・、第Ｋ部分集合の第１番目の元、第１部分集合の第２番目の元、第２部分集合の第２番目の元、・・・、第Ｋ部分集合の第２番目の元、第１部分集合の第３番目の元、・・・、第Ｋ部分集合の第（Ｎ／Ｋ−１）番目の元、第１部分集合の第（Ｎ／Ｋ）番目の元、・・・、第Ｋ部分集合の第（Ｎ／Ｋ）番目の元。ＯＣＴ血管造影においては、当該順序でＮ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）に対する一連のスキャンを実行し、更に、この一連のスキャンを所定回数繰り返すことができる。

規則的な置換の他の例として、複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の配列の一端側と他端側を交互にかつ外側から内側に向かって順にスキャンするように置換を構成することができる。つまり、「１→１、２→Ｎ、３→２、４→Ｎ−１、５→３、・・・、Ｎ→Ｎ／２又は（Ｎ−１）／２」で定義される置換を適用することができる。ここで、Ｎが偶数の場合には「Ｎ→Ｎ／２」が適用され、Ｎが奇数の場合には「Ｎ→（Ｎ−１）／２」が適用される。なお、以上は例示であり、規則的な置換はこれらに限定されない。

一方、不規則的な置換は、例えば擬似乱数列に基づいて設定される。擬似乱数列は、公知の擬似乱数列生成法（擬似乱数列生成器）によって生成される。擬似乱数列生成法の例として、平方採中法、線形合同法（乗算合同法、混合合同法）、線形帰還シフトレジスタ、メルセンヌ・ツイスタ、キャリー付き乗算、Ｘｏｒｓｈｉｆｔ、ＬａｇｇｅｄＦｉｂｏｎａｃｃｉ法、Ｂｌｕｍ−Ｂｌｕｍ−Ｓｈｕｂ（ＢＢＳ）、Ｆｏｒｔｕｎａなどがある。或いは、眼科撮影装置の製造者やユーザが配列順を任意に置換する（ｐｅｒｍｕｔｅ）ことによってスキャン順序情報２１２ｂを作成することもできる。なお、以上は例示であり、不規則的な置換はこれらに限定されない。

このように、ＯＣＴ血管造影では、例えば、図４Ａに示すようなラスタースキャンに含まれる複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）が順次にスキャンされる。微弱な血流信号を抽出するには、短い時間間隔で同一部位を繰り返しスキャンして得られた複数の画像から血流信号を求めるよりも、比較的長い時間間隔で得られた複数の画像の時間的変化を抽出する方が、その変化量を確実に捉えることができる。同一部位に対するスキャンの時間間隔を長くするには、当該部位の複数回のスキャンを連続的にかつ時間間隔を空けて行うように光スキャナ４２を制御するよりも、その空白時間に他の部位のスキャンを行う方が、スキャン全体を最適化できる（例えば、全撮影時間が短縮される）。よって、ＯＣＴ血管造影では、撮影時間や撮影フローが最適化されるように複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）のスキャン順ｍが予め設定され、それに基づきスキャン順序情報２１２ｂ（図４Ｂ）が作成される。なお、この場合のスキャン順序はランダムであってもよいが、規則的な順序が比較的有効と考えられる。

また、配列順ｎ＝１〜ｎの置換において、連続する２以上の配列順ｎ、ｎ＋１、・・・、ｎ＋ｉ（ｉは１〜Ｎ−１の間の任意の整数）がスキャン順ｍ_ｎにおいて連続しないようにスキャン順序情報２１２ｂを作成することができる。或いは、そのような連続配列がせいぜい所定数だけ含まれるようにスキャン順序情報２１２ｂを作成することができる。また、連続する２つの配列順ｎ、ｎ＋１に対応するスキャン順ｍ_ｎ、ｍ_ｎ＋１が所定間隔以上離れて配置されるようにスキャン順序情報２１２ｂを作成することができる。ここに例示したスキャン順序情報の作成方法は、空間的配列が連続するライン３００−ｎ〜３００−（ｎ＋ｊ）（ｊは１〜Ｎ−１の間の任意の整数）が時間的に連続してスキャンされることを可能な限り避けるための工夫の例である。この目的の達成を図るための任意の工夫をスキャン順序情報の作成において施すことが可能である。

スキャン順序情報は上記の例には限定されない。例えば、ラスタースキャン以外のスキャンパターンであっても、複数のラインが配列されてなるスキャンパターンであれば、本例と同様にしてスキャン順序情報を作成することができる。そのようなスキャンパターンの例として、複数のラインが放射状に配列されたラジアルスキャンや、互いに直交する２つのライン群（例えば互いに平行な５本のラインからなる群）からなるマルチクロススキャン、径が異なる複数のサークルが同心円状に配列された同心円スキャンなどがある。

また、同様のライン配列であっても、そのサイズや形状や間隔に応じたスキャンパターンを個別に設けることができる。例えば、正方形エリアに複数のラインが互いに平行に配列されたラスタースキャンや、長方形エリアに複数のラインが平行に配列されたラスタースキャンを設けることができる。また、正方形エリアのラスタースキャンであっても、例えば６ｍｍ×６ｍｍのサイズのラスタースキャンと、９ｍｍ×９ｍｍのサイズのラスタースキャンとを設けることができる。

スキャン情報２１２ａは、複数のスキャン順序情報を含んでいてよい。ここで、同じスキャンパターンについて２以上のスキャン順序情報が設けられてもよいし、異なる２以上のスキャンパターンのそれぞれについてスキャン順序情報が設けられてもよい。複数のスキャン順序情報がスキャン情報２１２ａに含まれる場合、事前に設定されたスキャンパターンに対応するスキャン順序情報が例えば主制御部２１１により選択される。１つのスキャンパターンについて２以上のスキャン順序情報が設けられている場合、例えば、被検眼Ｅに対して過去に適用されたスキャン順序情報（例えば、好適にスキャンが実施されたときに適用されたスキャン順序情報）が選択される。或いは、被検者の属性（年齢、疾患等）に応じてスキャン順序情報を選択することも可能である。また、ＯＣＴ血管造影に適用されるスキャン順序情報と、他の計測手法（例えば、形態画像を取得するための３次元スキャン）に適用されるスキャン順序情報とを選択的に適用することができる。

〈画像形成部２２０〉
画像形成部２２０は、ＤＡＱ１３０から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の断面像の画像データを形成する。この処理には、従来のスウェプトソースＯＣＴと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、ＦＦＴ（ＦａｓｔＦｏｕｒｉｅｒＴｒａｎｓｆｏｒｍ）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、スキャンラインに沿って配列された複数のＡライン（ｚ方向のライン）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血管造影が行われる場合、画像形成部２２０は、所定回数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、眼底Ｅｆの血管が強調された血管造影画像（ａｎｇｉｏｇｒａｍ）を形成する。画像形成部２２０は、例えば次の要領で血管造影画像を形成することができる。

まず、画像形成部２２０は、複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）を所定回数ずつスキャンすることにより収集された検出データを、各ライン３００−ｎについての時系列データに分類する。例えば、複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）がＬ回ずつスキャンされた場合、画像形成部２２０は、各ライン３００−ｎに対応するＬ組のデータを特定する。Ｌ組のデータのそれぞれは、当該ライン３００−ｎに沿う１回のＢスキャンで収集されたデータを含む。Ｌ組のデータは、当該ライン３００−ｎに沿う第１回目のＢスキャンで収集されたデータ、第２回目のＢスキャンで収集されたデータ、・・・、第Ｌ回目のＢスキャンで収集されたデータである。よって、Ｌ組のデータは、異なるタイミングで実行されたＬ回のＢスキャンにより得られた時系列データである。

次に、画像形成部２２０は、各ライン３００−ｎの時系列データに基づいて、当該ライン３００−ｎに対応する２次元血管造影画像、つまり、当該ライン３００−ｎを含むＢスキャン面（縦断面）を表す血管造影画像を形成する。この処理は、従来のＯＣＴ血管造影と同様にして実行される。例えば、画像形成部２２０は、まず、Ｌ組のデータのそれぞれに基づいて、通常のＯＣＴ画像（一群のＡスキャン像データからなるＢモード画像）を形成する。それにより、当該ライン３００−ｎに対応するＬ個のＢモード画像が得られる。画像形成部２２０は、Ｌ個のＢモード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モード画像の間の差分を求める処理を含む。各Ｂモード画像は、被検眼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、Ｌ個のＢモード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。画像形成部２２０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。

それにより、Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）に対応するＮ個の２次元血管造影画像が得られる。画像形成部２２０は、Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の配列順ｍにしたがってＮ個の２次元血管造影画像を配置する。この処理は、例えば、Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の配列順ｍ及び配列間隔（スペーシング）に合わせて、Ｎ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、Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の配列に応じてＮ個の２次元血管造影画像を並べ替えてスタックデータを形成することができる。このようなスタックデータは、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。

３次元血管造影画像の他の例として、このスタックデータに補間処理等を施して形成されるボリュームデータ（ボクセルデータ）がある。このようなボリュームデータは、例えば、後述のデータ処理部２３０によって構築される。なお、収集された検出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。

画像形成部２２０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。なお、本明細書では、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを同一視することがある。また、被検眼Ｅの部位とそれを表す画像とを同一視することがある。

〈データ処理部２３０〉
データ処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された画像に対して画像処理や解析処理を施す。例えば、データ処理部２３０は、画像の輝度補正や分散補正等の補正処理を実行する。また、データ処理部２３０は、眼底カメラユニット２により得られた画像（眼底像、前眼部像等）に対して画像処理や解析処理を施す。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、画像形成部２２０により形成された複数の断層像の間の画素を補間する補間処理を実行するなどして、眼底Ｅｆの３次元画像を形成することができる。３次元画像とは、３次元座標系により画素の位置が定義された画像である。３次元画像としては、複数のスキャンラインに沿う複数の断層像をスキャンラインの位置関係に基づいて３次元的に配列することで得られるスタックデータや、スタックデータの補間等を行って得られるボクセルデータ（ボリュームデータ）などがある。３次元画像にレンダリング（ボリュームレンダリング、ＭＩＰ（ＭａｘｉｍｕｍＩｎｔｅｎｓｉｔｙＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：最大値投影）など）を施すことにより表示用画像が形成される。また、３次元画像に断面を設定し、それを表示することができる（多断面再構成：ＭＰＲ）。また、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が得られる。

〈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〉
眼科撮影装置１の動作について説明する。動作の一例を図５に示す。本例では、ＯＣＴ血管造影が行われる。

（Ｓ１：スキャンパターンを設定する）
まず、眼底ＥｆのＯＣＴのスキャンパターンが設定される。スキャンパターンは、例えば、ユーザインターフェイス２４０を用いて手動で設定される。或いは、過去に適用されたスキャンパターンや疾患種別に基づいて主制御部２１１がスキャンパターンを自動で設定することもできる。ここで、過去に適用されたスキャンパターンや疾患種別は、電子カルテ等を参照して取得される。

（Ｓ２：スキャンパターンに対応するスキャン順序情報を選択する）
主制御部２１１は、ステップＳ１で設定されたスキャンパターンに対応するスキャン順序情報をスキャン情報２１２ａから取得する。

（Ｓ３：スキャン順序情報に基づき光スキャナを制御しつつＯＣＴを行う）
ＯＣＴ開始のトリガを受けて、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００や光スキャナ４２を制御することにより、眼底ＥｆのＯＣＴを実行する。このとき、主制御部２１１は、ステップＳ２で取得されたスキャン順序情報に基づき光スキャナ４２を制御する。

一例として、図４Ｂに示すスキャン順序情報２１２ｂが選択された場合、主制御部２１１は、図４Ａに示すラスタースキャン３００に含まれる複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）を、スキャン順ｍ_１、ｍ_２、ｍ_３、・・・、ｍ_Ｎが示す順序で実行する。そして、この一連のスキャンを所定回数（例えば４回）繰り返し実行する。それにより、複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）に沿うスキャンが、その配列順と異なる順序で所定回数ずつ実行される。このとき、空間的に連続して配列された２以上のライン３００−ｎ、３００−（ｎ＋１）、・・・、３００−（ｎ＋ｊ）に沿うスキャンが連続して実行されないように光スキャナ４２を制御することができる。また、空間的に連続して配列された２つのライン３００−ｎ、３００−（ｎ＋１）に沿うスキャンが所定時間間隔以上離れたタイミングで実行されるように光スキャナ４２を制御することができる。このようなスキャンによれば、空間的配列が連続するライン３００−ｎ〜３００−（ｎ＋ｊ）（ｊは１〜Ｎ−１の間の任意の整数）が時間的に連続してスキャンされることを可能な限り避けることができる。

Ｎ本のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の間隔（スペーシング）を変更するためのパラメータがスキャン順序情報２１２ｂに含まれている場合、主制御部２１１は、スキャン順ｍ_１、ｍ_２、ｍ_３、・・・、ｍ_Ｎが示す順序で、かつ、当該パラメータが表すスペーシングで複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の一連のスキャンを実行するように、光スキャナ４２を制御することができる。また、後述の変形例のように、スキャンの速度（時間的間隔）を変更するためのパラメータがスキャン順序情報２１２ｂに含まれている場合、主制御部２１１は、スキャン順ｍ_１、ｍ_２、ｍ_３、・・・、ｍ_Ｎが示す順序で、かつ、当該パラメータが表すスキャン速度で複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）の一連のスキャンを実行するように、光スキャナ４２を制御することができる。なお、スペーシングを変更するためのパラメータとスキャン速度を変更するためのパラメータの双方がスキャン順序情報２１２ｂに含まれている場合、スキャン順、スペーシング及びスキャン速度のうちの一部又は全部を変更するように制御を行うことが可能である。

また、このような一連のスキャンの繰り返しと並行してトラッキングを行うことにより、被検眼Ｅの動きによるスキャン位置のズレを回避することができる。トラッキングについては後述する。

（Ｓ４：ライン毎の時系列データに分類する）
画像形成部２２０は、ステップＳ３で収集された検出データを、複数のラインのそれぞれに対応する時系列データに分類する。この処理は、例えば、ステップＳ３の繰り返しスキャンにより順次に収集される検出データの取得順序と、ステップＳ２で選択されたスキャン順序情報とに基づいて実行される。

（Ｓ５：各ラインに沿う２次元血管造影画像を形成する）
次に、画像形成部２２０は、ステップＳ４でライン毎に分類された時系列データに基づいて、時系列に並ぶ所定枚数（例えば４枚）のＢスキャン像をライン毎に形成し、これらＢスキャン像に基づいてライン毎の２次元血管造影画像を形成する。

（Ｓ６：３次元血管造影画像を形成する）
続いて、画像形成部２２０は、ステップＳ５で形成された複数のラインに対応する複数の２次元血管造影画像に基づいて、複数のラインによるスキャンエリア（３次元領域）における血管の分布を表す３次元血管造影画像を形成する。更に、データ処理部２３０は、この３次元血管造影画像（スタックデータ等）に基づいてボリュームデータを形成することができる。このボリュームデータは、当該スキャンエリアにおける血管の分布をボクセルを用いて表現した画像データである。

なお、複数の２次元血管造影画像から３次元血管造影画像を作成するときには、複数の２次元血管造影の並べ替えが行われる。具体的には、画像形成部２２０（又はデータ処理部２３０）は、スキャン順序情報２１２ｂに基づき、複数の２次元血管造影画像の時系列的順序を複数のライン３００−ｎの空間的配列順序に逆変換する。つまり、スキャンを行うための変換ｆ（ｎ）＝ｍ_ｎの逆変換ｆ^−１（ｍ_ｎ）＝ｎが適用される。なお、前述のように変換ｆは全単射であるから逆変換ｆ^−１は一意的に決定される。

データ処理部２３０は、３次元血管造影画像（スタックデータ、ボリュームデータ等）に基づいて、ボリュームレンダリング画像やＭＰＲ画像やプロジェクション画像やシャドウグラムを形成することができる。主制御部２１１は、このようにして形成された画像や、ステップＳ２で形成された２次元血管造影画像や、形態画像（通常のＢスキャン像やレンダリング画像等）を、表示部２４１に表示させることができる。

〈作用・効果〉
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。

実施形態の眼科撮影装置は、複数のラインが配列されてなるスキャンパターンで眼底の光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を行うよう構成され、データ収集部と光スキャナと制御部と画像形成部とを含む。実施形態の眼科撮影装置は、ＯＣＴ血管造影を実行可能である。

データ収集部は、眼底に測定光を投射し、その戻り光と参照光との干渉光を検出し、その検出データを収集するよう構成される。本実施形態では、ＯＣＴユニット１００内の要素と、測定アームを形成する光学部材とが、データ収集部に含まれる。

光スキャナは、測定光を２次元的に偏向可能に構成される。本実施形態では、光スキャナ４２がこれに相当する。

制御部は、複数のラインの配列順（つまり空間的な配列順序）と異なる順序（つまり時系列的な順序）で複数のラインを所定回数ずつスキャンするように光スキャナを制御する。本実施形態では、主制御部２１１がこれに相当する。なお、スキャン回数は、複数のライン全てに対して等しくてもよいし、異なってもよい。

画像形成部は、制御部により光スキャナの制御を行いつつデータ収集部により収集された検出データに基づいて、眼底の血管が強調された血管造影画像を形成する。本実施形態では、画像形成部２２０（及びデータ処理部２３０）がこれに相当する。

このような実施形態によれば、複数のラインのスキャンをその配列順と異なる順序で実行するよう構成されているので、同一ラインを連続して繰り返しスキャンする従来の技術と比較し、同一ラインに対するスキャンの時間間隔を長くすることができる。それにより、血流の時間的変化をより高い感度で検出することができ、低い速度の血流（微弱な血流信号）の検出も可能となる。また、同一ラインに対する異なるスキャンの間に他のラインのスキャンを実行できるので（つまり、同一ラインに対する非連続的なスキャンの間に他のラインのスキャンを実行できるので）、撮影時間を無駄に長くしてしまうこともない。

また、このようなスキャン態様によれば、複数のラインの空間的配列順序にしたがってスキャンを行う従来の装置と比較して、測定光の移動軌跡を被検眼が追従してしまう可能性が低減される。

実施形態において、制御部は、複数のラインを一度ずつスキャンする一連のスキャンを繰り返すように光スキャナを制御するように構成されていてよい。この構成によれば、同一ラインに対するスキャンの時間間隔を長くすることができるので、微弱な血流信号をより高い感度で捉えることが可能となる。更に、スキャン全体に掛かる時間を短縮することができる。この場合、複数のラインを等しい回数ずつスキャンすることができる。

更に、制御部は、複数のラインを既定の順序で一度ずつスキャンするように上記一連のスキャンを光スキャナに実行させるように構成されていてよい。既定の順序は、例えば、前述した規則的な置換によって決定される。

実施形態において、画像形成部は、データ収集部により収集された検出データを複数のラインのそれぞれについての時系列データに分類する処理と、時系列データのそれぞれに基づいて当該ラインに沿う２次元血管造影画像を形成する処理と、複数のラインについて形成された複数の２次元血管造影画像を複数のラインの配列順に配置することにより３次元血管造影画像を形成する処理とを実行するように構成されていてよい。

なお、画像形成部は、他の処理を実行するように、及び／又は、他の順序で処理を実行するように構成されていてもよい。例えば、画像形成部は、時系列に並ぶ３次元画像（スタックデータ、ボリュームデータ等）を形成した後に、これらから３次元血管造影画像を形成するように構成されていてもよい。また、２次元血管画像（又は、時系列に並ぶＢスキャン像等）と複数のラインの配列順とを関連付けておき、表示するときに並べ替えを行うことができる。また、血管領域に識別情報（フラグ等）を付しておき、表示するときに血管領域の画素を強調するようにしてもよい。

〈変形例〉
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。

第１の変形例として、上記の実施形態においてトラッキングを適用することができる。トラッキングは、眼底Ｅｆの観察画像等を利用して被検眼Ｅの動きをモニタしつつ、その動きに合わせて光スキャナ４２をリアルタイムで制御することにより、眼球運動や体動や拍動に伴う被検眼Ｅの位置ズレを打ち消す技術である。

眼底Ｅｆの観察画像は、眼底カメラユニット２（照明光学系１０、撮影光学系３０等）によって取得される。演算制御ユニット２００（例えばデータ処理部２３０）は、例えば、所定のフレームレートの観察画像として逐次に取得されるフレームを解析して眼底Ｅｆの少なくとも１つの特徴部位を特定する。特徴部位は、例えば、視神経乳頭、黄斑、血管（特徴的な血管、血管の分岐部等）、病変部などである。更に、演算制御ユニット２００は、逐次に取得されるフレームにおける特徴部位の変位を求める。例えば、演算制御ユニット２００は、最初のフレームから特定された特徴部位に対する変位を逐次に算出する。単一の特徴部位を考慮する場合、特徴部位の平行移動（つまり眼底Ｅｆの平行移動）が少なくとも検出される。なお、特徴部位が非対称な形状を有している場合、眼底Ｅｆの回転移動を検出することもできる。また、２以上の特徴部位を考慮する場合、眼底Ｅｆの平行移動と回転移動とを検出することができる。

主制御部２１１は、演算制御ユニット２００によって得られた変位を打ち消すように光スキャナ４２を制御する。つまり、検出された変位だけスキャン位置がシフトされる。それにより、スキャン中に被検眼Ｅが動いた場合であっても、実質的に同じラインをスキャンすることが可能である。

なお、トラッキングが適用される場合、例えば、ライン３００−ｎの形状及びサイズは不変とされるが、その位置及び／又は向きがリアルタイムで調整される。ライン３００−ｎのデフォルト位置やデフォルト向きからのオフセット量は、例えば、観察画像に描出される眼底Ｅｆの特徴部位の位置の時系列変化から得られる。

第２の変形例を説明する。上記の実施形態において、制御部２１０（又は２１０Ａ）は、スキャンパターンに含まれる複数のラインの配列順（空間的配列順序）に応じてＯＣＴを行う第１モードと、複数のラインの配列順と異なる順序（時系列的順序）でＯＣＴを行う第２モードとを選択して光スキャナ４２の制御を行うよう構成されてよい。例えば、被検者の年齢や、過去の検査における状況や、計測手法などに応じてモードを選択することができる。モードの選択は、ユーザ又は制御部２１０（２１０Ａ）によって行われる。

また、制御部２１０（２１０Ａ）は、ＯＣＴが行われる眼底Ｅｆの部位に応じて第１モード又は第２モードを選択するよう構成されてよい。例えば、スキャンエリアが眼底の中心領域に設定される場合（例えばスキャンエリアが黄斑を含む場合など）には、複数のラインの配列順と異なる順序が適用される第２モードを選択し、スキャンエリアが眼底の周辺領域（例えばスキャンエリアが黄斑を含まない場合）には、複数のラインの配列順がそのまま適用される第１モードを選択することが可能である。

第３の変形例を説明する。上記の実施形態では、複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）のスキャン順を変更する場合について説明したが、このようなスキャン順の変更に加えてスキャンの密度（空間的間隔）や速度（時間的間隔）の変更を適用することも可能である。例えば、複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）を任意の順序でスキャンする場合において、初期のスキャン速度を速くし、中期のスキャン速度を遅くし、終期のスキャン速度を速くしつつ、検出側のサンプリングを一定速度で実行するように制御を行うことが可能である。それにより、比較的重要な部位のスキャンを高密度で行うことができる。特に、疾患部位や視神経乳頭周囲のような注目部位に対するスキャン密度を調整することが可能である。このような制御は、図４Ａに示すような横方向に延びる複数のライン３００−ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）を含むスキャンだけでなく、縦方向に並ぶ複数のラインを含むスキャンや同心円状に並ぶ複数のサークルを含むスキャンなどの任意のスキャンパターンにも適用可能である。

１眼科撮影装置
４２光スキャナ
１００ＯＣＴユニット
２１０制御部
２２０画像形成部
２３０データ処理部

Claims

複数のラインが配列されてなるスキャンパターンで眼底の光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を行うことが可能な眼科撮影装置であって、
前記眼底に測定光を投射し、前記測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出し、前記検出した検出データを収集するデータ収集部と、
前記測定光を２次元的に偏向可能な光スキャナと、
前記複数のラインの配列順と異なる順序で前記複数のラインの一連のスキャンを実行し且つ前記一連のスキャンを所定回数繰り返すように前記光スキャナを制御する制御部と、
前記制御部により前記光スキャナの制御を行いつつ前記データ収集部により収集された検出データに基づいて、前記眼底の血管が強調された血管造影画像を形成する画像形成部と
を備え、
前記一連のスキャンの順序は、恒等変換と異なる前記複数のラインの配列順の置換によって、前記複数のラインの配列順において連続している２以上の順番が連続しないように設定される
ことを特徴とする眼科撮影装置。
複数のラインが配列されてなるスキャンパターンで眼底の光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を行うことが可能な眼科撮影装置であって、
前記眼底に測定光を投射し、前記測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出し、前記検出した検出データを収集するデータ収集部と、
前記測定光を２次元的に偏向可能な光スキャナと、
前記複数のラインの配列順と異なる順序で前記複数のラインの一連のスキャンを実行し且つ前記一連のスキャンを所定回数繰り返すように前記光スキャナを制御する制御部と、
前記制御部により前記光スキャナの制御を行いつつ前記データ収集部により収集された検出データに基づいて、前記眼底の血管が強調された血管造影画像を形成する画像形成部と
を備え、
前記一連のスキャンの順序は、恒等変換と異なる前記複数のラインの配列順の置換によって、前記複数のラインの配列順において連続している２以上の順番のうち所定数以下の個数の順番のみが連続しているように設定される
ことを特徴とする眼科撮影装置。
複数のラインが配列されてなるスキャンパターンで眼底の光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を行うことが可能な眼科撮影装置であって、
前記眼底に測定光を投射し、前記測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出し、前記検出した検出データを収集するデータ収集部と、
前記測定光を２次元的に偏向可能な光スキャナと、
前記複数のラインの配列順と異なる順序で前記複数のラインの一連のスキャンを実行し且つ前記一連のスキャンを所定回数繰り返すように前記光スキャナを制御する制御部と、
前記制御部により前記光スキャナの制御を行いつつ前記データ収集部により収集された検出データに基づいて、前記眼底の血管が強調された血管造影画像を形成する画像形成部と
を備え、
前記一連のスキャンの順序は、恒等変換と異なる前記複数のラインの配列順の置換によって、前記複数のラインの配列順において連続する２つの順番が所定間隔以上離れて配置されるように設定される
ことを特徴とする眼科撮影装置。
複数のラインが配列されてなるスキャンパターンで眼底の光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を行うことが可能な眼科撮影装置であって、
前記眼底に測定光を投射し、前記測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出し、前記検出した検出データを収集するデータ収集部と、
前記測定光を２次元的に偏向可能な光スキャナと、
前記複数のラインの配列順と異なる順序で前記複数のラインを所定回数ずつスキャンするように前記光スキャナを制御する制御部と、
前記制御部により前記光スキャナの制御を行いつつ前記データ収集部により収集された検出データに基づいて、前記眼底の血管が強調された血管造影画像を形成する画像形成部と
を備え、
前記制御部は、前記複数のラインのそれぞれのスキャンを前記所定回数未満の既定回数連続して行いつつ前記配列順と異なる前記順序で前記複数のラインを切り替える一連のスキャンを実行し、前記複数のラインのそれぞれのスキャン回数が前記所定回数に達するまで前記一連のスキャンを繰り返し行うように前記光スキャナを制御し、
前記一連のスキャンの順序は、恒等変換と異なる前記複数のラインの配列順の置換によって、前記複数のラインの配列順において連続している２以上の順番が連続しないように設定される
ことを特徴とする眼科撮影装置。
複数のラインが配列されてなるスキャンパターンで眼底の光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を行うことが可能な眼科撮影装置であって、
前記眼底に測定光を投射し、前記測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出し、前記検出した検出データを収集するデータ収集部と、
前記測定光を２次元的に偏向可能な光スキャナと、
前記複数のラインの配列順と異なる順序で前記複数のラインを所定回数ずつスキャンするように前記光スキャナを制御する制御部と、
前記制御部により前記光スキャナの制御を行いつつ前記データ収集部により収集された検出データに基づいて、前記眼底の血管が強調された血管造影画像を形成する画像形成部と
を備え、
前記制御部は、前記複数のラインのそれぞれのスキャンを前記所定回数未満の既定回数連続して行いつつ前記配列順と異なる前記順序で前記複数のラインを切り替える一連のスキャンを実行し、前記複数のラインのそれぞれのスキャン回数が前記所定回数に達するまで前記一連のスキャンを繰り返し行うように前記光スキャナを制御し、
前記一連のスキャンの順序は、恒等変換と異なる前記複数のラインの配列順の置換によって、前記複数のラインの配列順において連続している２以上の順番のうち所定数以下の個数の順番のみが連続しているように設定される
ことを特徴とする眼科撮影装置。
複数のラインが配列されてなるスキャンパターンで眼底の光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を行うことが可能な眼科撮影装置であって、
前記眼底に測定光を投射し、前記測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出し、前記検出した検出データを収集するデータ収集部と、
前記測定光を２次元的に偏向可能な光スキャナと、
前記複数のラインの配列順と異なる順序で前記複数のラインを所定回数ずつスキャンするように前記光スキャナを制御する制御部と、
前記制御部により前記光スキャナの制御を行いつつ前記データ収集部により収集された検出データに基づいて、前記眼底の血管が強調された血管造影画像を形成する画像形成部と
を備え、
前記制御部は、前記複数のラインのそれぞれのスキャンを前記所定回数未満の既定回数連続して行いつつ前記配列順と異なる前記順序で前記複数のラインを切り替える一連のスキャンを実行し、前記複数のラインのそれぞれのスキャン回数が前記所定回数に達するまで前記一連のスキャンを繰り返し行うように前記光スキャナを制御し、
前記一連のスキャンの順序は、恒等変換と異なる前記複数のラインの配列順の置換によって、前記複数のラインの配列順において連続する２つの順番が所定間隔以上離れて配置されるように設定される
ことを特徴とする眼科撮影装置。