JP2023114533A

JP2023114533A - 眼科装置、眼科装置の制御方法、及びプログラム

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Publication number: JP2023114533A
Application number: JP2022016879A
Authority: JP
Inventors: 祥聖森口; Yoshikiyo Moriguchi; 宏太藤井; Kota Fujii
Original assignee: Topcon Corp
Current assignee: Topcon Corp
Priority date: 2022-02-07
Filing date: 2022-02-07
Publication date: 2023-08-18

Abstract

【課題】簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大するための新たな技術を提供する。【解決手段】眼科装置は、光学系と、光学部材と、画像形成部とを含む。光学系は、光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼に投射し、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出する。光学部材は、測定光の光路における光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与する。画像形成部は、干渉光の検出結果に基づいて被検眼のＯＣＴ画像を形成する。【選択図】図６Ｂ

Description

この発明は、眼科装置、眼科装置の制御方法、及びプログラムに関する。

近年、レーザー光源等からの光ビームを用いて被測定物体の表面形態や内部形態を表す画像を形成するための光コヒーレンストモグラフィ（ＯｐｔｉｃａｌＣｏｈｅｒｅｎｃｅＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）が注目を集めている。ＯＣＴは、Ｘ線ＣＴ（ＣｏｍｐｕｔｅｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）のような人体に対する侵襲性を持たないことから、特に医療分野や生物学分野における応用の展開が期待されている。例えば眼科分野においては、眼底や角膜等の画像を形成する装置が実用化されている。

このようなＯＣＴを用いた眼科装置において、簡便に広い視野で被検眼の撮影部位の観察や撮影ができれば、眼疾患のスクリーニングや治療等に有用である。しかしながら、撮影部位の広い範囲に対してＯＣＴスキャンを実行する場合、Ｂスキャン方向のスキャン長が長くなる。眼底や前眼部などの撮影部位では、断面形状が湾曲しているため、Ｂスキャン方向のスキャン長が長くなると、取得されたスキャンデータがＯＣＴの深さ方向の画像化レンジ内に収まらなくなり、画像のフリップ（折り返し）が発生する。

ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大する手法として、例えば、ＯＣＴ計測結果のサンプリング速度を高速化する手法と、フルレンジＯＣＴ（例えば、特許文献１）を用いる手法とが知られている。しかしながら、ＯＣＴ計測結果のサンプリング速度を高速化には、高速なデジタイザーが必要となる。高速なデジタイザーは、極めて高価である。また、フルレンジＯＣＴを用いる手法では、位相変調器等のハードウェアの追加と、複雑な信号処理とが必要になる。

このように、従来の画像化レンジを拡大する手法では、低コストで、簡便に広角のＯＣＴデータを取得することが困難である。

例えば、特許文献２及び特許文献３には、２つの参照光路を設け、眼底中心部と眼底周辺部とで異なる参照光路を経由した参照光を用いてＯＣＴデータを取得する手法が開示されている。

また、例えば、非特許文献１には、測定アーム側のスキャンに同期して参照アームの光路長を変化させる手法が開示されている。

特表２０１５－５０６７７２号公報特開２０１８－１７１１６８号公報特開２０１９－０８０８０４号公報

Ｊ．Ｇ．Ｆｕｊｉｍｏｔｏｅｔａｌ．， "Ｈｉｇｈ－Ｓｐｅｅｄ，Ｕｌｔｒａｈｉｇｈ－ＲｅｓｏｌｕｔｉｏｎＳｐｅｃｔｒａｌ－ＤｏｍａｉｎＯＣＴｗｉｔｈＥｘｔｅｎｄｅｄＩｍａｇｉｎｇＲａｎｇｅＵｓｉｎｇＲｅｆｅｒｅｎｃｅＡｒｍＬｅｎｇｔｈＭａｔｃｈｉｎｇ"，Ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎａｌｖｉｓｉｏｎｓｃｉｅｎｃｅ＆ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，Ｊｕｎｅ２０２０，Ｖｏｌ．９，Ｎｏ．７，Ａｒｔｉｃｌｅ１２，ｐ．１－１４

しかしながら、特許文献２及び特許文献３に開示された手法では、２つの参照光路を設ける必要があるため、光学系のサイズが大きくなり、制御が複雑化する。

また、非特許文献１に開示された手法では、測定アーム側のスキャンに同期して参照アームの光路長を変化させる機構を追加する必要があるため、機構の追加に伴う高コスト化を招く上に、同期制御が難しく、ＯＣＴデータの品質に影響する可能性がある。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであり、その目的の１つは、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大するための新たな技術を提供することにある。

実施形態の１つの態様は、光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼のＯＣＴ画像を形成する画像形成部と、を含む眼科装置である。

また、実施形態の別の態様は、光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、を含む眼科装置の制御方法である。眼科装置の制御方法は、前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼のＯＣＴ画像を形成する画像形成ステップと、前記Ａスキャン位置に応じて異なる補正処理を前記干渉光の検出結果又は前記ＯＣＴ画像に対して実行する補正ステップと、を含む。

また、実施形態の更に別の態様は、光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、を含む眼科装置の制御方法である。眼科装置の制御方法は、前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼のＯＣＴ画像を形成する画像形成ステップと、前記ＯＣＴ画像を表示手段に表示させる表示制御ステップと、を含む。前記表示制御ステップは、前記光学部材により同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像を識別可能な枠で囲んで前記表示手段に表示させる。

また、実施形態の更に別の態様は、光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、を含む眼科装置の制御方法である。眼科装置の制御方法は、前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼のＯＣＴ画像を形成する画像形成ステップと、前記ＯＣＴ画像を表示手段に表示させる表示制御ステップと、を含む。前記表示制御ステップは、互いに光路長差が異なる測定光を用いた第１Ｂスキャン範囲の第１ＯＣＴ画像及び第２Ｂスキャン範囲の第２ＯＣＴ画像の少なくとも一方を、双方の光路長差をキャンセルするようにＡスキャン方向に移動させることにより前記第１ＯＣＴ画像と前記第２ＯＣＴ画像とを合成して前記表示手段に表示させる。

また、実施形態の更に別の態様は、光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、を含み、前記光学部材は、前記測定光に付与する前記光路長差が変化する変化領域を有する、眼科装置の制御方法である。眼科装置の制御方法は、前記変化領域に対する当該変化領域を通過する前記測定光が入射するＡスキャン位置の相対位置が異なる２以上の状態のそれぞれにおいて取得された前記干渉光の検出結果に基づいて、前記被検眼の２以上のＯＣＴ画像を形成する画像形成ステップと、前記画像形成ステップにおいて形成された前記２以上のＯＣＴ画像を合成して合成画像を形成する画像合成ステップと、を含む。

また、実施形態の更に別の態様は、コンピュータに、上記のいずれかの眼科装置の制御方法の各ステップを実行させるプログラムである。

本発明によれば、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大するための新たな技術を提供することができるようになる。

実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を表す概略図である。実施形態に係る光学部材の構成例を表す概略図である。実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を表す概略図である。実施形態に係る眼科装置の処理系の構成の一例を表す概略図である。実施形態に係る眼科装置の処理系の構成の一例を表す概略図である。実施形態の比較例に係る眼科装置の動作説明図である。実施形態に係る眼科装置の動作説明図である。実施形態の第１変形例に係る光学部材の構成例を表す概略図である。実施形態の第２変形例に係る光学部材の構成例を表す概略図である。実施形態の第３変形例に係る光学部材の構成例を表す概略図である。実施形態の第４変形例に係る光学部材の構成例を表す概略図である。実施形態の第５変形例に係る光学部材の構成例を表す概略図である。実施形態の第６変形例に係る光学部材の構成例を表す概略図である。実施形態の第７変形例に係る光学部材の構成例を表す概略図である。実施形態に係る眼科装置の動作例のフロー図である。実施形態に係る眼科装置の動作例のフロー図である。実施形態に係る眼科装置の動作例のフロー図である。実施形態に係る眼科装置の動作説明図である。実施形態に係る眼科装置の動作説明図である。実施形態に係る眼科装置の動作説明図である。実施形態の第８変形例に係る光学部材の構成例を表す概略図である。実施形態の変形例に係る眼科装置の動作説明図である。

この発明に係る眼科装置、眼科装置の制御方法、及びプログラムの実施形態の例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、この明細書において引用された文献の記載内容や任意の公知技術を、以下の実施形態に援用することが可能である。

実施形態に係る眼科装置は、光スキャナを有する光学系と、光学系からの測定光の光路に配置可能な光学部材とを含む。光学系は、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼に投射し、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出する干渉光学系を含む。光学部材は、通過する測定光に対して、画角に応じた光路長を付与する光路長補正部材である。具体的には、光学部材は、通過する測定光が被検眼の計測部位（撮影部位）に入射するＡスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光（光束）に付与する。これにより、基準画角（Ａスキャンの基準位置）の測定光の光路長を基準として、画角（Ａスキャン位置）毎に光路長差を測定光に付与することができる。

光学部材は、通過する測定光の光路における上記の光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置される。いくつかの実施形態では、光学部材は、被検眼の計測部位と光学的に略共役な位置に配置される。それにより、測定光のビームセパレーションが最も良好な位置で画角毎に光路長（光路長差）を測定光に付与することができるため、所望の画角範囲に対して所望の光路長（光路長差）を精度良く付与することができる。

いくつかの実施形態では、眼科装置は、このように画角毎に光路長差が付与された測定光を用いたＯＣＴスキャンにより得られたスキャンデータ（ＯＣＴデータ）に基づいてＯＣＴ画像を形成する。この場合、光学部材により基準画角に対して光路長差が付与された領域では、例えば、深さ方向の位置が深くなるようにＯＣＴ画像がシフトされる。

例えば、光学部材は、Ａスキャンの基準位置（例えば、撮影中心、光学系の光軸に想到する位置）から離れた位置で光路長がより長くなるように光路長差を測定光に付与する。この場合、眼底のように断面形状が凹状である計測部位では、基準画角（Ａスキャンの基準位置）から遠い部位に対して実行されたＡスキャンにより得られたＯＣＴ画像のｚ位置を深さ方向に深くなるようにシフトさせることができる。

例えば、光学部材は、Ａスキャンの基準位置からＡスキャン位置が離れた位置で光路長がより短くなるように光路長差を測定光に付与する。この場合、前眼部、又は眼底における浮腫のように断面形状が凸状である計測部位では、基準画角から近い部位に対して実行されたＡスキャンにより得られたＯＣＴ画像のｚ位置を深さ方向に浅くなるようにシフトさせることができる。

以上のように、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大することが可能になり、画像のフリップを防ぐことができるようになる。

画角毎に付与される光路長差は、光学部材の材質や構造から既知の情報である。いくつかの実施形態では、眼科装置は、既知の光路長差が付与された領域を特定し、特定された領域の画像を表示手段に識別表示させる。いくつかの実施形態では、眼科装置は、既知の光路長差に対応した深さ方向のシフト分をキャンセルして、光路長差が付与された領域と光路長差が付与されていない領域との合成画像、又は互いに異なる光路長差が付与された２以上の領域の合成画像を生成する。

実施形態に係る眼科装置の制御方法は、上記の眼装置を制御するための１以上のステップを含む。実施形態に係るプログラムは、実施形態に係る眼科装置の制御方法の各ステップをコンピュータ（プロセッサ）に実行させる。実施形態に係る記録媒体は、実施形態に係るプログラムが記録されたコンピュータより取り可能な非一時的な記録媒体（記憶媒体）である。

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））等の回路を含む。プロセッサは、例えば、記憶回路又は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。記憶回路又は記憶装置がプロセッサに含まれていてよい。また、記憶回路又は記憶装置がプロセッサの外部に設けられていてよい。

以下の実施形態では、眼科装置は、断面形状が凹状の眼底を撮影する場合について説明する。しなしながら、実施形態に係る構成は、角膜や眼底における浮腫のように断面形状が凸状の部位を撮影する眼科装置に適用可能である。この場合、光学部材における光路長差の付与方向が以下の実施形態と反対となり、付与された光路長差に対応したシフト分をキャンセルする方向が以下の実施形態と反対となる。

いくつかの実施形態に係る眼科装置は、眼科撮影装置と、眼科測定装置と、眼科治療装置とのうちのいずれか１つ以上を含む。いくつかの実施形態の眼科装置に含まれる眼科撮影装置は、例えば、眼底カメラ、走査型レーザー検眼鏡、スリットランプ検眼鏡、手術用顕微鏡等のうちのいずれか１つ以上である。また、いくつかの実施形態の眼科装置に含まれる眼科測定装置は、例えば、眼屈折検査装置、眼圧計、スペキュラーマイクロスコープ、ウェーブフロントアナライザ、視野計、マイクロペリメータ等のうちのいずれか１つ以上である。また、いくつかの実施形態の眼科装置に含まれる眼科治療装置は、例えば、レーザー治療装置、手術装置、手術用顕微鏡等のうちのいずれか１つ以上である。

以下の実施形態に係る眼科装置は、ＯＣＴ計測が可能なＯＣＴ装置と眼底カメラとを含む。

以下では、被検眼の眼底に対するＯＣＴ計測が可能な眼科装置を例に説明するが、実施形態に係る眼科装置は、被検眼の前眼部に対してＯＣＴ計測が可能であってよい。いくつかの実施形態では、測定光の焦点位置を変更するレンズを移動することで、ＯＣＴ計測の範囲や計測部位を変更する。いくつかの実施形態では、１以上のアタッチメント（対物レンズ、前置レンズ等）を加えることで、眼底に対するＯＣＴ計測と、前眼部に対するＯＣＴ計測と、眼底及び前眼部を含む全眼球に対するＯＣＴ計測とが可能な構成である。いくつかの実施形態では、眼底計測用の眼科装置において、対物レンズと被検眼との間に前置レンズを配置することで平行光束にされた測定光を被検眼に入射させることで前眼部に対するＯＣＴ計測を行う。

この明細書では、ＯＣＴによって取得される画像をＯＣＴ画像と総称することがある。また、ＯＣＴ画像を形成するための計測動作をＯＣＴ計測と呼ぶことがある。また、この明細書では、Ａスキャンの基準位置に入射する測定光の光路長を基準とすることを前提に、単に「光路長差」と表記することがある。

以下、実施形態では、ＯＣＴを用いた計測又は撮影においてスウェプトソースタイプのＯＣＴの手法を用いる場合について特に詳しく説明する。しかしながら、他のタイプ（例えば、スペクトラルドメインタイプ又はタイムドメインタイプ）のＯＣＴを用いる眼科装置に対して、実施形態に係る構成を適用することも可能である。

以下、ｘ方向は、対物レンズの光軸方向に直交する方向（左右方向、水平方向）であり、ｙ方向は、対物レンズの光軸方向に直交する方向（上下方向、垂直方向）であるものとする。ｚ方向は、対物レンズの光軸方向であるものとする。

［構成］
＜光学系の構成＞
図１、図２、及び図３に示すように、眼科装置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は、従来の眼底カメラと略同様の光学系を有する。ＯＣＴユニット１００には、眼底（又は前眼部）のＯＣＴ画像を取得するための光学系が設けられている。演算制御ユニット２００は、各種の演算処理や制御処理等を実行するコンピュータを具備している。

〔眼底カメラユニット２〕
図１に示す眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの表面形態を表す２次元画像（眼底画像）を取得するための光学系が設けられている。眼底画像には、観察画像や撮影画像などが含まれる。観察画像は、例えば、近赤外光を用いて所定のフレームレートで形成されるモノクロの動画像である。撮影画像は、例えば、可視光をフラッシュ発光して得られるカラー画像、又は近赤外光若しくは可視光を照明光として用いたモノクロの静止画像であってもよい。眼底カメラユニット２は、これら以外の画像、例えばフルオレセイン蛍光画像やインドシアニングリーン蛍光画像や自発蛍光画像などを取得可能に構成されていてもよい。

眼底カメラユニット２には、被検者の顔を支持するための顎受けや額当てが設けられている。更に、眼底カメラユニット２には、照明光学系１０と撮影光学系３０が設けられている。照明光学系１０は眼底Ｅｆに照明光を照射する。撮影光学系３０は、この照明光の眼底反射光を撮像装置（ＣＣＤイメージセンサ（単にＣＣＤと呼ぶことがある）３５、３８）に導く。また、撮影光学系３０は、ＯＣＴユニット１００からの測定光を眼底Ｅｆに導くとともに、眼底Ｅｆを経由した測定光をＯＣＴユニット１００に導く。

照明光学系１０の観察光源１１は、例えばハロゲンランプを含む。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４８を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆを照明する。なお、観察光源としてＬＥＤ（ＬｉｇｈｔＥｍｉｔｔｉｎｇＤｉｏｄｅ）を用いることも可能である。

観察照明光の眼底反射光は、対物レンズ２２により屈折され、ダイクロイックミラー４８を透過し、孔開きミラー２１の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー５５を透過し、合焦レンズ３１を経由し、ミラー３２により反射される。更に、この眼底反射光は、ハーフミラー３３Ａを透過し、ダイクロイックミラー３３により反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に結像される。ＣＣＤイメージセンサ３５は、例えば所定のフレームレートで眼底反射光を検出する。表示装置３には、ＣＣＤイメージセンサ３５により検出された眼底反射光に基づく画像（観察画像）が表示される。なお、撮影光学系３０のピントが前眼部に合わせられている場合、被検眼Ｅの前眼部の観察画像が表示される。

撮影光源１５は、例えばキセノンランプを含む。撮影光源１５から出力された光（撮影照明光）は、観察照明光と同様の経路を通って眼底Ｅｆに照射される。撮影照明光の眼底反射光は、観察照明光のそれと同様の経路を通ってダイクロイックミラー３３まで導かれ、ダイクロイックミラー３３を透過し、ミラー３６により反射され、集光レンズ３７によりＣＣＤイメージセンサ３８の受光面に結像される。表示装置３には、ＣＣＤイメージセンサ３８により検出された眼底反射光に基づく画像（撮影画像）が表示される。なお、観察画像を表示する表示装置３と撮影画像を表示する表示装置３は、同一のものであってもよいし、異なるものであってもよい。また、被検眼Ｅを赤外光で照明して同様の撮影を行う場合には、赤外の撮影画像が表示される。また、撮影光源としてＬＥＤを用いることも可能である。

ＬＣＤ（ＬｉｑｕｉｄＣｒｙｓｔａｌＤｉｓｐｌａｙ）３９は、固視標や視力測定用視標を表示する。固視標は被検眼Ｅを固視させるための視標であり、眼底撮影時やＯＣＴ計測時などに使用される。

ＬＣＤ３９から出力された光は、その一部がハーフミラー３３Ａにて反射され、ミラー３２に反射され、合焦レンズ３１及びダイクロイックミラー５５を経由し、孔開きミラー２１の孔部を通過する。孔部を通過した光は、ダイクロイックミラー４８を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投影される。

ＬＣＤ３９の画面上における固視標の表示位置を変更することにより、被検眼Ｅの固視位置を変更できる。被検眼Ｅの固視位置としては、例えば、従来の眼底カメラと同様に、眼底Ｅｆの黄斑部を中心とする画像を取得するための位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための位置や、黄斑部と視神経乳頭との間の眼底中心を中心とする画像を取得するための位置などがある。また、固視標の表示位置を任意に変更することも可能である。

更に、眼底カメラユニット２には、従来の眼底カメラと同様にアライメント光学系５０とフォーカス光学系６０が設けられている。アライメント光学系５０は、被検眼Ｅに対する装置光学系の位置合わせ（アライメント）を行うための指標（アライメント指標）を生成する。フォーカス光学系６０は、眼底Ｅｆに対してフォーカス（ピント）を合わせるための指標（スプリット指標）を生成する。

アライメント光学系５０のＬＥＤ５１から出力された光（アライメント光）は、絞り５２、５３及びリレーレンズ５４を経由してダイクロイックミラー５５により反射され、孔開きミラー２１の孔部を通過する。孔部を通過した光は、ダイクロイックミラー４８を透過し、対物レンズ２２により被検眼Ｅの角膜に投影される。

アライメント光の角膜反射光は、対物レンズ２２、ダイクロイックミラー４８及び上記孔部を経由し、その一部がダイクロイックミラー５５を透過し、合焦レンズ３１を通過し、ミラー３２により反射され、ハーフミラー３３Ａを透過する。ハーフミラー３３Ａを透過した角膜反射光は、ダイクロイックミラー３３に反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に投影される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（アライメント指標）は、観察画像とともに表示装置３に表示される。ユーザは、従来の眼底カメラと同様の操作を行ってアライメントを実施する。また、演算制御ユニット２００がアライメント指標の位置を解析して光学系を移動させることによりアライメントを行ってもよい（オートアライメント機能）。

フォーカス調整を行う際には、照明光学系１０の光路上に反射棒６７の反射面が斜設される。フォーカス光学系６０のＬＥＤ６１から出力された光（フォーカス光）は、リレーレンズ６２を通過し、スプリット指標板６３により２つの光束に分離され、二孔絞り６４を通過し、ミラー６５により反射される。ミラー６５により反射された光は、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４８を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投影される。

フォーカス光の眼底反射光は、アライメント光の角膜反射光と同様の経路を通ってＣＣＤイメージセンサ３５により検出される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（スプリット指標）は、観察画像とともに表示装置３に表示される。演算制御ユニット２００は、従来と同様に、スプリット指標の位置を解析して合焦レンズ３１及びフォーカス光学系６０を移動させてピント合わせを行う（オートフォーカス機能）。また、スプリット指標を視認しつつ手動でピント合わせを行ってもよい。

ダイクロイックミラー４８は、眼底撮影用の光路からＯＣＴ計測用の光路を分岐させている。ダイクロイックミラー４８は、ＯＣＴ計測に用いられる波長帯の光を反射し、眼底撮影用の光を透過させる。このＯＣＴ計測用の光路には、ＯＣＴユニット１００側から順に、コリメートレンズユニット４０と、光路長変更部４１と、光スキャナ４２と、コリメートレンズ４３と、ミラー４４と、ＯＣＴ合焦レンズ４５と、光学部材８０と、フィールドレンズ（リレーレンズ）４６とが設けられている。

光学部材８０は、通過する測定光に対して、画角に応じた光路長を付与する光路長補正部材である。具体的には、光学部材８０は、通過する測定光が被検眼の撮影部位に入射するＡスキャン位置毎に、Ａスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与することで、Ａスキャン位置に応じた光路長を付与する。例えば、光学部材８０は、Ａスキャンの基準位置を通る測定光に付与する基準光路長と異なる光路長を画角に応じて測定光に付与するように構成される。

撮影部位が眼底のような断面形状が凹状である場合、光学部材８０は、Ａスキャンの基準位置に入射する測定光の光束が通過する第１領域の光路長差が、当該第１領域の周辺領域の光路長差より短くなるように構成される。

図２に、実施形態に係る光学部材８０の構成例を模式的に示す。図２は、光学部材８０の上面図と断面図とを模式的に表したものである。図２において、光学部材８０は、その中心が光学系（対物レンズ２２）の光軸Ｏに略一致するように配置された状態を表す。

例えば、光学部材８０は、上記の第１領域を光束が通過するように開口部が形成されている透光部材である。光学部材８０は、媒質中の屈折率が実質的に一様なリング状の低分散（例えば、アッベ数ν_ｄが６４以上）のガラス部材であってよい。すなわち、光学部材８０は、Ａスキャンの基準位置を含む領域に対応して開口部が形成される。この場合、基準光路長はゼロである。Ａスキャンの基準位置として、対物レンズ２２（干渉光学系）の光軸に相当する位置（撮影中心の位置）などがある。光学部材８０は、画角に応じて厚みを異ならせることで、通過する測定光に対して、画角に応じた光路長を付与する。

このような光学部材８０は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆと光学的に略共役な位置に配置される。

いくつかの実施形態では、光学部材８０は、あらかじめ決められた位置に配置される。いくつかの実施形態では、光学部材８０は、測定光の光路に対して挿脱可能に構成される。いくつかの実施形態では、光学部材８０は、測定光に対して互いに異なる光路長を付与する２つの領域の境界領域（又は当該境界領域を含む所定領域）の位置を変更するように、測定光の光路に直交する方向（交差する方向）に移動可能である。

また、撮影部位のライブ画像に対して後述の操作部２４０Ｂを用いて指定された位置に基づいて、測定光の光路に光学部材８０（具体的には、測定光に対して互いに異なる光路長を付与する２つの領域の境界領域）が配置されるようにしてもよい。

光学部材８０は、対物レンズ２２とダイクロイックミラー４８との間、又は対物レンズ２２と被検眼Ｅとの間に配置されていてもよい。

光路長変更部４１は、図１に示す矢印の方向に移動可能に構成され、ＯＣＴ計測用の光路の光路長を変更する。この光路長の変更は、被検眼Ｅの眼軸長に応じた光路長の補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部４１は、例えばコーナーキューブと、これを移動する機構とを含んで構成される。

光スキャナ４２は、眼底撮影時には、被検眼の瞳孔と光学的に共役な位置（瞳孔共役位置）又はその近傍に配置される。なお、前眼部撮影時には、光スキャナ４２は、被検眼の瞳孔と光学的に非共役な位置に配置される。光スキャナ４２は、ＯＣＴ計測用の光路を通過する光（測定光）の進行方向を変更する。光スキャナ４２は、後述の演算制御ユニット２００からの制御を受け、測定光を１次元的又は２次元的に偏向することができる。

光スキャナ４２は、例えば、第１ガルバノミラーと、第２ガルバノミラーと、これらを独立に駆動する機構とを含む。第１ガルバノミラーは、ＯＣＴユニット１００に含まれる干渉光学系の光軸に直交する水平方向（ｘ方向）に撮影部位（眼底Ｅｆ又は前眼部）をスキャンするように測定光ＬＳを偏向する。ｘ方向は、干渉光学系の光軸に垂直な平面における水平方向である。第２ガルバノミラーは、干渉光学系の光軸に直交する垂直方向（ｙ方向）に撮影部位をスキャンするように、第１ガルバノミラーにより偏向された測定光ＬＳを偏向する。ｙ方向は、干渉光学系の光軸に垂直な平面における垂直方向である。それにより、撮影部位を測定光ＬＳでｘｙ平面上の任意の方向に走査することができる。

例えば、光スキャナ４２に含まれる第１ガルバノミラーの向きと第２ガルバノミラーの向きを同時に制御することで、ｘｙ面上の任意の軌跡に沿って測定光の照射位置を移動刺させることが可能である。それにより、所望のスキャンパターンに従って撮影部位のスキャンを行うことができる。

ＯＣＴ合焦レンズ４５は、測定光ＬＳの光路（干渉光学系の光軸）に沿って移動可能である。ＯＣＴ合焦レンズ４５は、後述の演算制御ユニット２００からの制御を受け、測定光ＬＳの光路に沿って移動する。

いくつかの実施形態では、ＯＣＴ合焦レンズ４５に代えて液晶レンズ又はアルバレツレンズが設けられる。液晶レンズ又はアルバレツレンズは、ＯＣＴ合焦レンズ４５と同様に、演算制御ユニット２００により制御される。

〔ＯＣＴユニット１００〕
図３を参照しつつＯＣＴユニット１００の構成の一例を説明する。ＯＣＴユニット１００には、眼底ＥｆのＯＣＴ画像を取得するための光学系が設けられている。この光学系は、従来のスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様の構成を有する。すなわち、この光学系は、波長走査型（波長掃引型）光源からの光を測定光と参照光とに分割し、眼底Ｅｆを経由した測定光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光を検出する干渉光学系である。干渉光学系における干渉光の検出結果（検出信号）は、干渉光のスペクトルを示す信号であり、演算制御ユニット２００に送られる。

光源ユニット１０１は、一般的なスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様に、出射光の波長を走査（掃引）可能な波長走査型（波長掃引型）光源を含んで構成される。光源ユニット１０１は、人眼では視認できない近赤外の波長帯において、出力波長を時間的に変化させる。

光源ユニット１０１から出力された光Ｌ０は、光ファイバ１０２により偏波コントローラ１０３に導かれてその偏波状態（偏光状態）が調整される。偏波コントローラ１０３は、例えばループ状にされた光ファイバ１０２に対して外部から応力を与えることで、光ファイバ１０２内を導かれる光Ｌ０の偏波状態を調整する。

偏波コントローラ１０３により偏波状態が調整された光Ｌ０は、光ファイバ１０４によりファイバカプラ１０５に導かれて測定光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となる。平行光束となった参照光ＬＲは、光路長補正部材１１２及び分散補償部材１１３を経由し、コーナーキューブ１１４に導かれる。光路長補正部材１１２は、参照光ＬＲと測定光ＬＳの光路長（光学距離）を合わせるための遅延手段として作用する。分散補償部材１１３は、参照光ＬＲと測定光ＬＳの分散特性を合わせるための分散補償手段として作用する。

コーナーキューブ１１４は、コリメータ１１１により平行光束となった参照光ＬＲの進行方向を逆方向に折り返す。コーナーキューブ１１４に入射する参照光ＬＲの光路と、コーナーキューブ１１４から出射する参照光ＬＲの光路とは平行である。また、コーナーキューブ１１４は、参照光ＬＲの入射光路及び出射光路に沿う方向に移動可能とされている。この移動により参照光ＬＲの光路（参照光路）の長さが変更される。

コーナーキューブ１１４を経由した参照光ＬＲは、分散補償部材１１３及び光路長補正部材１１２を経由し、コリメータ１１６によって平行光束から集束光束に変換されて光ファイバ１１７に入射する。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に導かれて参照光ＬＲの偏波状態が調整される。

偏波コントローラ１１８は、例えば、偏波コントローラ１０３と同様の構成を有する。偏波コントローラ１１８により偏波状態が調整された参照光ＬＲは、光ファイバ１１９によりアッテネータ１２０に導かれて、演算制御ユニット２００の制御の下で光量が調整される。アッテネータ１２０により光量が調整された参照光ＬＲは、光ファイバ１２１によりファイバカプラ１２２に導かれる。

ファイバカプラ１０５により生成された測定光ＬＳは、光ファイバ１２７により導かれ、コリメートレンズユニット４０により平行光束とされる。平行光束にされた測定光ＬＳは、光路長変更部４１、光スキャナ４２、コリメートレンズ４３、ミラー４４、ＯＣＴ合焦レンズ４５、光学部材８０、及びフィールドレンズ４６を経由してダイクロイックミラー４８に到達する。そして、測定光ＬＳは、ダイクロイックミラー４８により反射され、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに照射される。測定光ＬＳは、眼底Ｅｆの様々な深さ位置において散乱（反射を含む）される。眼底Ｅｆによる測定光ＬＳの後方散乱光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ１０５に導かれ、光ファイバ１２８を経由してファイバカプラ１２２に到達する。

ファイバカプラ１２２は、光ファイバ１２８を介して入射された測定光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、測定光ＬＳと参照光ＬＲとの干渉光を分岐することにより、一対の干渉光ＬＣを生成する。ファイバカプラ１２２から出射した一対の干渉光ＬＣは、それぞれ光ファイバ１２３、１２４により検出器１２５に導かれる。

検出器１２５は、例えば一対の干渉光ＬＣをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを有し、これらによる検出結果の差分を出力するバランスドフォトダイオード（ＢａｌａｎｃｅｄＰｈｏｔｏＤｉｏｄｅ）である。検出器１２５は、その検出結果（干渉信号）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（走査）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、クロックＫＣに基づき、検出器１２５の検出結果をサンプリングする。ＤＡＱ１３０は、サンプリングされた検出器１２５の検出結果を演算制御ユニット２００に送る。演算制御ユニット２００は、例えば一連の波長走査毎に（Ａライン毎に）、検出器１２５により得られた検出結果に基づくスペクトル分布にフーリエ変換等を施すことにより、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。

実施形態ではマイケルソン型の干渉計を採用しているが、例えばマッハツェンダー型など任意のタイプの干渉計を適宜に採用することが可能である。実施形態では、干渉光学系は、図３に示す構成に加えて、図１に示すコリメートレンズユニット４０、光路長変更部４１、光スキャナ４２、コリメートレンズ４３、ミラー４４、ＯＣＴ合焦レンズ４５、光学部材８０、フィールドレンズ４６を含んでもよい。

〔演算制御ユニット２００〕
演算制御ユニット２００の構成について説明する。

図４及び図５に、実施形態に係る眼科装置１の処理系の構成例のブロック図を示す。図５は、図４の補正処理部２３２の構成例の機能ブロック図である。図４において、図１又は図３と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

演算制御ユニット２００は、検出器１２５から入力される検出信号を解析して眼底ＥｆのＯＣＴ画像を形成する。そのための演算処理は、従来のスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様である。

図４に示すように、演算制御ユニット２００は、制御部２１０を含み、眼底カメラユニット２、表示装置３の機能を有するユーザインターフェイス２４０、及びＯＣＴユニット１００の各部を制御する。例えば、演算制御ユニット２００は、眼底ＥｆのＯＣＴ画像（断層画像、３次元画像）を形成し、形成されたＯＣＴ画像を表示装置３に表示させる。

眼底カメラユニット２の制御として、観察光源１１、撮影光源１５及びＬＥＤ５１、６１の動作制御、ＣＣＤイメージセンサ３５、３８の動作制御、ＬＣＤ３９の動作制御、合焦レンズ３１の移動制御、ＯＣＴ合焦レンズ４５の移動制御、反射棒６７の移動制御、フォーカス光学系６０の移動制御、光路長変更部４１の移動制御、光スキャナ４２の動作制御、光学部材８０の駆動制御などがある。

ＯＣＴユニット１００の制御として、光源ユニット１０１の動作制御、コーナーキューブ１１４の移動制御、検出器１２５の動作制御、ＤＡＱ１３０の動作制御、アッテネータ１２０の動作制御、偏波コントローラ１０３、１１８の動作制御などがある。

演算制御ユニット２００は、光学系の制御に加えて、画像の形成処理、各種データ処理を実行する。

演算制御ユニット２００は、例えば、従来のコンピュータと同様に、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んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、眼科装置１を制御するためのコンピュータプログラムが記憶されている。演算制御ユニット２００は、各種の回路基板、例えばＯＣＴ画像を形成するための回路基板を備えていてもよい。また、演算制御ユニット２００は、キーボードやマウス等の操作デバイス（入力デバイス）や、ＬＣＤ等の表示デバイスを備えていてもよい。いくつかの実施形態では、演算制御ユニット２００の機能は、１以上のプロセッサにより実現される。

眼底カメラユニット２、表示装置３、ＯＣＴユニット１００及び演算制御ユニット２００は、一体的に（つまり単一の筺体内に）構成されていてもよいし、２つ以上の筐体に別れて構成されていてもよい。

制御部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、前述の眼科装置１の各部に制御信号を出力することにより各種制御を行う。特に、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２に対して、ＣＣＤイメージセンサ３５、３８、ＬＣＤ３９、合焦駆動部３１Ａ、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦駆動部４５Ａ、及び光学部材駆動部８０Ａを制御する。更に、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００に対して、光源ユニット１０１、参照駆動部１１４Ａ、偏波コントローラ１０３、１１８、アッテネータ１２０、検出器１２５、ＤＡＱ１３０を制御する。

主制御部２１１は、ＣＣＤイメージセンサ３５又はＣＣＤイメージセンサ３８の露光時間（電荷蓄積時間）、感度、フレームレート等を制御する。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、所望の画質の画像を取得するようにＣＣＤイメージセンサ３５又はＣＣＤイメージセンサ３８を制御する。

主制御部２１１は、ＬＣＤ３９に対して固視標や視力測定用視標の表示制御を行う。それにより、被検眼Ｅに呈示される視標が切り替えられたり、視標の種別が変更されたりする。また、ＬＣＤ３９における視標の表示位置を変更することにより、被検眼Ｅに対する視標呈示位置を変更することが可能である。

合焦駆動部３１Ａは、合焦レンズ３１を光軸方向に移動する。主制御部２１１は、合焦レンズ３１が所望の合焦位置に配置されるように合焦駆動部３１Ａを制御する。それにより、撮影光学系３０の合焦位置が変更される。

例えば、主制御部２１１は、ＣＣＤイメージセンサ３５により得られた受光像（スプリット指標）におけるスプリット指標の位置を解析して、合焦駆動部３１Ａ及びフォーカス光学系６０を制御する。或いは、例えば、主制御部２１１は、被検眼Ｅのライブ画像を後述の表示部２４０Ａに表示させながら、後述の操作部２４０Ｂに対してユーザが行った操作に応じて合焦駆動部３１Ａ及びフォーカス光学系６０を制御する。

主制御部２１１は、光路長変更部４１を制御することにより測定光ＬＳの光路長を変更する。それにより、測定光ＬＳの光路長と参照光ＬＲの光路長との差が変更される。

例えば、主制御部２１１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光ＬＣの検出結果（又は当該検出結果に基づいて形成されたＯＣＴ画像）を解析し、計測部位が所望の深さ位置になるように光路長変更部４１を制御する。

主制御部２１１は、光スキャナ４２を制御する。光スキャナ４２は、主制御部２１１からの制御を受け、測定光ＬＳを１次元的又は２次元的に偏向する。主制御部２１１は、事前に設定されたスキャンモードに対応した偏向パターンに従って測定光ＬＳを偏向するように光スキャナ４２を制御する。このようなスキャンモードの例として、ラインスキャン、十字スキャン、サークルスキャン、ラジアルスキャン、同心円スキャン、マルチラインクロススキャン、らせん状スキャン、リサジュー（Ｌｉｓｓａｊｏｕｓ）スキャン、３次元スキャンなどが挙げられる。

上記のようなスキャンモードに対応した偏向パターンに従って測定光ＬＳで撮影部位をスキャンすることにより、スキャンライン（スキャン軌跡）に沿う方向と眼底深度方向（ｚ方向）とにより張られる面におけるＯＣＴ画像を取得することができる。

ＯＣＴ合焦駆動部４５Ａは、測定光ＬＳの光路に沿ってＯＣＴ合焦レンズ４５を移動する。主制御部２１１は、ＯＣＴ合焦レンズ４５が所望の合焦位置に配置されるようにＯＣＴ合焦駆動部４５Ａを制御する。それにより、測定光ＬＳの合焦位置が変更される。測定光ＬＳの合焦位置は、測定光ＬＳのビームウェストの深さ位置（ｚ位置）に相当する。

例えば、主制御部２１１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光ＬＣの検出結果の信号対雑音比、又は当該検出結果に基づいて形成されたＯＣＴ画像の画質に対応した評価値（評価値の統計値を含む）に基づいてＯＣＴ合焦駆動部４５Ａを制御する。

ＯＣＴ合焦レンズ４５に代えて液晶レンズ又はアルバレツレンズが設けられる場合、主制御部２１１は、ＯＣＴ合焦駆動部４５Ａに対する制御と同様に、液晶レンズ又はアルバレツレンズを制御することが可能である。

光学部材駆動部８０Ａは、光学部材８０を移動する。主制御部２１１は、光学部材駆動部８０Ａを制御することにより測定光ＬＳの光路に対して光学部材８０の挿脱を制御する。これにより、測定光ＬＳの光路に光学部材８０が挿入されたり、測定光ＬＳの光路から光学部材８０が退避されたりする。

いくつかの実施形態では、光学部材駆動部８０Ａは、測定光ＬＳの光路に交差する方向（例えば、直交する方向）に光学部材８０を移動することにより、測定光ＬＳの光束断面内において測定光ＬＳの光路に対する光学部材８０の相対位置を変更する。例えば、光学部材８０が、通過する測定光ＬＳに対して互いに異なる光路長を付与する２以上の領域を有する場合に、主制御部２１１は、光学部材駆動部８０Ａを制御することにより、測定光ＬＳの光束断面内において２以上の領域の境界領域を移動する。これにより、眼底Ｅｆにおける任意の部位の近傍に対して互いに異なる光路長を付与することができる。

主制御部２１１は、光源ユニット１０１を制御する。光源ユニット１０１の制御には、光源の点灯と消灯の切り替え、出射光の強度制御、出射光の中心周波数の変更、出射光の掃引速度の変更、掃引周波数の変更、掃引波長範囲の変更などが含まれる。

参照駆動部１１４Ａは、参照光の光路に設けられたコーナーキューブ１１４を、この光路に沿って移動する。それにより、測定光ＬＳの光路長と参照光ＬＲの光路長との差が変更される。

例えば、主制御部２１１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光ＬＣの検出結果（又は当該検出結果に基づいて形成されたＯＣＴ画像）を解析し、計測部位が所望の深さ位置になるように参照駆動部１１４Ａを制御する。いくつかの実施形態では、光路長変更部４１と参照駆動部１１４Ａのいずれか一方だけが設けられる。

主制御部２１１は、偏波コントローラ１０３、１１８を制御する。例えば、主制御部２１１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光ＬＣの検出結果の信号対雑音比、又は当該検出結果に基づいて形成されたＯＣＴ画像の画質に対応した評価値（評価値の統計値を含む）に基づいて偏波コントローラ１０３、１１８を制御する。

主制御部２１１は、アッテネータ１２０を制御する。例えば、主制御部２１１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光ＬＣの検出結果の信号対雑音比、又は当該検出結果に基づいて形成されたＯＣＴ画像の画質に対応した評価値（評価値の統計値を含む）に基づいてアッテネータ１２０を制御する。

主制御部２１１は、検出器１２５を制御する。検出器１２５の制御には、露光時間（電荷蓄積時間）、感度、フレームレート等の制御がある。

主制御部２１１は、ＤＡＱ１３０を制御する。ＤＡＱ１３０の制御には、サンプリングタイミング等の制御がある。

移動機構１５０は、被検眼Ｅに対して眼底カメラユニット２（ＯＣＴユニット１００）を３次元的に相対的に移動する。例えば、主制御部２１１は、移動機構１５０を制御して、眼底カメラユニット２に設けられた光学系を３次元的に移動させることができる。この制御は、アライメントやトラッキングにおいて用いられる。トラッキングとは、被検眼Ｅの運動に合わせて装置光学系を移動させるものである。トラッキングを行う場合には、事前にアライメントとピント合わせが実行される。トラッキングは、被検眼Ｅを動画撮影して得られる画像に基づき被検眼Ｅの位置や向きに合わせて装置光学系をリアルタイムで移動させることにより、アライメントとピントが合った好適な位置関係を維持する機能である。

マニュアルアライメントの場合、光学系に対する被検眼Ｅの変位がキャンセルされるようにユーザが後述のユーザインターフェイス２４０に対して操作することにより光学系と被検眼Ｅとを相対移動させる。例えば、主制御部２１１は、ユーザインターフェイス２４０に対する操作内容に対応した制御信号を移動機構１５０に出力することにより移動機構１５０を制御して光学系と被検眼Ｅとを相対移動させる。

オートアライメントの場合、光学系に対する被検眼Ｅの変位がキャンセルされるように主制御部２１１が移動機構１５０を制御することにより光学系と被検眼Ｅとを相対移動させる。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、光学系の光軸が被検眼Ｅの軸に略一致し、かつ、被検眼Ｅに対する光学系の距離が所定の作動距離になるように制御信号を移動機構１５０に出力することにより移動機構１５０を制御して光学系と被検眼Ｅとを相対移動させる。ここで、作動距離とは、対物レンズ２２のワーキングディスタンスとも呼ばれる既定値であり、光学系を用いた測定時（撮影時）における被検眼Ｅと光学系との間の距離に相当する。

上記のアライメントにより、光学系（ＯＣＴユニット１００に含まれる干渉光学系、撮影光学系３０）の射出瞳の位置が撮影部位又は撮影部位と光学的に略共役な位置に一致する。眼底Ｅｆを撮影する場合、光学系の射出瞳の位置が眼底Ｅｆ又は眼底Ｅｆと光学的に略共役な位置に一致する。前眼部を撮影する場合、光学系の射出瞳の位置が前眼部又は前眼部と光学的に略共役な位置に一致する。

主制御部２１１は、眼底カメラユニット２等を制御することにより眼底撮影及び前眼部撮影を制御する。また、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２及びＯＣＴユニット１００等を制御することによりＯＣＴ計測を制御する。主制御部２１１は、ＯＣＴ計測を行う前に複数の予備的な動作を実行可能である。予備的な動作としては、アライメント、フォーカス粗調整、偏光調整、フォーカス微調整などがある。複数の予備的な動作は、所定の順序で実行される。いくつかの実施形態では、複数の予備的な動作は、上記の順序で実行される。

いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、トラッキング制御により得られたトラッキング情報（被検眼Ｅの移動に対して光学系（干渉光学系）を追従することにより得られたトラッキング情報）に基づいて、ＯＣＴ撮影のためのスキャン範囲（第２スキャン範囲）の位置をリアルタイムに補正する。主制御部２１１は、補正されたスキャン範囲を測定光ＬＳでスキャンするように光スキャナ４２を制御することが可能である。

また、主制御部２１１（後述の表示制御部２１１Ａ）は、各種情報を表示装置３（又は後述の表示部２４０Ａ）に表示させる。表示装置３に表示される情報には、撮影結果（観察画像、ＯＣＴ画像）、測定結果（測定値）、後述する撮影条件の変更結果を表す情報などがある。

例えば、本撮影（本計測）の前に、仮撮影（仮計測）が実行される。仮撮影において取得された干渉光ＬＣの検出結果又は当該検出結果から形成されたＯＣＴ画像に基づいて、本撮影のための撮影条件が調整される。

図４に示すように、主制御部２１１は、表示制御部２１１Ａを含む。

表示制御部２１１Ａは、上記のような表示装置３に対する表示制御に加えて、後述の画像形成部２２０により形成された画像の表示制御、後述のデータ処理部２３０により得られたデータ処理結果の表示制御などを行うことが可能である。

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

（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、眼底画像の画像データ、被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者ＩＤや氏名などの被検者に関する情報や、左眼／右眼の識別情報などの被検眼に関する情報を含む。

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

（画像形成部２２０）
画像形成部２２０は、検出器１２５により検出されＤＡＱ１３０によりサンプリングされた検出信号（干渉信号）に基づいて、断層画像の画像データを形成する。すなわち、画像形成部２２０は、干渉光学系による干渉光ＬＣの検出結果に基づいて被検眼Ｅの画像を形成する。この処理には、従来のスウェプトソースタイプの光コヒーレンストモグラフィと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルター処理、ＦＦＴ（ＦａｓｔＦｏｕｒｉｅｒＴｒａｎｓｆｏｒｍ）などの処理が含まれている。このようにして取得される画像データは、複数のＡライン（被検眼Ｅ内における各測定光ＬＳの経路）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を含むデータセットである。

画質を向上させるために、同じパターンでのスキャンを複数回繰り返して収集された複数のデータセットを重ね合わせる（加算平均する）ことができる。

画像形成部２２０は、例えば、前述の回路基板を含んで構成される。なお、この明細書では、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを同一視することがある。また、眼底Ｅｆの部位とその画像とを同一視することもある。

（データ処理部２３０）
データ処理部２３０は、干渉光ＬＣの検出結果、又は画像形成部２２０により形成された画像に対して各種のデータ処理（画像処理）や解析処理を施す。例えば、データ処理部２３０は、干渉信号の信号対雑音比の解析、画像の輝度補正、光路長補正、光学倍率補正、分散補正等の各種補正処理を実行する。

また、データ処理部２３０は、眼底カメラユニット２により得られた画像（眼底画像、前眼部像等）に対して各種の画像処理や解析処理を施す。

データ処理部２３０は、断層画像の間の画素を補間する補間処理などの公知の画像処理を実行して、眼底Ｅｆの３次元画像の画像データを形成する。なお、３次元画像の画像データとは、３次元座標系により画素の位置が定義された画像データを意味する。３次元画像の画像データとしては、３次元的に配列されたボクセルからなる画像データがある。この画像データは、ボリュームデータ或いはボクセルデータなどと呼ばれる。ボリュームデータに基づく画像を表示させる場合、データ処理部２３０は、このボリュームデータに対してレンダリング処理（ボリュームレンダリングやＭＩＰ（ＭａｘｉｍｕｍＩｎｔｅｎｓｉｔｙＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：最大値投影）など）を施して、特定の視線方向から見たときの擬似的な３次元画像の画像データを形成する。表示部２４０Ａ等の表示デバイスには、この擬似的な３次元画像が表示される。

また、３次元画像の画像データとして、複数の断層画像のスタックデータを形成することも可能である。スタックデータは、複数の走査線に沿って得られた複数の断層画像を、走査線の位置関係に基づいて３次元的に配列させることで得られる画像データである。すなわち、スタックデータは、元々個別の２次元座標系により定義されていた複数の断層画像を、１つの３次元座標系により表現する（つまり１つの３次元空間に埋め込む）ことにより得られる画像データである。

データ処理部２３０は、取得された３次元データセット（ボリュームデータ、スタックデータ等）に各種のレンダリングを施すことで、任意断面におけるＢモード画像（縦断面像、軸方向断面像）、任意断面におけるＣモード画像（横断面像、水平断面像）、プロジェクション画像、シャドウグラムなどを形成することができる。Ｂモード画像やＣモード画像のような任意断面の画像は、指定された断面上の画素（ピクセル、ボクセル）を３次元データセットから選択することにより形成される。プロジェクション画像は、３次元データセットを所定方向（ｚ方向、深さ方向、軸方向）に投影することによって形成される。シャドウグラムは、３次元データセットの一部（例えば、特定層に相当する部分データ）を所定方向に投影することによって形成される。Ｃモード画像、プロジェクション画像、シャドウグラムのような、被検眼の正面側を視点とする画像を正面画像（ｅｎ－ｆａｃｅ画像）と呼ぶ。

データ処理部２３０は、ＯＣＴにより時系列に収集されたデータ（例えば、Ｂスキャン画像データ）に基づいて、網膜血管や脈絡膜血管が強調されたＢモード画像や正面画像（血管強調画像、アンギオグラム）を構築することができる。例えば、被検眼Ｅの略同一部位を反復的にスキャンすることにより、時系列のＯＣＴデータを収集することができる。

いくつかの実施形態では、データ処理部２３０は、略同一部位に対するＢスキャンにより得られた時系列のＢスキャン画像を比較し、信号強度の変化部分の画素値を変化分に対応した画素値に変換することにより当該変化部分が強調された強調画像を構築する。更に、データ処理部２３０は、構築された複数の強調画像から所望の部位における所定の厚さ分の情報を抽出してｅｎ－ｆａｃｅ画像として構築することでＯＣＴＡ像を形成する。

データ処理部２３０により生成された画像（例えば、３次元画像、Ｂモード画像、Ｃモード画像、プロジェクション画像、シャドウグラム、ＯＣＴＡ像）もまたＯＣＴ画像に含まれる。

図５に示すように、データ処理部２３０は、解析部２３１と、補正処理部２３２とを含む。

（解析部２３１）
解析部２３１は、少なくとも、干渉光ＬＣの検出結果又は画像形成部２２０により形成されたＯＣＴ画像を解析する。いくつかの実施形態では、解析部２３１は、干渉光ＬＣの検出結果又はＯＣＴ画像を解析することによりＯＣＴ画像の画質（信号対雑音比）に対応した評価値（評価値の統計値を含む）を解析結果として出力する。主制御部２１１は、解析部２３１により得られた解析結果に基づいてＯＣＴ合焦駆動部４５Ａ、光路長変更部４１、偏波コントローラ１０３、１１８の少なくとも１つを制御することが可能である。

例えば、解析部２３１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果を解析して、フォーカス微調整制御における測定光ＬＳのフォーカス状態を判定する。例えば、主制御部２１１は、ＯＣＴ合焦駆動部４５Ａを所定のアルゴリズムにしたがって制御しつつ、反復的なＯＣＴ計測を行う。解析部２３１は、ＯＣＴ計測により繰り返し取得される干渉光ＬＣの検出結果を解析することで、ＯＣＴ画像の画質に関する所定の評価値を算出する。解析部２３１は、算出された評価値が閾値以下であるか否か判定する。いくつかの実施形態では、フォーカス微調整は、算出される評価値が閾値以下になるまで継続される。すなわち、評価値が閾値以下であるとき測定光ＬＳのフォーカス状態が適正であると判断され、フォーカス微調整は、測定光ＬＳのフォーカス状態が適正であると判断されるまで継続される。

いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、上記のような反復的なＯＣＴ計測を行って干渉信号を取得しつつ、逐次に取得される干渉信号の強度（干渉強度、干渉感度）をモニタする。更に、このモニタ処理を行いながら、ＯＣＴ合焦レンズ４５を移動させることにより、干渉強度が最大となるようなＯＣＴ合焦レンズ４５の位置を探索する。このようなフォーカス微調整によれば、干渉強度が最適化されるような位置にＯＣＴ合焦レンズ４５を導くことができる。

また、解析部２３１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果を解析して、測定光ＬＳ及び参照光ＬＲの少なくとも一方の偏波状態を判定する。例えば、主制御部２１１は、偏波コントローラ１０３、１１８の少なくとも一方を所定のアルゴリズムにしたがって制御しつつ、反復的なＯＣＴ計測を行う。いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、アッテネータ１２０を制御して、参照光ＬＲの減衰量を変更する。解析部２３１は、ＯＣＴ計測により繰り返し取得される干渉光ＬＣの検出結果を解析することで、ＯＣＴ画像の画質に関する所定の評価値を算出する。解析部２３１は、算出された評価値が閾値以下であるか否か判定する。この閾値はあらかじめ設定される。偏波調整は、算出される評価値が閾値以下になるまで継続される。すなわち、評価値が閾値以下であるとき測定光ＬＳの偏波状態が適正であると判断され、偏波調整は、測定光ＬＳの偏波状態が適正であると判断されるまで継続される。

いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、偏波調整においても干渉強度をモニタすることが可能である。

更に、解析部２３１は、ＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果、又は当該検出結果に基づいて形成されたＯＣＴ画像に対して所定の解析処理を行う。所定の解析処理には、被検眼Ｅにおける所定の部位（組織、病変部）の特定；指定された部位間の距離（層間距離）、面積、角度、比率、密度の算出；指定された計算式による演算；所定の部位の形状の特定；これらの統計値の算出；計測値、統計値の分布の算出；これら解析処理結果に基づく画像処理などがある。所定の組織には、血管、視神経乳頭、中心窩、黄斑などがある。所定の病変部には、白斑、出血などがある。

いくつかの実施形態では、解析部２３１は、セグメンテーション処理部として、取得された被検眼のデータに基づいてＡスキャン方向の複数の層領域を特定する。この場合、解析部２３１は、３次元のＯＣＴデータに対してセグメンテーション処理を施すことにより、被検眼の複数の組織に相当する複数の部分データセットを特定する。セグメンテーション処理は、特定の組織や組織境界を特定するための画像処理である。例えば、解析部２３１は、スキャンデータに含まれる各Ａスキャン画像における画素値（輝度値）の勾配を求め、勾配が大きい位置を組織境界として特定する。なお、Ａスキャン画像は、眼底の深さ方向にのびる１次元画像データである。なお、眼底の深さ方向は、例えば、ｚ方向、測定光ＬＳの入射方向、軸方向、干渉光学系の光軸方向などとして定義される。

典型的な例において、解析部２３１は、眼底（網膜、脈絡膜等）及び硝子体を表す３次元のＯＣＴデータを解析することにより、眼底の複数の層組織に相当する複数の部分データセットを特定する。各部分データセットは、層組織の境界によって画成される。部分データセットとして特定される層組織の例として、網膜を構成する層組織がある。網膜を構成する層組織には、内境界膜、神経繊維層、神経節細胞層、内網状層、内顆粒層、外網状層、外顆粒層、外境界膜、視細胞層、ＲＰＥがある。解析部２３１は、ブルッフ膜、脈絡膜、強膜、硝子体等に相当する部分データセットを特定することができる。いくつかの実施形態では、解析部２３１は、病変部に相当する部分データセットを特定する。病変部の例として、剥離部、浮腫、出血、腫瘍、ドルーゼンなどがある。

いくつかの実施形態では、解析部２３１は、ＲＰＥに対して強膜側の所定のピクセル数分の層組織をブルッフ膜として特定し、当該層組織に相当する部分データセットをブルッフ膜の部分データセットとして取得する。

（補正処理部２３２）
補正処理部２３２は、上記のように、光学部材８０を通過した測定光ＬＳを用いて取得されたスキャンデータ又はスキャンデータに基づいて形成されたＯＣＴ画像に対して補正処理を行う。

図５に示すように、補正処理部２３２は、光路長補正部２３２Ａと、光学倍率補正部２３２Ｂと、分散補正部２３２Ｃとを含む。補正処理部２３２は、光路長の補正処理、光学倍率の補正処理、及び分散の補正処理の少なくとも１つを実行することが可能である。例えば、光路長の補正処理、及び光学倍率の補正処理のそれぞれは、ＯＣＴスキャンにより得られたスキャンデータ、又はスキャンデータに基づいて形成されたＯＣＴ画像に対して実行される。例えば、分散の補正処理のそれぞれは、スキャンデータに対して実行される。なお、光路長補正部２３２Ａ、光学倍率補正部２３２Ｂ、及び分散補正部２３２Ｃの少なくとも１つは、画像形成部２２０に含まれていてもよい。

ここで、実施形態に係る補正処理について説明する。

図６Ａに、実施形態の比較例に係るＯＣＴスキャンの動作説明図を示す。図６Ａにおいて、図１と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。図６Ａは、対物レンズ２２を介して被検眼Ｅに入射する測定光の光線を模式的に表したものである。

例えば、光スキャナにより測定光を偏向して、被検眼Ｅの眼底Ｅｆをｙ方向にスキャンすることにより、断層画像ＩＭＧ０を取得することができる。このとき、眼底Ｅｆの断面形状は湾曲しているため、Ｂスキャン方向のスキャン長が長くなると、スキャン中心（撮影中心）から離れた部位が画像化レンジに収まらなくなり、画像のフリップが発生する場合がある。

そこで、実施形態に係る眼科装置１は、光学部材８０を測定光の光路に配置することで、所望の計測部位をスキャンする測定光に光路長を付与する。それにより、Ｂスキャン方向のスキャン長が長い場合でも、例えばスキャン中心に対して光路長差が付与されているため、スキャン中心（撮影中心）から離れた部位を画像化レンジに収め、画像のフリップの発生を防止することができる。

図６Ｂに、実施形態に係るＯＣＴスキャンの動作説明図を示す。図６Ｂにおいて、図１又は図６Ａと同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。図６Ａは、対物レンズ２２を介して被検眼Ｅに入射する測定光の光線を模式的に表したものである。

図６Ｂでは、例えば、測定光ＬＳの画角に応じて光路長を補正する光路長補正部材８１、８２、８３が配置されているものとする。光路長補正部材８１、８２、８３のそれぞれは、スキャン中心と異なる光路長を測定光ＬＳに付与する。図６Ａと同様に、光スキャナにより測定光を偏向して、被検眼Ｅの眼底Ｅｆをｙ方向にスキャンすると、光路長補正部材８１、８２、８３を通過する測定光ＬＳにより得られたＡスキャンデータは深さ方向にシフトする。その結果、これらのスキャンデータを用いて形成された断層画像ＩＭＧ１では、Ａスキャンの位置に応じて眼底Ｅｆの描出位置がｚ方向にシフトされる。すなわち、所望の画角（測定光ＬＳによるＡスキャン位置）に光路長補正部材を測定光ＬＳの光路に配置することで、Ｂスキャン方向のスキャン長が長くなった場合でも、スキャン中心（撮影中心）から離れた部位を画像化レンジに収めることができるようになる。

この実施形態では、図６Ｂに示す光路長補正部材として、光学部材８０が所望の画角に対応した測定光ＬＳの光線の経路に配置される。

ここで、実施形態では、撮影部位（眼底Ｅｆ）に対するスキャンを行う場合に、光学部材８０の画角に応じて測定光ＬＳの経路が異なる。そこで、補正処理部２３２は、光学部材８０における画角（光学部材８０を通過する測定光ＬＳの光線）に応じて、信号処理（補正処理）を変更することが可能である。補正処理部２３２は、Ａスキャン位置に応じて異なる補正処理をスキャンデータ（干渉光の検出結果）又はＯＣＴ画像に対して実行することができる。

例えば、補正処理部２３２（光路長補正部２３２Ａ）は、図６Ｂに示すように画角に応じて異なる経路を進行する測定光ＬＳを用いたＯＣＴスキャンにより取得されたスキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して、光路長を揃えるように光路長の補正処理を行う。図２又は図６Ｂに示す例では、補正処理部２３２は、図６Ｂに示すように深さ方向にシフトしたスキャンデータ又はＯＣＴ画像（断層画像）に対して、光路長補正部材により付与された光路長をキャンセルするように光路長の補正処理を行う。すなわち、補正処理部２３２は、Ａスキャン位置毎に測定光ＬＳに付与された光路長差をキャンセルするようにスキャンデータ又はＯＣＴ画像を補正することができる。

また、例えば、補正処理部２３２（光学倍率補正部２３２Ｂ）は、図６Ｂに示すように画角に応じて異なる経路を進行する測定光ＬＳを用いたＯＣＴスキャンにより取得されたスキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して、光学倍率のばらつきを補正する光学倍率の補正処理を行うことができる。すなわち、補正処理部２３２は、Ａスキャン位置毎に１ピクセルのサイズを揃えるようにＯＣＴ画像を補正することができる。

更に、例えば、補正処理部２３２（分散補正部２３２Ｃ）は、図６Ｂに示すように画角に応じて異なる経路を進行する測定光ＬＳを用いたＯＣＴスキャンにより取得されたスキャンデータに対して、波長分散のばらつきを補正する分散の補正処理を行うことができる。すなわち、補正処理部２３２は、Ａスキャン位置毎に波長分散を補償するようにスキャンデータを補正することができる。

以上のように、補正処理部２３２は、測定光ＬＳの光学部材８０の通過により付与された光路長の補正処理、測定光ＬＳの光学部材８０の通過に起因した光学倍率のずれの補正処理、及び、測定光ＬＳの光学部材８０の通過に起因した分散の補正処理の少なくとも１つを実行する。

（光路長補正部２３２Ａ）
光路長補正部２３２Ａは、ＯＣＴスキャンにより得られたスキャンデータ又はスキャンデータに基づいて形成されたＯＣＴ画像に対して光路長の補正処理を行う。光路長の補正処理は、光学部材８０により測定光ＬＳに対して画角毎に付与された光路長によって生じた深さ方向のずれを揃える処理を含む。光路長補正部２３２Ａは、スキャンデータ又はＯＣＴ画像を、光路長に対応したシフト量だけ深さ方向（ｚ方向）にシフトさせることで光路長を補正することができる。

［第１処理例］
例えば、ｘｙ平面における光学部材８０の厚さの分布と、光学部材８０の媒質の屈折率と、光学系における光学部材８０の位置とは、既知である。そこで、光学部材８０の厚さの分布と、屈折率と、光学部材８０の位置とを用いて測定光ＬＳの光線追跡シミュレーションを事前に行い、シミュレーション結果から測定光ＬＳの各光線に対して補正すべき光路長補正量を求めてもよい。求められた光路長補正量を補正情報として記憶部２１２又はデータ処理部２３０に記憶することができる。補正情報は、光線（画角）毎に算出された複数の光路長補正量、光学部材８０のｘｙ平面の所定の領域毎に算出された複数の光路長補正量、又は、光路長が付与された領域毎に算出された１以上の光路長補正量を含む。この場合、光路長補正部２３２Ａは、あらかじめ記憶された補正情報を参照して、スキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して光路長の補正処理を行う。

［第２処理例］
例えば、眼科装置毎に、測定光ＬＳの光路に光学部材８０が配置されたときの複数のＡスキャン位置における光路長の分布と、測定光ＬＳの光路から光学部材８０が退避されたときの複数のＡスキャン位置における光路長の分布とを事前に測定し、双方の測定結果から複数のＡスキャン位置における光路長差の分布を求めてもよい。求められた光路長差の分布に対応した光路長補正量を補正情報（キャリブレーションデータ）として記憶部２１２又はデータ処理部２３０に記憶しておくことができる。補正情報は、光線（画角）毎に得られた複数の光路長補正量、光学部材８０のｘｙ平面の所定の領域毎に得られた複数の光路長補正量、又は、光路長が付与された領域毎に得られた１以上の光路長補正量を含む。この場合、光路長補正部２３２Ａは、あらかじめ記憶された補正情報を参照して、スキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して光路長の補正処理を行う。

［第３処理例］
例えば、光路長の補正前のスキャンデータ又はＯＣＴ画像を訓練データとして、光路長の補正後のスキャンデータ又はＯＣＴ画像を教師データとする教師あり機械学習を実行することで、学習済み補正モデルを事前に生成してもよい。生成された学習済み補正モデルを記憶部２１２又はデータ処理部２３０に記憶しておくことができる。この場合、光路長補正部２３２Ａは、あらかじめ記憶された学習済み補正モデルに、光路長の補正前のスキャンデータ又はＯＣＴ画像を入力して、学習済み補正モデルから出力された光路長の補正後のスキャンデータ又はＯＣＴ画像を取得する。

［第４処理例］
例えば、解析部２３１は、スキャンデータ又はＯＣＴ画像に対してセグメンテーション処理を行って、眼底Ｅｆにおける所定の層領域を特定する。光路長補正部２３２Ａは、互いに異なる光路長が付与される２つの領域の境界において、解析部２３１によって特定された層領域がなめらかに接続されるように深さ方向（ｚ方向）にシフトさせることで、スキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して光路長の補正処理を行う。

（光学倍率補正部２３２Ｂ）
光学倍率補正部２３２Ｂは、ＯＣＴスキャンにより得られたＯＣＴデータ又はＯＣＴ画像に対して光学倍率の補正処理を行う。光学倍率の補正処理は、光学部材８０により画角毎に測定光ＬＳが異なる経路を進行する（又は、測定光ＬＳが異なる媒質を通過する）ことによって生じた光学倍率のずれを揃える処理を含む。光学倍率補正部２３２Ｂは、スキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して、光学倍率の補正量に対応した伸縮、拡張、回転、アフィン変換などを行うことで、１ピクセルのサイズを補正することができる。

［第１処理例］
例えば、ｘｙ平面における光学部材８０の厚さの分布と、光学部材８０の媒質の屈折率と、光学系における光学部材８０の位置とは、既知である。そこで、光学部材８０の厚さの分布と、屈折率と、光学部材８０の位置とを用いて測定光ＬＳの光線追跡シミュレーションを事前に行い、シミュレーション結果から測定光ＬＳの各光線に対して補正すべき光学倍率補正量を求めてもよい。求められた光学倍率補正量を補正情報として記憶部２１２又はデータ処理部２３０に記憶することができる。補正情報は、光線（画角）毎に算出された複数の光学倍率補正量、光学部材８０のｘｙ平面の所定の領域毎に算出された複数の光学倍率補正量、又は、光路長が付与された領域毎に算出された１以上の光学倍率補正量を含む。この場合、光学倍率補正部２３２Ｂは、あらかじめ記憶された補正情報を参照して、スキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して光学倍率の補正処理を行う。

［第２処理例］
例えば、眼科装置毎に、測定光ＬＳの光路に光学部材８０が配置された状態で基準部材を撮影することにより得られた画像と、測定光ＬＳの光路から光学部材８０が退避された状態で基準部材を撮影することにより得られた画像とを比較することで、複数のＡスキャン位置における光学倍率のずれの分布を求めてもよい。基準部材の例として、格子状にパターンが描出された部材（例えば、プレート）などがある。求められた光学倍率のずれの分布に対応した光学倍率補正量を補正情報として記憶部２１２又はデータ処理部２３０に記憶しておくことができる。補正情報は、光線（画角）毎に得られた複数の光学倍率補正量、光学部材８０のｘｙ平面の所定の領域毎に得られた複数の光学倍率補正量、又は、光路長が付与された領域毎に得られた１以上の光学倍率補正量を含む。この場合、光学倍率補正部２３２Ｂは、あらかじめ記憶された補正情報を参照して、スキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して光学倍率の補正処理を行う。

［第３処理例］
例えば、光学倍率の補正前のスキャンデータ又はＯＣＴ画像を訓練データとして、光学倍率の補正後のスキャンデータ又はＯＣＴ画像を教師データとする教師あり機械学習を実行することで、学習済み補正モデルを事前に生成してもよい。生成された学習済み補正モデルを記憶部２１２又はデータ処理部２３０に記憶しておくことができる。この場合、光学倍率補正部２３２Ｂは、あらかじめ記憶された学習済み補正モデルに、光学倍率の補正前のスキャンデータ又はＯＣＴ画像を入力して、学習済み補正モデルから出力された光学倍率の補正後のスキャンデータ又はＯＣＴ画像を取得する。

［第４処理例］
また、例えば、眼底Ｅｆのｅｎ－ｆａｃｅ画像に描出された特徴部位のつながり又はサイズの差異に基づいて、光学部材８０の挿入の有無に起因した光学倍率のずれを補正してもよい。具体的には、データ処理部２３０は、３次元のＯＣＴスキャンにより取得された３次元スキャンデータ又は３次元ＯＣＴ画像からｅｎ－ｆａｃｅ画像を作成する。解析部２３１は、３次元スキャンデータ又は３次元ＯＣＴ画像における特徴部位を特定すると共に、対応するｅｎ－ｆａｃｅ画像における上記の特徴部位を特定する。特徴部位の例として、血管、視神経乳頭、中心窩、黄斑、疾患部位などがある。解析部２３１は、光学部材８０の挿入の有無に起因した部位として、ｅｎ－ｆａｃｅ画像上で特徴部位のつながり、及びサイズ（特徴部位が血管の場合は血管径）の差異の少なくとも一方を特定する。光学倍率補正部２３２Ｂは、特定された特徴部位のつながり、及びサイズの差異の少なくとも一方に基づいてｅｎ－ｆａｃｅ画像に対する光学倍率補正量を決定し、決定された光学倍率補正量を用いてｅｎ－ｆａｃｅ画像に対して光学倍率の補正処理を行う。再び、解析部２３１は、ｅｎ－ｆａｃｅ画像上で特徴部位のつながり、及びサイズの差異の少なくとも一方を特定する。ｅｎ－ｆａｃｅ画像上で特徴部位がつながり、又は特徴部位のサイズの差異がなくなるまで、ｅｎ－ｆａｃｅ画像上で特徴部位のつながり、及びサイズの差異の少なくとも一方を特定と、光学倍率の補正とを繰り返すことで、光学倍率補正量を決定する。光学倍率補正部２３２Ｂは、決定された光学倍率補正量に基づいて、ＯＣＴ画像に対して光学倍率の補正処理を行う。

なお、上記の処理例では、光学部材８０を通過した測定光ＬＳにより得られたＯＣＴ画像に対して光学倍率の補正処理を実行することで、Ｂスキャン全体の光学倍率のばらつきを補正する場合について説明したが、実施形態に係る構成はこれに限定されない。例えば、光学部材８０を通過していない測定光ＬＳにより得られたスキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して光学倍率の補正処理を実行することで、Ｂスキャン全体の光学倍率のばらつきを補正してもよい。

（分散補正部２３２Ｃ）
分散補正部２３２Ｃは、ＯＣＴスキャンにより得られたスキャンデータに対して分散の補正処理を行う。分散の補正処理は、光学部材８０により画角毎に測定光ＬＳが異なる経路を進行する（又は、測定光ＬＳが異なる媒質を通過する）ことによって生じた波長分散の影響を打ち消す処理を含む。分散補正部２３２Ｃは、スキャンデータに対して、分散補正量に対応した分散係数を用いた分散補償関数を乗算することにより分散の補正処理を行うことができる。

［第１処理例］
例えば、ｘｙ平面における光学部材８０の厚さの分布と、光学部材８０の媒質の屈折率と、光学系における光学部材８０の位置とは、既知である。そこで、光学部材８０の厚さの分布と、屈折率と、光学部材８０の位置とを用いて測定光ＬＳの光線追跡シミュレーションを事前に行い、シミュレーション結果から測定光ＬＳの各光線に対して補正すべき分散補正量（分散補正係数）を求めてもよい。求められた分散補正量を補正情報として記憶部２１２又はデータ処理部２３０に記憶することができる。補正情報は、光線（画角）毎に算出された複数の分散補正量、光学部材８０のｘｙ平面の所定の領域毎に算出された複数の分散補正量、又は、光路長が付与された領域毎に算出された１以上の分散補正量を含む。この場合、分散補正部２３２Ｃは、あらかじめ記憶された補正情報を参照して、スキャンデータに対して分散の補正処理を行う。

［第２処理例］
例えば、分散の補正前のスキャンデータを訓練データとして、分散の補正後のスキャンデータを教師データとする教師あり機械学習を実行することで、学習済み補正モデルを事前に生成してもよい。生成された学習済み補正モデルを記憶部２１２又はデータ処理部２３０に記憶しておくことができる。この場合、分散補正部２３２Ｃは、あらかじめ記憶された学習済み補正モデルに、分散の補正前のスキャンデータを入力して、学習済み補正モデルから出力された分散の補正後のスキャンデータを取得する。

いくつかの実施形態では、補正処理部２３２は、撮影モード、後述の表示モード、計測部位、及び測定光ＬＳの画角（Ａスキャン位置）に応じて上記の補正処理の中から選択された１以上の補正処理を実行する。

データ処理部２３０は、撮影光学系３０を用いて取得された眼底画像とＯＣＴ画像との位置合わせを行うことができる。眼底画像とＯＣＴ画像とが並行して取得される場合には、双方の光学系が同軸であることから、同時（略同時）に取得された眼底画像とＯＣＴ画像とを、撮影光学系３０の光軸を基準として位置合わせすることができる。また、眼底画像とＯＣＴ画像との取得タイミングに関わらず、ＯＣＴ画像をｘｙ平面に投影して得られる画像と眼底画像との位置合わせをすることにより、そのＯＣＴ画像とその眼底画像とを位置合わせすることも可能である。この位置合わせ手法は、眼底画像取得用の光学系とＯＣＴ計測用の光学系とが同軸でない場合においても適用可能である。また、双方の光学系が同軸でない場合であっても、双方の光学系の相対的な位置関係が既知であれば、この相対位置関係を参照して同軸の場合と同様の位置合わせを実行することが可能である。

以上のように機能するデータ処理部２３０は、例えば、前述のプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、回路基板等を含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、上記機能をマイクロプロセッサに実行させるコンピュータプログラムがあらかじめ格納されている。

（ユーザインターフェイス２４０）
ユーザインターフェイス２４０には、表示部２４０Ａと操作部２４０Ｂとが含まれる。表示部２４０Ａは、前述した演算制御ユニット２００の表示デバイスや表示装置３を含んで構成される。操作部２４０Ｂは、前述した演算制御ユニット２００の操作デバイスを含んで構成される。操作部２４０Ｂには、眼科装置１の筐体や外部に設けられた各種のボタンやキーが含まれていてもよい。例えば眼底カメラユニット２が従来の眼底カメラと同様の筺体を有する場合、操作部２４０Ｂは、この筺体に設けられたジョイスティックや操作パネル等を含んでいてもよい。また、表示部２４０Ａは、眼底カメラユニット２の筺体に設けられたタッチパネルなどの各種表示デバイスを含んでいてもよい。

なお、表示部２４０Ａと操作部２４０Ｂは、それぞれ個別のデバイスとして構成される必要はない。例えばタッチパネルのように、表示機能と操作機能とが一体化されたデバイスを用いることも可能である。その場合、操作部２４０Ｂは、このタッチパネルとコンピュータプログラムとを含んで構成される。操作部２４０Ｂに対する操作内容は、電気信号として制御部２１０に入力される。また、表示部２４０Ａに表示されたグラフィカルユーザインターフェイス（ＧＵＩ）と、操作部２４０Ｂとを用いて、操作や情報入力を行うようにしてもよい。

表示装置３又は表示部２４０Ａは、この実施形態に係る「表示手段」の一例である。ＯＣＴユニット１００から対物レンズ２２までの測定光ＬＳが通過する光学系は、実施形態に係る「光学系」の一例である。

＜光学部材８０の構成例＞
光学部材８０の構成は、図２に示す構成に限定されるものではない。

図７Ａに、実施形態に係る光学部材８０の第１変形例を模式的に示す。図７Ａは、光学部材８０の上面図と断面図とを模式的に表したものである。図７Ａにおいて、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

実施形態に係る光学部材８０は、Ａスキャンの基準位置（例えば、対物レンズ２２の光軸に相当する位置）からＡスキャン位置が離れるほど連続的又は段階的に変化量が大きくなるように光路長差を測定光ＬＳに付与するように構成されてよい。第１構成例に係る光学部材８０は、図２と同様に、上記の第１領域を光束が通過するように開口部が形成されている透光部材である。しかしながら、第１構成例では、光学部材８０は、多段リング状に構成される。すなわち、光学部材８０は、Ａスキャンの基準位置から離れるほどｚ方向に厚くなるように構成される。第１構成例によれば、光路長を段階的に付与しつつ、図２に示す構成と同様に、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大させることが可能になる。

いくつかの実施形態では、光学部材８０は、厚さが変化する面（図７Ａの上面）がＯＣＴユニット１００（干渉光学系）の側に向き、厚さが変化しない面（図７Ａの下面）が被検眼Ｅの側に向くように配置される。いくつかの実施形態では、光学部材８０は、厚さが変化する面（図７Ａの上面）が被検眼Ｅの側に向き、厚さが変化しない面（図７Ａの下面）がＯＣＴユニット１００（干渉光学系）の側に向くように配置される。

図７Ｂに、実施形態に係る光学部材８０の第２変形例を模式的に示す。図７Ｂは、光学部材８０の上面図と断面図とを模式的に表したものである。図７Ｂにおいて、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

第１構成例では、２段構成で厚さが変化する場合について説明したが、第２構成例では、３段構成で厚さが変化する。第２構成例によれば、第１構成例より細かく光路長を付与することができる。それにより、画質の劣化をより低減できる可能性がある。なお、光学部材８０は、４段以上の構成で厚さが変化するように構成されていてもよい。

図７Ｃに、実施形態に係る光学部材８０の第３変形例を模式的に示す。図７Ｃは、光学部材８０の上面図と断面図とを模式的に表したものである。図７Ｃにおいて、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

第１構成例又は第２構成例では、ｚ方向の厚さが段階的に変化する場合について説明したが、第３構成例では、ｚ方向の厚さが連続的に変化する。具体的には、第３構成例では、光路長を付与する領域と開口部が形成されている領域の境界において厚さが徐々に変化するように勾配が形成されている。第３変形例によれば、光路長の変化を連続的に変化させることができるため、急峻な光路長の変化に起因した多重反射等のアーチファクトの影響をなくし、光路長補正による画質の劣化を低減できる場合がある。

図７Ｄに、実施形態に係る光学部材８０の第４変形例を模式的に示す。図７Ｄは、光学部材８０の上面図と断面図とを模式的に表したものである。図７Ｄにおいて、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

第１構成例～第３構成例では、光学部材８０の輪郭の形状が円形である場合について説明したが、実施形態に係る光学部材８０の構成はこれに限定されるものではない。光学部材８０の輪郭の形状は、図７Ｄに示すように矩形であってもよい。第４変形例によれば、第１変形例と同様の効果を得ることができる。

図７Ｅに、実施形態に係る光学部材８０の第５変形例を模式的に示す。図７Ｅは、光学部材８０の上面図と断面図とを模式的に表したものである。図７Ｅにおいて、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

第１変形例～第４変形例では、光学部材８０が、光学系の光軸に相当する位置を含むように円形状の開口部が形成される場合について説明したが、実施形態に係る光学部材８０の構成はこれに限定されるものではない。例えば、光学部材８０は、上記の図２、図７Ａ～図７Ｄに示す構成の一部を有する部材であってよい。図７Ｅでは、光学部材８０は、光軸に相当する位置を中心に第１構成例に係る光学部材を４等分して得られた部材である。

いくつかの実施形態では、光軸に相当する位置を中心に第５変形例に係る光学部材８０を回動可能である。

図７Ｆに、実施形態に係る光学部材８０の第６変形例を模式的に示す。図７Ｆは、光学部材８０の上面図と断面図とを模式的に表したものである。図７Ｆにおいて、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

第６変形例に係る光学部材８０は、矩形形状を有する。この場合も、光学部材８０は、媒質中の屈折率が実質的に一様なガラス部材であってよい。いくつかの実施形態では、第６変形例に係る光学部材８０を、光軸に交差する方向(例えば、ｘ方向、ｙ方向)に移動可能である。これにより、所望の部位をスキャンする測定光だけに光路長を付与することができる。

図７Ｇに、実施形態に係る光学部材８０の第７変形例を模式的に示す。図７Ｇは、光学部材８０の上面図と断面図とを模式的に表したものである。図７Ｇにおいて、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

第７変形例に係る光学部材８０は、Ａスキャンの基準位置からＡスキャン位置が離れるほど連続的又は段階的に変化量が大きくなるように光路長差を測定光ＬＳに付与するように構成される。第７変形例では、光学部材８０は、光軸に相当する位置（Ａスキャンの基準位置）に入射する測定光の光束が通過する第１領域の光路長差が、当該第１領域の周辺領域の光路長差より長くなるように構成される。すなわち、第７構成例では、Ａスキャンの基準位置に近いほどｚ方向に厚くなるように構成される。これにより、撮影部位が眼底における浮腫や、前眼部の角膜のような断面形状が凸状である場合、光軸付近のＡスキャン位置に入射する測定光に対して、周辺領域のＡスキャン位置に入射する測定光よりも長い光路長を付与することができる。第７変形例によれば、眼底Ｅｆとは逆に凸状の断面形状の湾曲の度合いがより大きくなった場合でも、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大させることが可能になる。

例えば、撮影部位が眼底Ｅｆにおける浮腫の場合、光学部材８０は、上記のように、被検眼Ｅの眼底Ｅｆと光学的に略共役な位置に配置されることが望ましい。これに対して、例えば、撮影部位が角膜（前眼部）の場合、光学部材８０は、被検眼Ｅの角膜と光学的に略共役な位置に配置されることが望ましい。

実施形態に係る光学部材８０は、光学的な共役位置の移動を伴わない程度の屈折力を有するレンズ素子であってもよい。眼底Ｅｆなどの凹状の部位を撮影する場合、レンズ素子として凸レンズなどがある。前眼部などの凸状の部位を撮影する場合、レンズ素子として凹レンズなどがある。

また、上記の光学部材８０は、媒質中の屈折率が実質的に一様なガラス部材を用いて、画角毎に光軸方向の厚さが異なるように構成される場合について説明したが、実施形態に係る光学部材８０の構成はこれに限定されるものではない。

例えば、実施形態に係る光学部材８０は、光軸方向の厚さが一定の部材を用いて、画角毎に屈折率が異なるように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、光学部材８０は、画角毎に屈折率を変更可能である。画角毎に屈折率を変更可能な光学部材８０の例として、液晶素子、液体レンズ、空間光変調器（ＳｐａｔｉａｌＬｉｇｈｔＭｏｄｕｌａｔｏｒ）、屈折率分布型の光学部材などがある。また、光学部材８０は、画角ごとに光軸方向の厚さを変更可能であってよい。屈折率分布型の光学部材の例として、Ｇｒａｄｉｅｎｔ－ｉｎｄｅｘ（ＧＲＩＮ）平行平面板、Ｇｒａｄｉｅｎｔ－ｉｎｄｅｘレンズなどがある。

更に、上記の光学部材８０は、測定光ＬＳを透過することにより光路長を付与する場合について説明したが、実施形態に係る光学部材８０の構成はこれに限定されるものではない。例えば、光学部材８０は、画角ごとにミラーにより測定光ＬＳを反射させることで、画角毎に測定子ＬＳに光路長を付与する部材を含んでもよい。例えば、光学部材８０の機能は、回折光学素子（ＤｉｆｆｒａｃｔｉｖｅＯｐｔｉｃａｌＥｌｅｍｅｎｔ：ＤＯＥ）、又はデフォーマブル素子を用いて実現されてもよい。

［動作例］
実施形態に係る眼科装置１の動作例について説明する。

図８、図９、及び図１０に、実施形態に係る眼科装置１の動作例のフロー図を示す。図８は、実施形態に係る眼科装置１の動作例のフローチャートを表す。図９及び図１０は、図８のステップＳ７の動作例のフローチャートを表す。記憶部２１２には、図８、図９、及び図１０に示す処理を実現するためのコンピュータプログラムが記憶されている。主制御部２１１は、このコンピュータプログラムに従って動作することにより、図８、図９、及び図１０に示す処理を実行する。

（Ｓ１：アライメント）
まず、所定の固視位置に固視標を提示した状態で、主制御部２１１は、被検眼Ｅに対する光学系のアライメント調整を行う。アライメント調整の例として、手動で行う場合と自動で行う場合とがある。

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

被検眼Ｅと眼底カメラユニット２（対物レンズ２２）との位置関係が適正である場合、公知の手法により、一対のアライメント輝点は、所定位置（例えば、角膜頂点と角膜曲率中心との中間位置）においてそれぞれ一旦結像して被検眼Ｅに投影されるようになっている。ここで、上記の位置関係が適正であるとは、被検眼Ｅと眼底カメラユニット２との間の距離（ワーキングディスタンス）が適正であり、且つ、眼底カメラユニット２の光学系の光軸と被検眼Ｅの眼軸（角膜頂点位置）とが一致（略一致）していることを意味する。検者（ユーザ）は、一対のアライメント輝点をアライメントスケール内に導くように眼底カメラユニット２を３次元的に移動させることにより、被検眼Ｅに対する光学系のアライメント調整を行うことが可能である。

アライメント調整を自動で行う場合、眼底カメラユニット２を移動させるための移動機構１５０が用いられる。データ処理部２３０は、表示部２４０Ａに表示される画面中の各アライメント輝点の位置を特定し、特定された各アライメント輝点の位置とアライメントスケールとの変位を求める。主制御部２１１は、この変位をキャンセルするように移動機構１５０により眼底カメラユニット２を移動させる。各アライメント輝点の位置の特定は、例えば、各アライメント輝点の輝度分布を求め、この輝度分布に基づいて重心位置を求めることにより実行できる。アライメントスケールの位置は一定であるので、例えばその中心位置と上記重心位置との変位を求めることにより、目的の変位を求めることが可能である。眼底カメラユニット２の移動方向及び移動距離は、あらかじめ設定されたｘ方向、ｙ方向及びｚ方向の各方向における単位移動距離を参照して決定することが可能である。単位移動距離は、例えば、眼底カメラユニット２をどの方向にどれだけ移動させると、アライメント指標がどの方向にどれだけ移動するかを事前に計測した結果から特定される。主制御部２１１は、決定された移動方向及び移動距離に応じた信号を生成し、この信号を移動機構１５０に送信する。それにより、被検眼Ｅに対する光学系の位置が自動で調整される。

（Ｓ２：スキャン位置を設定）
続いて、主制御部２１１は、スキャン位置を設定する。ここで、スキャン位置は、スキャン範囲、スキャン開始位置、及びスキャン終了位置を含む。

例えば、主制御部２１１は、操作部２４０Ｂを用いてユーザにより眼底Ｅｆの画像上で指定されたスキャン位置を設定する。例えば、主制御部２１１は、操作部２４０Ｂを用いて眼底Ｅｆの眼底画像に対して指定された位置をスキャン位置として設定する。眼底画像の例として、撮影光学系３０を用いて取得された撮影画像、ＯＣＴ計測により得られたライブＯＣＴ画像（プロジェクション画像、ｅｎ－ｆａｃｅ画像）などがある。例えば、主制御部２１１は、操作部２４０Ｂを用いてユーザにより指定された、撮影部位に対応した撮影モードに基づいて、撮影モードにあらかじめ関連付けられた撮影部位にスキャン位置を設定する。

（Ｓ３：光学部材を配置）
次に、主制御部２１１は、光学部材８０を測定光ＬＳの光路に配置する。光学部材８０があらかじめ配置されている場合は、ステップＳ３は省略される。

例えば、主制御部２１１は、光学部材駆動部８０Ａを制御して、光学部材８０を図１に示すようにＯＣＴ合焦レンズ４５とフィールドレンズ４６との間に配置させる。

いくつかの実施形態では、主制御部２１１は、ステップＳ２において指定されたスキャン位置に基づいて光学部材８０を配置させる。例えば、主制御部２１１は、光学部材駆動部８０Ａを制御することにより、ステップＳ２において指定されたスキャン位置に、光学部材８０において互いに異なる光路長を付与する領域の境界領域が重なるように光学部材８０を配置させる。

（Ｓ４：深さ位置を調整）
次に、主制御部２１１は、被検眼Ｅにおける注目部位に相当する画像領域が断層画像における所定の深さ範囲に入るように、注目部位に相当する画像領域が描出される深さ位置の調整を行う。

例えば、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９の所定位置にＯＣＴ計測用の固視標を表示させる。主制御部２１１は、眼底Ｅｆにおける光学系の光軸の位置に対応するＬＣＤ３９の表示位置に固視標を表示させることが可能である。

続いて、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ仮計測を実行させ、深さ方向の計測範囲の基準位置を調整するための調整用断層画像を取得させる。具体的には、主制御部２１１は、光スキャナ４２を制御することにより、光源ユニット１０１から出射された光Ｌ０に基づいて生成された測定光ＬＳを偏向し、偏向された測定光ＬＳで被検眼Ｅの眼底Ｅｆをスキャンさせる。測定光ＬＳのスキャンにより得られた干渉光の検出結果は、クロックＫＣに同期してサンプリングされた後、画像形成部２２０に送られる。画像形成部２２０は、得られた干渉信号から被検眼Ｅの断層画像（ＯＣＴ画像）を形成する。

続いて、例えば、主制御部２１１は、得られた断層画像における所定の部位（例えば、強膜）を解析部２３１に特定させ、特定された所定の部位の位置に対して深さ方向に所定の距離だけ離れた位置を計測範囲の基準位置として設定する。主制御部２１１は、基準位置に対応して、光路長変更部４１及び参照駆動部１１４Ａの少なくとも一方を制御する。また、測定光ＬＳと参照光ＬＲの光路長が略一致するようにあらかじめ決められた所定の位置が計測範囲の基準位置として設定されてもよい。

（Ｓ５：フォーカス調整）
次に、主制御部２１１は、フォーカス調整制御を実行する。

例えば、主制御部２１１は、ＯＣＴ合焦駆動部４５Ａを制御してＯＣＴ合焦レンズ４５を所定の距離だけ移動させた後、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ計測を実行させる。主制御部２１１は、上記のように、ＯＣＴ計測により得られた干渉光の検出結果に基づいて測定光ＬＳのフォーカス状態をデータ処理部２３０に判定させる。データ処理部２３０による判定結果に基づいて測定光ＬＳのフォーカス状態が適正ではないと判断されたとき、主制御部２１１は、再びＯＣＴ合焦駆動部４５Ａの制御を行い、フォーカス状態が適正であると判断されるまで繰り返す。

（Ｓ６：偏波調整）
次に、主制御部２１１は、偏波調整を実行する。

例えば、主制御部２１１は、偏波コントローラ１０３、１１８の少なくとも一方を制御して光Ｌ０及び測定光ＬＳの少なくとも一方の偏波状態を所定の量だけ変更した後、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ計測を実行させ、取得された干渉光の検出結果に基づくＯＣＴ画像を画像形成部２２０に形成させる。主制御部２１１は、上記のように、ＯＣＴ計測により得られたＯＣＴ画像の画質をデータ処理部２３０に判定させる。データ処理部２３０による判定結果に基づいて測定光ＬＳの偏波状態が適正ではないと判断されたとき、主制御部２１１は、再び偏波コントローラ１０３、１１８の制御を行い、偏波状態が適正であると判断されるまで繰り返す。

（Ｓ７：スキャンデータを取得）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ１～ステップＳ６により調整された測定環境の下でＯＣＴ計測を実行することによりスキャンデータを取得させる。

ステップＳ３において測定光ＬＳの光路に光学部材８０が配置されたことにより、測定光ＬＳを偏向して得られるＢスキャンデータには、光路長のばらつき、光学倍率のばらつき、ピントのばらつき、及び波長分散のばらつきが生ずる。ステップＳ７では、これらのばらつきの少なくとも１つが補正される。ステップＳ７の詳細については、後述する。

（Ｓ８：表示）
次に、表示制御部２１１Ａは、ステップＳ７において取得されたスキャンデータに基づいて断層画像を表示部２４０Ａに表示させる。

例えば、ステップＳ７において、光路長のばらつき、光学倍率のばらつき、ピントのばらつき、及び波長分散のばらつきが補正されたスキャンデータが取得されたとき、表示制御部２１１Ａは、取得されたスキャンデータに基づいて形成された断層画像を表示部２４０Ａに表示させる。

例えば、ステップＳ７において光路長のばらつきが補正されない場合であっても、主制御部２１１は、画像形成部２２０又はデータ処理部２３０を制御して、光学部材８０によりＡスキャンの基準位置に対して同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のスキャンデータに基づいて複数のＯＣＴ画像を形成させることが可能である。表示制御部２１１Ａは、生成された複数のＯＣＴ画像を表示部２４０Ａに表示させる。

以上で、眼科装置１の動作は終了である（エンド）。

図８のステップＳ７では、例えば、図９及び図１０に示すフローが実行される。図９及び図１０では、ステップＳ３において配置された光学部材８０により測定光ＬＳに付与される画角（Ａスキャン位置）と光路長とが既知であるものとする。

（Ｓ１１：偏向制御）
まず、主制御部２１１は、ステップＳ２において設定されたスキャン位置に基づいて決定されるＡスキャン位置に測定光ＬＳを入射するように光スキャナ４２に対して偏向制御を実行する。

（Ｓ１２：測定光の経路に光学部材？）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ１１において偏向された測定光ＬＳの光路に光学部材８０が配置されているか否かを判定する。

例えば、主制御部２１１は、光学部材８０の配置位置に基づいて、当該Ａスキャンのスキャン位置に入射する測定光ＬＳの光路に光学部材８０が配置されているか否かを判定することが可能である。

当該Ａスキャンのスキャン位置に入射する測定光ＬＳの光路に光学部材８０が配置されていると判定されたとき（Ｓ１２：Ｙ）、眼科装置１の動作はステップＳ１３に移行する。当該Ａスキャンのスキャン位置に入射する測定光ＬＳの光路に光学部材８０が配置されていないと判定されたとき（Ｓ１２：Ｎ）、眼科装置１の動作はステップＳ１４に移行する。

（Ｓ１３：合焦レンズを移動）
当該Ａスキャンのスキャン位置に入射する測定光ＬＳの光路に光学部材８０が配置されていると判定されたとき（Ｓ１２：Ｙ）、主制御部２１１は、ＯＣＴ合焦駆動部４５Ａを制御することにより、光学部材８０に付与される光路長に対応した移動量だけＯＣＴ合焦レンズ４５を光軸方向に移動させる。

これにより、画角に応じて光路長を付与する光学部材８０を配置することによるピントずれによる画像のぼけを防止することができる。

（Ｓ１４：Ａスキャンを実行）
ステップＳ１３に続いて、又は、ステップＳ１２において当該Ａスキャンのスキャン位置に入射する測定光ＬＳの光路に光学部材８０が配置されていないと判定されたとき（Ｓ１２：Ｎ）、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００を制御してＡスキャンを実行させる。Ａスキャンにより得られた干渉光ＬＣは、検出器１２５により検出され、クロックＫＣによりＤＡＱ１３０に取り込まれる。

（Ｓ１５：リスケーリング）
次に、主制御部２１１は、画像形成部２２０を制御して、ステップＳ１４において取得されたスキャンデータに対してリスケーリング処理を施す。リスケーリング処理は、干渉光ＬＣの検出結果をクロックＫＣにより時間軸上において等間隔でサンプリングすることにより得られたスキャンデータを、時間軸上において波数が線形的に（直線的に）変化するように並び替える処理である。リスケーリング処理を行うことにより、時間軸上において波数が線形的に変化する波数クロックにより干渉光ＬＣの検出結果をサンプリングする場合と同様に画像を形成することができる。

（Ｓ１６：分散補正）
続いて、主制御部２１１は、データ処理部２３０又は画像形成部２２０に含まれる分散補正部２３２Ｃを制御することにより、ステップＳ１５においてリスケーリング処理されたスキャンデータに対して分散補正を行わせる。分散補正部２３２Ｃは、上記の補正情報に基づいて、光学部材８０を配置することにより生じた波長分散を補償するための分散係数を用いた分散補償関数をスキャンデータに乗算することで、波長分散を打ち消す処理を行う。

（Ｓ１７：窓関数処理）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ１６において分散の補正処理後のスキャンデータに対して窓関数処理を実行する。窓関数は、画像化レンジに対応した所定の波長幅を有する関数である。窓関数の例として、矩形窓、ガウス窓、ハン窓、サイン窓などを表す関数がある。窓関数処理を行うことで、スキャンデータは、窓関数にしたがって波長位置毎に重み付けされるため、画像化レンジの境界近傍にスキャンデータやノイズ成分が残存する場合でも、その影響をより一層低減することができるようになる。

（Ｓ１８：フーリエ変換）
続いて、主制御部２１１は、ステップＳ１７において窓関数処理が施されたスキャンデータに対して、公知のフーリエ変換を施す。

（Ｓ１９：次のＡスキャン？）
次に、主制御部２１１は、次のＡスキャンを実行するか否かを判定する。

例えば、主制御部２１１は、ステップＳ２において設定されたスキャン位置により定まるスキャン範囲に従って、次のＡスキャンを実行するか否かを判定することができる。

次のＡスキャンを実行すると判定されたとき（Ｓ１９：Ｙ）、眼科装置１の動作はステップＳ１１に移行する。次のＡスキャンを実行しないと判定されたとき（Ｓ１９：Ｎ）、眼科装置１の動作はステップＳ２０に移行する。

（Ｓ２０：光路長補正）
ステップＳ１９において、次のＡスキャンを実行しないと判定されたとき（Ｓ１９：Ｎ）、主制御部２１１は、光路長補正部２３２Ａを制御することにより、上記の補正情報に基づいて、フーリエ変換処理のスキャンデータに対して光路長の補正処理を行わせる。

例えば、光学部材８０の配置位置が既知であるため、光学部材８０を通過する測定光ＬＳが入射するＡスキャン位置も既知である。主制御部２１１は、当該Ａスキャンが光学部材８０を通過する測定光ＬＳを用いたＡスキャンであるか否かを判定する。当該Ａスキャンが光学部材８０を通過する測定光ＬＳを用いたＡスキャンであると判定されたとき、主制御部２１１は、光路長補正部２３２Ａを制御することにより、上記の補正情報に基づいて、上記のよう光路長の補正処理を行わせることが可能である。当該Ａスキャンが光学部材８０を通過する測定光ＬＳを用いたＡスキャンではないと判定されたとき、主制御部２１１は、測定光に対して光路長の補正処理を行わない。これにより、Ａスキャン位置（画角）に応じてＡスキャンデータ単位で光路長の補正処理が行われる。

（Ｓ２１：Ｂスキャンデータを生成）
次に、主制御部２１１は、ステップＳ２０の処理後のＡスキャンデータをＢスキャン方向に配列することでＢスキャンデータを生成する。

例えば、画像形成部２２０は、ＢスキャンデータからＢスキャン画像を形成することが可能である。画像形成部２２０は、フーリエ変換により得られた実数部と虚数部とを用いて、当該Ａラインの各画素について振幅成分を求めることができる。例えば、Ｂスキャン画像を構成するＡライン数（１０２４ライン）分の処理が終了したとき、画像形成部２２０は、全画素の振幅成分を求め、例えば、振幅成分Ａｍに対し２０×ｌｏｇ_１０（Ａｍ＋１）により対数変換を施す。その後、画像形成部２２０は、断層画像内で基準ノイズレベルを決め、この基準ノイズレベルを基準に、上記のように対数変換された振幅成分に応じて各画素に対し所定の輝度値範囲内のいずれかの値を割り当てる。画像形成部２２０は、割り当てられた各画素の輝度値を用いてＢスキャン画像（断層画像）を形成することが可能である。

（Ｓ２２：光学倍率補正）
次に、主制御部２１１は、光学倍率補正部２３２Ｂを制御することにより、ステップＳ２１において生成されたＢスキャンデータ（断層画像）に対して、上記の補正情報に基づいて光学倍率の補正処理を行わせる。

以上で、図８のステップＳ７の処理は終了である（エンド）。

以上のように、光学部材８０を配置することにより、画角に応じて光路長が付与された測定光ＬＳを用いてＯＣＴスキャンを行い、得られたスキャンデータ又はＯＣＴ画像に対して光路長補正、光学倍率補正、ピントずれの補正、及び分散補正を行う。それにより、Ｂスキャン方向のスキャン長が長くなった場合でも、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大することができるようになる。

なお、図８～図１０の処理例では、スキャンデータに対して光路長補正、光学倍率補正、ピントずれの補正、及び分散補正を行う場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、スキャンデータに対して光路長補正、光学倍率補正、ピントずれの補正、及び分散補正の少なくとも１つを省略し、省略された補正を、当該スキャンデータに基づいて形成されたＯＣＴ画像に対して実行するようにしてもよい。例えば、スキャンデータに対して光路長補正を行うことなく、このスキャンデータに基づいて形成されたＯＣＴ画像に対して光路長補正を行ってもよい。

図１１に、ＯＣＴ画像に対して光路長補正を行った場合のＯＣＴ画像の表示例を示す。

例えば、ステップＳ７において光路長のばらつきが補正されない場合であっても、主制御部２１１は、光学部材８０によりＡスキャンの基準位置に対して同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴデータに基づいて複数のＯＣＴ画像ＩＭＧ１１、ＩＭＧ１２を形成させる。図１１では、ＯＣＴ画像ＩＭＧ１１は、光学部材８０により光路長が付与されないＢスキャン範囲（第１Ｂスキャン範囲）の断層画像（第１ＯＣＴ画像）である。ＯＣＴ画像ＩＭＧ１２は、光学部材８０により光路長が付与されたＢスキャン範囲（第２Ｂスキャン範囲）の断層画像（第２ＯＣＴ画像）である。

主制御部２１１は、光路長補正部２３２Ａを制御して、各ＯＣＴ画像を光路長差に対応したシフト量だけｚ方向にシフトさせることで、ＯＣＴ画像ＩＭＧ１１、ＩＭＧ１２の光路長差をキャンセルする。図１１では、ＯＣＴ画像ＩＭＧ１２がｚ方向にシフトされる。データ処理部２３０は、ＯＣＴ画像ＩＭＧ１１、ＩＭＧ１２を合成することで、図１１に示すような合成画像を生成する。表示制御部２１１Ａは、生成された合成画像を表示部２４０Ａに表示させる。

いくつかの実施形態では、光路長の補正処理を行うことなく、光学部材８０によりＡスキャンの基準位置に対して同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴデータに基づいて形成された複数のＯＣＴ画像を識別可能に表示部２４０Ａに表示させる。

図１２に、ＯＣＴ画像に対して光路長補正を行わない場合のＯＣＴ画像の表示例を示す。

例えば、表示制御部２１１Ａは、光学部材８０により同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像を識別可能な枠で囲んで表示部２４０Ａに表示させる。図１２では、光学部材８０によりＡスキャンの基準位置に対して第１光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像ＩＭＧ２１が枠Ｇ１に囲まれ、光学部材８０によりＡスキャンの基準位置に対して第２光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像ＩＭＧ２２が枠Ｇ２に囲まれている。

枠Ｇ１、Ｇ２は、光学部材８０により互いに異なる光路長が付与される領域の境界領域を覆うように設けられてよい。これにより、付与される光路長の違いに起因するアーチファクトの影響を受けることなく、医師の診断等への影響を回避することができる。

枠Ｇ１、Ｇ２は、あらかじめ決められた模様が付されたり、あらかじめ決められた色が付されたりしてよい。

いくつかの実施形態では、表示制御部２１１Ａは、ＯＣＴ画像ＩＭＧ２１、ＩＭＧ２２と共に眼底の全体を表す眼底画像ＩＭＧ２３を表示させ、ＯＣＴ画像ＩＭＧ２１、ＩＭＧ２２のそれぞれが眼底のどの領域に相当するかを把握するための補助情報を提供する。眼底画像ＩＭＧ２３の例として、光路長補正後のＯＣＴ画像ＩＭＧ２１、ＩＭＧ２２の合成画像、眼底の一般的な断面構造を表す画像（あらかじめ作成された画像）などがある。

図１３に、ＯＣＴ画像に対して光路長補正を行わない場合のＯＣＴ画像の他の表示例を示す。

例えば、表示制御部２１１Ａは、光学部材８０により同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲の複数のＯＣＴ画像を、ギャップを設けて表示部２４０Ａに表示させる。図１３では、光学部材８０によりＡスキャンの基準位置に対して第１光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像ＩＭＧ３１（枠Ｇ１１に囲まれている）（第１ＯＣＴ画像）と、光学部材８０によりＡスキャンの基準位置に対して第２光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像ＩＭＧ３２（枠Ｇ１２に囲まれている）（第２ＯＣＴ画像）が分離して表示される。なお、ＯＣＴ画像ＩＭＧ３１、ＩＭＧ３２のそれぞれは、枠に囲まれていなくてもよい。

すなわち、互いに異なる光路長が付与された領域の複数のＯＣＴ画像を、敢えて間隔をあけて表示部２４０Ａに表示させる。それにより、付与される光路長の違いに起因するアーチファクトの影響を受けることなく、医師の診断等への影響を回避することができる。

いくつかの実施形態では、表示制御部２１１Ａは、ＯＣＴ画像ＩＭＧ３１、ＩＭＧ３２と共に眼底の全体を表す眼底画像ＩＭＧ３３を表示させ、ＯＣＴ画像ＩＭＧ３１、ＩＭＧ３２のそれぞれが眼底のどの領域に相当するかを把握するための補助情報を提供する。眼底画像ＩＭＧ３３の例として、光路長補正後のＯＣＴ画像ＩＭＧ３１、ＩＭＧ３２の合成画像、眼底の一般的な断面構造を表す画像（あらかじめ作成された画像）などがある。

＜変形例＞
上記の実施形態では、光学部材８０を配置することにより、Ｂスキャン方向のスキャン長が長くなった場合でも、１回のＯＣＴ本計測だけで、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大する手法について説明した。しかしながら、実施形態に係る構成はこれに限定されるものではない。

図１４に、実施形態に係る光学部材８０の第８変形例を模式的に示す。図１４は、光学部材８０の上面図と断面図とを模式的に表したものである。図１４において、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

第８変形例に係る光学部材８０は、媒質中の屈折率が実質的に一様な直方体形状の低分散（例えば、アッベ数ν_ｄが６４以上）のガラス部材であってよい。光学部材８０は、スキャン範囲の全体を覆うように配置される。

すなわち、光学部材８０を測定光ＬＳの光路に配置された状態で第１ＯＣＴ計測（本計測）を行うと共に、光学部材８０が測定光ＬＳの光路から退避された状態で第２ＯＣＴ計測（本計測）とが行われる。第１ＯＣＴ計測により得られた第１ＯＣＴ画像と第２ＯＣＴ計測により得られた第２ＯＣＴ画像とから、画像のフリップが発生した領域を特定し、特定された領域の第１ＯＣＴ画像に対して光路長補正を行う。光路長補正が行われた第１ＯＣＴ画像と、画像のフリップが発生していない領域の第２ＯＣＴ画像とを合成することで、図１１に示すような合成画像を取得することができる。

また、表示部２４０Ａにおける垂直方向の表示レンジに制限があることを鑑みて、表示部２４０Ａに表示されるＯＣＴ画像の表示倍率に応じて、表示態様を切り替えても良い。

図１５に、実施形態の変形例に係る眼科装置の動作説明図を示す。

表示制御部２１１Ａは、操作部２４０Ｂを用いたユーザの操作により指定された表示倍率でＯＣＴ画像を表示部２４０Ａに表示させることが可能である。例えば、表示倍率があらかじめ決められた第１倍率以下のとき、表示制御部２１１Ａは、図８～図１０のフローに従って光路長の補正処理が行われた断層画像ＩＭＧ４１を表示部２４０Ａに表示させる。断層画像ＩＭＧ４１は、上記のように、光学部材８０を用いて光路長を付与してＯＣＴスキャンを行い、光路長補正が行われたため、画像のフリップが発生しない。

ここで、ユーザが操作部２４０Ｂを用いて表示倍率を変更して、表示倍率が第１倍率を超えたとき、主制御部２１１は、データ処理部２３０を制御して、断層画像ＩＭＧ４１から、光路長補正が行われた領域の画像を分離させる。これにより、光路長補正が行われた画像ＩＭＧ４２、ＩＭＧ４３と、光路長補正が行われなかった画像ＩＭＧ４４とが分離される。例えば、表示制御部２１１Ａは、画像ＩＭＧ４２、画像ＩＭＧ４４、画像ＩＭＧ４３を水平方向に並べて表示部２４０Ａに表示させる。このとき、表示制御部２１１Ａは、図１２又は図１３に示すように画像ＩＭＧ４２、画像ＩＭＧ４４、画像ＩＭＧ４３を表示部２４０Ａに表示させてもよい。

これにより、表示部２４０Ａにおける垂直方向の表示レンジに制限があり、Ｂスキャン方向のスキャン長が長い場合であっても、簡便に、低コストで、断層画像を詳細に観察することができるようになる。

上記の実施形態では、例えば１回のＯＣＴ計測で、簡便に、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大することが可能な手法について説明したが、実施形態に係る構成は、これに限定されるものではない。例えば、光学部材８０は、測定光の進行方向に交差する方向に、測定光に付与する光路長差が変化する変化領域を有する場合に、２回以上のＯＣＴ計測を実行して、当該変化領域に起因するＯＣＴ画像の画質の劣化を防止するようにしてもよい。光学部材８０の変化領域として、測定光の進行方向に直交する平面内において、通過する測定光の進行方向の厚さが変化する境界領域を含む領域、屈折率が変化する境界領域を含む領域などがある。測定光の進行方向の厚さが変化する境界領域を含む領域の例として、図２等に示す開口部の輪郭部分を含む領域などがある。

例えば、主制御部２１１（制御部２１０）は、ＯＣＴユニット１００を制御して、光学部材８０の変化領域に対する、当該変化領域を通過する測定光が入射するＡスキャン位置の相対位置が異なる２以上の状態のそれぞれにおいてＯＣＴ計測を実行させる。

２以上の状態の第１の例として、測定光の進行方向に交差する方向にＡスキャン位置を光学部材８０の変化領域に対して相対移動する前と後の状態がある。例えば、主制御部２１１は、光学部材駆動部８０Ａを制御することにより、光学部材８０の変化領域に対するＡスキャン位置の相対位置を変更することが可能である。

２以上の状態の第２の例として、測定光の光路に光学部材８０を挿入した状態と当該光路から退避させた状態がある。例えば、主制御部２１１は、光学部材駆動部８０Ａを制御することにより、測定光の光路に光学部材８０を配置したり、測定光の光路から光学部材８０を退避したりすることが可能である。

２以上の状態の第３の例として、前記変化領域を通過する測定光の光路の位置又は測定光の進行方向を変更する前と後の状態がある。

測定光の光路の位置を変更する場合、例えば、眼科装置には、測定光の光路の光軸の位置を変更する光学部材が、測定光の光路に対して挿脱可能に設けられる。主制御部２１１は、この光学部材を測定光の光路に対して挿脱することが可能な図示しない移動機構を制御することにより、光学部材８０の変化領域に対する、当該変化領域を通過する測定光が入射するＡスキャン位置の相対位置を変更することができる。このような光学部材の例として、測定光の光路に対して厚さ方向が斜めになるように配置可能な平行平面部を含む光学部材（例えば、平行平面板）などがある。

例えば、眼科装置は、測定光の光路に配置された偏向部材を含む。主制御部２１１は、この偏向部材を制御して、光学部材８０の変化領域を通過する測定光の進行方向を変更することで、光学部材８０の変化領域に対する、当該変化領域を通過する測定光が入射するＡスキャン位置の相対位置を変更することができる。このような偏向部材の例として、光スキャナ４２とは別に設けられた光スキャナなどがある。

２以上の状態の第４の例として、被検眼Ｅの眼底Ｅｆに投影される固視標が第１投影位置に投影された状態と、眼底Ｅｆに投影される固視標が第１投影位置と異なる第２投影位置に投影された状態とがある。例えば、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９を制御することにより、眼底Ｅｆにおける固視標の投影位置を変更することが可能である。このとき、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９を制御して、２以上の状態のそれぞれにおけるＯＣＴ画像において、光学部材８０の変化領域を通過する測定光に基づいて形成された画像領域が重複しないように、眼底Ｅｆにおける固視標の投影位置を変更する。いくつかの実施形態では、光学部材８０により光路長差が付与される領域（変化領域を含む）と、眼底Ｅｆにおける固視標の投影位置との対応関係を示す対応関係情報が記憶部２１２にあらかじめ記憶される。図１の構成では、ＬＣＤ３９を含む固視投影系と干渉光学系とは同軸に結合されるため、光学部材８０により光路長差が付与される領域（変化領域を含む）と、眼底Ｅｆにおける測定光の入射位置との対応関係を示す対応関係情報が記憶部２１２にあらかじめ記憶される。主制御部２１１は、上記の対応関係情報を参照してＬＣＤ３９を制御することにより、眼底Ｅｆにおける固視標の投影位置を変更することが可能である。

続いて、主制御部２１１は、画像形成部２２０を制御して、上記のいずれかの２以上の状態のそれぞれにおいて取得された干渉光の検出結果に基づいて、２以上のＯＣＴ画像を形成させる。

そして、主制御部２１１は、データ処理部２３０を制御して、画像形成部２２０により形成された２以上のＯＣＴ画像を合成して合成画像を形成させる。このとき、データ処理部２３０は、変化領域に対してＡスキャン位置を相対移動した後の当該変化領域を通過する測定光を用いて形成されたＯＣＴ画像の画像領域を用いて、相対移動する前の当該変化領域を通過する測定光を用いて形成されたＯＣＴ画像の画像領域の画質の劣化を補うように合成画像を形成することができる。

例えば、データ処理部２３０は、相対移動の前と後の２つのＯＣＴ画像の相関関数を求め、２つのＯＣＴ画像の相対位置を変更しつつ相関関数により得られた相関値が最も高い両画像の相対位置を探索する。データ処理部２３０は、探索された相対位置における相対移動前のＯＣＴ画像の中で、画質の変化の差が大きい画像領域（類似度が低い画像領域）を、光学部材８０の変化領域を通過した測定光を用いて形成された画像領域として特定することが可能である。データ処理部２３０は、相対移動前のＯＣＴ画像における特定された画像領域を、相対移動後のＯＣＴ画像における対応する画像領域に置き換えることで合成画像を形成する。この場合、データ処理部２３０は、対応する画像領域を重畳させることで合成画像を形成してもよい。いくつかの実施形態では、光学部材８０により光路長差が付与される領域（変化領域を含む）と、光スキャナ４２による測定光の偏向角度との対応関係を示す対応関係情報が記憶部２１２にあらかじめ記憶される。相対移動後に、主制御部２１１は、上記の対応関係情報を参照して光スキャナ４２を制御して、光学部材８０の変化領域を含む領域だけをスキャンし、光学部材８０の変化領域を通過した測定光を用いて部分画像を形成させる。主制御部２１１は、データ処理部２３０を制御して、相対移動前のＯＣＴ画像における、変化領域を通過した測定光を用いて形成された画像領域を、相対移動後に取得された部分画像に置き換えることで合成画像を形成する。

或いは、データ処理部２３０は、上記と同様に相関関数を用いて、相対移動の前と後の２つのＯＣＴ画像のそれぞれにおいて、光学部材８０の変化領域を通過した測定光を用いて形成された画像領域を特定し、当該画像領域に描出された眼底の所定の層領域（例えば、ＲＰＥ、又はＩＳ／ＯＳライン（視細胞内節／外節ライン））を特定する。続いて、データ処理部２３０は、２つのＯＣＴ画像のそれぞれにおいて、Ｂスキャン方向の位置とＡスキャン方向の位置とを変数とする公知のフィッティング関数で、特定された層領域に対してフィッティング処理を施し、フィッティング処理により特定されたフィッティング関数を用いて両画像のそれぞれにおける上記の画像領域における接線の位置及び方向を求める。データ処理部２３０は、求められた２つの画像領域の接線の位置及び方向が略一致するように、相対移動前のＯＣＴ画像における特定された画像領域を、相対移動後のＯＣＴ画像における対応する画像領域に置き換えることで合成画像を形成する。いくつかの実施形態では、相対移動後に、主制御部２１１は、上記の対応関係情報を参照して光スキャナ４２を制御して、光学部材８０の変化領域を含む領域だけをスキャンして、光学部材８０の変化領域を通過した測定光を用いて部分画像を形成させる。データ処理部２３０は、形成された部分画像について層領域の特定と、フィッティングと、接線の位置及び方向の算出とを行い、部分画像の接線の位置及び方向が相対移動前のＯＣＴ画像における画像領域の接線の位置及び方向に略一致するように、相対移動前のＯＣＴ画像における画像領域を上記の部分画像に置き換えることで合成画像を形成する。

いくつかの実施形態では、上記の眼科装置の制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラムが提供される。このようなプログラムを、コンピュータによって読み取り可能な非一時的な（ｎｏｎ－ｔｒａｎｓｉｔｏｒｙ）任意の記録媒体に記憶させることができる。記録媒体は、磁気、光、光磁気、半導体などを利用した電子媒体であってよい。典型的には、記録媒体は、磁気テープ、磁気ディスク、光ディスク、光磁気ディスク、フラッシュメモリ、ソリッドステートドライブなどである。また、インターネットやＬＡＮ等のネットワークを通じてこのプログラムを送受信することも可能である。

［作用］
実施形態に係る眼科装置、眼科装置の制御方法、及びプログラムについて説明する。

実施形態の第１態様は、光学系（ＯＣＴユニット１００から対物レンズ２２までの測定光ＬＳが通過する光学系）と、光学部材（８０）と、画像形成部（２２０）とを含む眼科装置（１）である。光学系は、光スキャナ（４２）を含み、光源（光源ユニット１０１）からの光（Ｌ０）を測定光（ＬＳ）と参照光（ＬＲ）とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼（Ｅ）に投射し、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光（ＬＣ）を検出する。光学部材は、測定光の光路における光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置（画角）毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与する。画像形成部は、干渉光の検出結果に基づいて被検眼のＯＣＴ画像（断層画像）を形成する。

このような態様によれば、測定光の光路に光学部材を配置して、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与するようにしたので、所望の部位に対するスキャンにより得られた干渉光の検出結果を深さ方向にシフトさせることができる。それにより、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大することが可能になる。

実施形態の第２態様では、第１態様において、光学部材は、基準位置からＡスキャン位置が離れるほど連続的又は段階的に変化量が大きくなるように光路長差を測定光に付与する。

このような態様によれば、Ａスキャンの基準位置を基準に深さ方向に形状が変化する計測部位に対してＯＣＴスキャンを行う場合、Ｂスキャン方向にスキャン長が長くなっても簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大することができるようになる。

実施形態の第３態様では、第１態様又は第２態様において、光学部材は、基準位置に入射する測定光の光束が通過する第１領域の光路長差が第１領域の周辺領域の光路長差より短くなるように構成される。

このような態様によれば、眼底のような断面形状が凹状の計測部位に対してＯＣＴスキャンを行う場合、Ｂスキャン方向にスキャン長が長くなっても、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大することができるようになる。

実施形態の第４態様では、第３態様において、光学部材は、第１領域を光束が通過するように開口部が形成されている透光部材（ガラス部材）である。

このような態様によれば、Ａスキャンの基準位置に入射する測定光が開口部を通過するように光学部材が配置されるため、光路長の補正処理に伴う画質の劣化を回避しつつ、光学部材の小型化を図ることができるようになる。

実施形態の第５態様では、第１態様～第４態様のいずれかにおいて、光学部材は、被検眼の眼底（Ｅｆ）と光学的に略共役な位置に配置される。

このような態様によれば、測定光のビームセパレーションが最も良好になる位置においてＡスキャン位置毎に測定光に光路長を付与することができるため、より高精度な光路長の付与により断面形状が凹状の計測部位が描出されたＯＣＴ画像の画質を向上させることができるようになる。

実施形態の第６態様では、第１態様又は第２態様において、光学部材は、基準位置に入射する測定光の光束が通過する第１領域の光路長差が第１領域の周辺領域の光路長差より長くなるように構成される。

このような態様によれば、角膜や眼底における浮腫のような断面形状が凸状の計測部位に対してＯＣＴスキャンを行う場合、Ｂスキャン方向にスキャン長が長くなっても、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大することができるようになる。

実施形態の第７態様では、第６態様において、光学部材は、被検眼の角膜と光学的に略共役な位置に配置される。

このような態様によれば、測定光のビームセパレーションが最も良好になる位置においてＡスキャン位置毎に測定光に光路長を付与することができるため、より高精度な光路長の付与により断面形状が凸状の計測部位が描出されたＯＣＴ画像の画質を向上させることができるようになる。

実施形態の第８態様では、第１態様～第７態様のいずれかにおいて、光学部材は、測定光の光路の交差方向に移動可能である。

このような態様によれば、測定光の光路に配置される光学部材の位置を高精度に調整することが可能になるため、所望のＡスキャン位置に入射する測定光に対して高精度に光路長を付与することができるようになる。それにより、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジが拡大されたＯＣＴ画像の高画質化を図ることが可能になる。

実施形態の第９態様は、第１態様～第８態様のいずれかにおいて、Ａスキャン位置に応じて異なる補正処理を干渉光の検出結果（スキャンデータ）又はＯＣＴ画像に対して実行する補正処理部（２３２）を含む。

このような態様によれば、光学部材を通過した測定光を用いたＯＣＴスキャンにより得られた干渉光の検出結果又はＯＣＴ画像に対して補正処理を実行することができるようになる。それにより、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジが拡大されたＯＣＴ画像の高画質化を図ることが可能になる。

実施形態の第１０態様では、第９態様において、補正処理部は、Ａスキャン位置毎に測定光に付与された光路長差をキャンセルするように干渉光の検出結果又はＯＣＴ画像を補正する。

このような態様によれば、光学部材を通過した測定光を用いたＯＣＴスキャンにより得られた干渉光の検出結果又はＯＣＴ画像に対して、光学部材により付与された光路長をキャンセルして、Ｂスキャン方向にスキャン長が長くなっても、簡便に、低コストで、ＯＣＴ画像のフリップを防ぐことができるようになる。

実施形態の第１１態様では、第９態様又は第１０態様において、補正処理部は、Ａスキャン位置毎に１ピクセルのサイズを揃えるようにＯＣＴ画像を補正する。

このような態様によれば、光学部材を通過した測定光を用いたＯＣＴスキャンにより得られたＯＣＴ画像に対して光学倍率のばらつきを抑えるように補正し、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大しつつ、ＯＣＴ画像の高画質化を図ることが可能になる。

実施形態の第１２態様では、第９態様～第１１態様のいずれかにおいて、補正処理部は、Ａスキャン位置毎に波長分散を補償するように干渉光の検出結果を補正する。

このような態様によれば、光学部材を通過した測定光を用いたＯＣＴスキャンにより得られた干渉光の検出結果に対して波長分散のばらつきを抑えるように補正し、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大しつつ、ＯＣＴ画像の高画質化を図ることが可能になる。

実施形態の第１３態様は、第１態様～第１２態様のいずれかにおいて、ＯＣＴ画像を表示手段（表示部２４０Ａ、表示装置３）に表示させる表示制御部（２１１Ａ）を含む。表示制御部は、光学部材により同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像（ＩＭＧ２１、ＩＭＧ２２）を識別可能な枠（Ｇ１、Ｇ２）で囲んで表示手段に表示させる。

このような態様によれば、光学部材によりＡスキャンの基準位置に対して同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像を枠で囲んで識別しやすく表示手段に表示させるため、互いに異なる光路長を付与することにより発生するアーチファクトの影響を受けることなく、光路長が付与された領域のＯＣＴ画像を容易に観察することができる。

実施形態の第１４態様は、第１態様～第１３態様のいずれかにおいて、ＯＣＴ画像を表示手段（表示部２４０Ａ、表示装置３）に表示させる表示制御部（２１１Ａ）を含む。表示制御部は、第１光路長差が付与されたＢスキャン範囲の第１ＯＣＴ画像（ＯＣＴ画像ＩＭＧ３２）と、第１光路長差と異なる第２光路長差が付与されたＢスキャン範囲の第２ＯＣＴ画像（ＯＴ画像ＩＭＧ３１）との間にギャップを設けて第１ＯＣＴ画像と第２ＯＣＴ画像とを表示手段に表示させる。

このような態様によれば、光学部材によりＡスキャンの基準位置に対して互いに異なる光路長が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像を分離して表示手段に表示させるため、互いに異なる光路長を付与することにより発生するアーチファクトの影響を受けることなく、光路長が付与された領域のＯＣＴ画像を容易に観察することができる。

実施形態の第１５態様は、第１態様～第１３態様のいずれかにおいて、ＯＣＴ画像を表示手段（表示部２４０Ａ、表示装置３）に表示させる表示制御部（２１１Ａ）を含む。表示制御部は、互いに光路長差が異なる測定光を用いた第１Ｂスキャン範囲の第１ＯＣＴ画像（ＯＣＴ画像ＩＭＧ１１）及び第２Ｂスキャン範囲の第２ＯＣＴ画像（ＯＣＴ画像ＩＭＧ１２）の少なくとも一方を、双方の光路長差をキャンセルするようにＡスキャン方向に移動させることにより第１ＯＣＴ画像と第２ＯＣＴ画像とを合成して表示手段に表示させる。

このような態様によれば、Ｂスキャン方向のスキャン長が長くなっても、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大しつつＯＣＴ画像を表示させることが可能になる。それにより、ＯＣＴ画像のフリップの影響を受けることなく、Ｂスキャン方向のスキャン長が長いＯＣＴ画像を詳細に観察することができるようになる。

実施形態の第１６態様は、第１態様～第８態様のいずれかにおいて、光学部材は、測定光に付与する光路長差が変化する変化領域（例えば、開口部の輪郭部分を含む境界領域）を有する。画像形成部は、変化領域に対する当該変化領域を通過する測定光が入射するＡスキャン位置の相対位置が異なる２以上の状態のそれぞれにおいて取得された干渉光の検出結果に基づいて２以上のＯＣＴ画像を形成する。眼科装置は、２以上のＯＣＴ画像を合成して合成画像を形成する画像合成部（データ処理部２３０）を含む。

このような態様によれば、光学部材の変化領域に対する、当該変化領域を通過する測定光が入射するＡスキャン位置の相対位置が異なる２以上のＯＣＴ画像を形成することができる。それにより、上記の相対位置を変更するだけで、変化領域を通過する測定光による得られる干渉光の検出結果に基づくＯＣＴ画像の画質が劣化した部分を補うように合成画像を形成することができるようになる。

実施形態の第１７態様は、光学系（ＯＣＴユニット１００から対物レンズ２２までの測定光ＬＳが通過する光学系）と、光学部材（８０）を含む眼科装置の制御方法である。光学系は、光スキャナ（４２）を含み、光源（光源ユニット１０１）からの光（Ｌ０）を測定光（ＬＳ）と参照光（ＬＲ）とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼（Ｅ）に投射し、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光（ＬＣ）を検出する。光学部材は、測定光の光路における光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与する。眼科装置の制御方法は、画像形成ステップと、補正ステップとを含む。画像形成ステップは、干渉光の検出結果に基づいて被検眼のＯＣＴ画像を形成する。補正ステップは、Ａスキャン位置に応じて異なる補正処理を干渉光の検出結果又はＯＣＴ画像に対して実行する。

このような態様によれば、測定光の光路に光学部材を配置して、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与するようにしたので、所望の部位に対するスキャンにより得られた干渉光の検出結果を深さ方向にシフトさせることができる。それにより、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大させることが可能になる。

実施形態の第１８態様は、光学系（ＯＣＴユニット１００から対物レンズ２２までの測定光ＬＳが通過する光学系）と、光学部材（８０）を含む眼科装置の制御方法である。光学系は、光スキャナ（４２）を含み、光源（光源ユニット１０１）からの光（Ｌ０）を測定光（ＬＳ）と参照光（ＬＲ）とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼（Ｅ）に投射し、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光（ＬＣ）を検出する。光学部材は、測定光の光路における光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与する。眼科装置の制御方法は、画像形成ステップと、表示制御ステップとを含む。画像形成ステップは、干渉光の検出結果に基づいて被検眼のＯＣＴ画像を形成する。表示制御ステップは、ＯＣＴ画像を表示手段（表示部２４０Ａ、表示装置３）に表示させる。表示制御ステップは、光学部材により同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像（ＩＭＧ２１、ＩＭＧ２２）を識別可能な枠（Ｇ１、Ｇ２）で囲んで表示手段に表示させる。

実施形態の第１９態様は、光学系（ＯＣＴユニット１００から対物レンズ２２までの測定光ＬＳが通過する光学系）と、光学部材（８０）を含む眼科装置の制御方法である。光学系は、光スキャナ（４２）を含み、光源（光源ユニット１０１）からの光（Ｌ０）を測定光（ＬＳ）と参照光（ＬＲ）とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼（Ｅ）に投射し、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光（ＬＣ）を検出する。光学部材は、測定光の光路における光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与する。眼科装置の制御方法は、画像形成ステップと、表示制御ステップとを含む。画像形成ステップは、干渉光の検出結果に基づいて被検眼のＯＣＴ画像を形成する。表示制御ステップは、ＯＣＴ画像を表示手段（表示部２４０Ａ、表示装置３）に表示させる。表示制御ステップは、互いに光路長差が異なる測定光を用いた第１Ｂスキャン範囲の第１ＯＣＴ画像（ＯＣＴ画像ＩＭＧ１１）及び第２Ｂスキャン範囲の第２ＯＣＴ画像（ＯＣＴ画像ＩＭＧ１２）の少なくとも一方を、双方の光路長差をキャンセルするようにＡスキャン方向に移動させることにより第１ＯＣＴ画像と第２ＯＣＴ画像とを合成して表示手段に表示させる。

実施形態の第２０態様は、光学系（ＯＣＴユニット１００から対物レンズ２２までの測定光ＬＳが通過する光学系）と、光学部材（８０）を含む眼科装置の制御方法である。光学系は、光スキャナ（４２）を含み、光源（光源ユニット１０１）からの光（Ｌ０）を測定光（ＬＳ）と参照光（ＬＲ）とに分割し、光スキャナにより偏向された測定光を被検眼（Ｅ）に投射し、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光（ＬＣ）を検出する。光学部材は、測定光の光路における光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与し、測定光に付与する光路長差が変化する変化領域を有する、眼科装置の制御方法である。眼科装置の制御方法は、画像形成ステップと、画像合成ステップとを含む。画像形成ステップは、変化領域に対する当該変化領域を通過する測定光が入射するＡスキャン位置の相対位置が異なる２以上の状態のそれぞれにおいて取得された干渉光の検出結果に基づいて、被検眼の２以上のＯＣＴ画像を形成する。画像合成ステップは、画像形成ステップにおいて形成された２以上のＯＣＴ画像を合成して合成画像を形成する。

実施形態の第２１態様は、コンピュータに、第１７態様～第２０態様のいずれかの眼科装置の制御方法の各ステップを実行させるプログラムである。

このような態様によれば、測定光の光路に光学部材を配置して、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を測定光に付与するようにしたので、簡便に、低コストで、ＯＣＴの深さ方向の画像化レンジを拡大させることが可能になる。

以上に説明した構成は、この発明を好適に実施するための一例に過ぎない。よって、この発明の要旨の範囲内における任意の変形（省略、置換、付加等）を適宜に施すことが可能である。適用される構成は、例えば目的に応じて選択される。また、適用される構成に応じ、当業者にとって自明の作用効果や、本明細書において説明された作用効果が得られる。

１眼科装置
３表示装置
８０光学部材
１００ＯＣＴユニット
２００演算制御ユニット
２１０制御部
２１１主制御部
２１１Ａ表示制御部
２１２記憶部
２２０画像形成部
２３０データ処理部
２３１解析部
２３２補正処理部
２３２Ａ光路長補正部
２３２Ｂ光学倍率補正部
２３２Ｃ分散補正部
２４０Ａ表示部
２４０Ｂ操作部
Ｅ被検眼
ＬＣ干渉光
ＬＲ参照光
ＬＳ測定光

Claims

光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、
前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、
前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼のＯＣＴ画像を形成する画像形成部と、
を含む、眼科装置。
前記光学部材は、前記基準位置からＡスキャン位置が離れるほど連続的又は段階的に変化量が大きくなるように前記光路長差を前記測定光に付与する
ことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。
前記光学部材は、前記基準位置に入射する前記測定光の光束が通過する第１領域の光路長差が前記第１領域の周辺領域の光路長差より短くなるように構成される
ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の眼科装置。
前記光学部材は、前記第１領域を光束が通過するように開口部が形成されている透光部材である
ことを特徴とする請求項３に記載の眼科装置。
前記光学部材は、前記被検眼の眼底と光学的に略共役な位置に配置される
ことを特徴とする請求項１～請求項４のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記光学部材は、前記基準位置に入射する前記測定光の光束が通過する第１領域の光路長差が前記第１領域の周辺領域の光路長差より長くなるように構成される
ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の眼科装置。
前記光学部材は、前記被検眼の角膜と光学的に略共役な位置に配置される
ことを特徴とする請求項６に記載の眼科装置。
前記光学部材は、前記測定光の光路の交差方向に移動可能である
ことを特徴とする請求項１～請求項７のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記Ａスキャン位置に応じて異なる補正処理を前記干渉光の検出結果又は前記ＯＣＴ画像に対して実行する補正処理部を含む
ことを特徴とする請求項１～請求項８のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記補正処理部は、前記Ａスキャン位置毎に前記測定光に付与された前記光路長差をキャンセルするように前記干渉光の検出結果又は前記ＯＣＴ画像を補正する
ことを特徴とする請求項９に記載の眼科装置。
前記補正処理部は、前記Ａスキャン位置毎に１ピクセルのサイズを揃えるように前記ＯＣＴ画像を補正する
ことを特徴とする請求項９又は請求項１０に記載の眼科装置。
前記補正処理部は、前記Ａスキャン位置毎に波長分散を補償するように前記干渉光の検出結果を補正する
ことを特徴とする請求項９～請求項１１のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記ＯＣＴ画像を表示手段に表示させる表示制御部を含み、
前記表示制御部は、前記光学部材により同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像を識別可能な枠で囲んで前記表示手段に表示させる
ことを特徴とする請求項１～請求項１２のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記ＯＣＴ画像を表示手段に表示させる表示制御部を含み、
前記表示制御部は、第１光路長差が付与されたＢスキャン範囲の第１ＯＣＴ画像と、前記第１光路長差と異なる第２光路長差が付与されたＢスキャン範囲の第２ＯＣＴ画像との間にギャップを設けて前記第１ＯＣＴ画像と前記第２ＯＣＴ画像とを前記表示手段に表示させる
ことを特徴とする請求項１～請求項１３のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記ＯＣＴ画像を表示手段に表示させる表示制御部を含み、
前記表示制御部は、互いに光路長差が異なる測定光を用いた第１Ｂスキャン範囲の第１ＯＣＴ画像及び第２Ｂスキャン範囲の第２ＯＣＴ画像の少なくとも一方を、双方の光路長差をキャンセルするようにＡスキャン方向に移動させることにより前記第１ＯＣＴ画像と前記第２ＯＣＴ画像とを合成して前記表示手段に表示させる
ことを特徴とする請求項１～請求項１３のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記光学部材は、前記測定光に付与する前記光路長差が変化する変化領域を有し、
前記画像形成部は、前記変化領域に対する当該変化領域を通過する前記測定光が入射するＡスキャン位置の相対位置が異なる２以上の状態のそれぞれにおいて取得された前記干渉光の検出結果に基づいて２以上のＯＣＴ画像を形成し、
前記２以上のＯＣＴ画像を合成して合成画像を形成する画像合成部を含む
こと特徴とする請求項１～請求項８のいずれか一項に記載の眼科装置。
光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、
前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、を含む眼科装置の制御方法であって、
前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼のＯＣＴ画像を形成する画像形成ステップと、
前記Ａスキャン位置に応じて異なる補正処理を前記干渉光の検出結果又は前記ＯＣＴ画像に対して実行する補正ステップと、
を含む、眼科装置の制御方法。
光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、
前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、を含む眼科装置の制御方法であって、
前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼のＯＣＴ画像を形成する画像形成ステップと、
前記ＯＣＴ画像を表示手段に表示させる表示制御ステップと、
を含み、
前記表示制御ステップは、前記光学部材により同一の光路長差が付与されたＢスキャン範囲のＯＣＴ画像を識別可能な枠で囲んで前記表示手段に表示させる、眼科装置の制御方法。
光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、
前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、を含む眼科装置の制御方法であって、
前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼のＯＣＴ画像を形成する画像形成ステップと、
前記ＯＣＴ画像を表示手段に表示させる表示制御ステップと、
を含み、
前記表示制御ステップは、互いに光路長差が異なる測定光を用いた第１Ｂスキャン範囲の第１ＯＣＴ画像及び第２Ｂスキャン範囲の第２ＯＣＴ画像の少なくとも一方を、双方の光路長差をキャンセルするようにＡスキャン方向に移動させることにより前記第１ＯＣＴ画像と前記第２ＯＣＴ画像とを合成して前記表示手段に表示させる、眼科装置の制御方法。
光スキャナを含み、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記光スキャナにより偏向された前記測定光を被検眼に投射し、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する光学系と、
前記測定光の光路における前記光学系の射出瞳の位置と光学的に非共役な位置に配置され、Ａスキャン位置毎にＡスキャンの基準位置に対する光路長差を前記測定光に付与する光学部材と、を含み、前記光学部材は、前記測定光に付与する前記光路長差が変化する変化領域を有する、眼科装置の制御方法であって、
前記変化領域に対する当該変化領域を通過する前記測定光が入射するＡスキャン位置の相対位置が異なる２以上の状態のそれぞれにおいて取得された前記干渉光の検出結果に基づいて、前記被検眼の２以上のＯＣＴ画像を形成する画像形成ステップと、
前記画像形成ステップにおいて形成された前記２以上のＯＣＴ画像を合成して合成画像を形成する画像合成ステップと、
を含む、眼科装置の制御方法。
コンピュータに、請求項１７～請求項２０のいずれか一項に記載の眼科装置の制御方法の各ステップを実行させることを特徴とするプログラム。