JP7166182B2 - 眼科情報処理装置、眼科装置、眼科情報処理方法、及びプログラム - Google Patents

Description

この発明は、眼科情報処理装置、眼科装置、眼科情報処理方法、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ＯＣＴが注目を集めている。ＯＣＴは、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）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の手法を用いた装置（ＯＣＴ装置）は被検眼の様々な部位の観察に適用可能であり、また高精細な画像を取得できることから、様々な眼科疾患の診断に応用されている。

被検眼の眼内の所定部位に対してＯＣＴ計測を実行する場合、当該所定部位をスキャンするための測定光を瞳孔から眼内に入射させ、例えば瞳孔近傍に配置されたスキャン中心位置を中心に測定光を偏向させる。例えば、取得されたＡスキャンデータから形成されたＡスキャン画像を形成し、Ｂスキャン方向に複数のＡスキャン画像を並べることで断層像（Ｂスキャン画像）が取得される（例えば、特許文献１）。

特開２０１１－１６７２８５号公報

しかしながら、従来の手法では、取得された断層像の輪郭形状が長方形に変形される。従って、画角が広くなるほど、断層像における所定部位の形状と実際の形状との差異が大きくなる。

また、取得された断層像中の任意の２点間の眼内距離を計測する場合、例えば、当該２点間のピクセル数に装置固有のピクセルサイズを乗算することにより眼内距離が求められる。従って、深さ位置によって眼内距離の誤差が大きくなる。

本発明は、このような事情を鑑みてなされたものであり、その目的は、眼内の所定部位の実際の形状等を特定するための新たな技術を提供することにある。

いくつかの実施形態の第１態様は、スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャン画像を配列することにより形成された前記被検眼の画像を補正する眼科情報処理装置である。眼科情報処理装置は、前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定部と、前記画素位置を前記特定部により特定された前記変換位置に変換する変換部と、を含む。

いくつかの実施形態の第２態様は、第１態様において、前記変換部により前記画素位置が前記変換位置に変換された前記画像に基づいて、前記被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出部を含む。

いくつかの実施形態の第３態様では、第２態様において、前記形態情報は、前記眼内の距離を含む。

いくつかの実施形態の第４態様では、第１態様～第３態様のいずれかにおいて、前記特定部は、前記進行方向のスキャン半径、スキャン角度、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲、及び、前記画素位置に基づいて、所定の座標系における前記変換位置の第１軸方向の成分及び前記第１軸方向と交差する第２軸方向の成分の少なくとも１つを特定する。

いくつかの実施形態の第５態様は、スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャンデータを配列することにより形成された２次元又は３次元のスキャンデータを補正する眼科情報処理装置である。眼科情報処理装置は、前記スキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定部と、前記スキャン位置を前記特定部により特定された前記変換位置に変換する変換部と、を含む。

いくつかの実施形態の第６態様は、第５態様において、前記変換部により前記スキャン位置が前記変換位置に変換された前記スキャンデータに基づいて前記被検眼の画像を形成する画像形成部を含む。

いくつかの実施形態の第７態様は、第５態様又は第６態様において、前記変換部により前記スキャン位置が前記変換位置に変換された前記スキャンデータに基づいて、前記被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出部を含む。

いくつかの実施形態の第８態様では、第７態様において、前記形態情報は、前記眼内の距離を含む。

いくつかの実施形態の第９態様では、第５態様～第８態様のいずれかにおいて、前記特定部は、前記進行方向のスキャン半径、スキャン角度、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲、及び、前記スキャン位置に基づいて、所定の座標系における前記変換位置の第１軸方向の成分及び前記第１軸方向と交差する第２軸方向の成分の少なくとも１つを特定する。

いくつかの実施形態の第１０態様では、第４態様又は第９態様において、前記特定部は、前記被検眼の角膜形状情報に基づいて前記測定光に対して光線追跡処理を施すことにより前記スキャン角度を特定する。

いくつかの実施形態の第１１態様は、第１態様～第１０態様のいずれかにおいて、前記変換位置の間の画素又はスキャンデータを補間する補間部を含む。

いくつかの実施形態の第１２態様では、第１態様～第１１態様のいずれかにおいて、前記特定部は、前記被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて前記変換位置を特定する。

いくつかの実施形態の第１３態様は、光コヒーレンストモグラフィを用いて前記複数のＡスキャン画像又は前記複数のＡスキャンデータを取得する取得部と、上記のいずれかに記載の眼科情報処理装置と、を含む眼科装置である。

いくつかの実施形態の第１４態様は、スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャン画像を配列することにより形成された前記被検眼の画像を補正する眼科情報処理方法である。眼科情報処理装置は、前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定ステップと、前記画素位置を前記特定ステップにおいて特定された前記変換位置に変換する変換ステップと、を含む。

いくつかの実施形態の第１５態様は、第１４態様において、前記変換ステップにおいて前記画素位置が前記変換位置に変換された前記画像に基づいて、前記被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出ステップを含む。

いくつかの実施形態の第１６態様は、スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャンデータを配列することにより形成された２次元又は３次元のスキャンデータを補正する眼科情報処理方法である。眼科情報処理方法は、前記スキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定ステップと、前記スキャン位置を前記特定ステップにおいて特定された前記変換位置に変換する変換ステップと、を含む。

いくつかの実施形態の第１７態様は、第１６態様において、前記変換ステップにおいて前記スキャン位置が前記変換位置に変換された前記スキャンデータに基づいて前記被検眼の画像を形成する画像形成ステップを含む。

いくつかの実施形態の第１８態様は、第１６態様又は第１７態様において、前記変換ステップにおいて前記スキャン位置が前記変換位置に変換された前記スキャンデータに基づいて、前記被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出ステップを含む。

いくつかの実施形態の第１９形態では、第１５態様又は第１８態様において、前記形態情報は、前記眼内の距離を含む。

いくつかの実施形態の第２０態様は、第１４態様～第１９態様のいずれかにおいて、前記変換位置の間の画素又はスキャンデータを補間する補間ステップを含む。

いくつかの実施形態の第２１態様では、第１４態様～第２０態様のいずれかにおいて、前記特定ステップは、前記被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて前記変換位置を特定する。

いくつかの実施形態の第２２態様は、コンピュータに、上記のいずれかに記載の眼科情報処理方法の各ステップを実行させるプログラムである。

なお、上記した複数の請求項に係る構成を任意に組み合わせることが可能である。

本発明によれば、眼内の所定部位の実際の形状等を特定するための新たな技術を提供することができる。

実施形態に係る眼科装置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構成の一例を表す概略ブロック図である。 実施形態に係る眼科装置の構成の一例を表す概略ブロック図である。 実施形態の比較例に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。 実施形態の比較例に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。 実施形態に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。 実施形態に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。 実施形態に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。 実施形態に係る眼科装置の動作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を表す概略図である。 実施形態に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。 実施形態の変形例に係る眼科装置が実行する処理を説明するための概略図である。

この発明に係る眼科情報処理装置、眼科装置、眼科情報処理方法、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情報処理装置は、被検眼における所定部位と光学的に略共役に配置された光スキャナーを用いて測定光で眼内をスキャンすることにより得られた被検眼のＯＣＴ画像、又は、２次元若しくは３次元のスキャンデータを補正する。所定部位として、瞳孔などが挙げられる。ＯＣＴ画像は、２次元画像又は３次元画像である。ＯＣＴ画像として、眼底の断層像、眼底の３次元画像などが挙げられる。ＯＣＴ画像又はスキャンデータは、光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）を用いて取得される。ＯＣＴ画像は、被検眼における所定部位をスキャン中心位置として、当該所定部位を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャン画像を配列することにより形成される。２次元又は３次元のスキャンデータは、被検眼における所定部位をスキャン中心位置として、当該所定部位を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャンデータを配列することにより形成される。

眼科情報処理装置は、ＯＣＴ画像における画素位置、又は、２次元若しくは３次元のスキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、Ａスキャン方向（被検眼における所定部位を通る測定光の進行方向）に沿った変換位置を特定する。眼科情報処理装置は、画素位置又はスキャン位置を、当該画素位置等に基づいて特定された変換位置に変換する。変換位置は、所定の座標系における位置である。所定の座標系は、少なくとも１つのＡスキャンのスキャン方向と同一の軸方向の座標軸を含む２以上の座標軸によって規定される。

いくつかの実施形態では、眼科情報処理装置は、被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて変換位置を特定する。いくつかの実施形態では、眼科情報処理装置は、Ａスキャン方向のスキャン半径、スキャン角度、ＯＣＴ計測が可能な深さ範囲、及び、画素位置又はスキャン位置に基づいて、所定の座標系における変換位置の第１軸方向の成分及び第１軸方向と交差する第２軸方向の成分の少なくとも１つを特定する。

これにより、ＯＣＴ画像又はスキャンデータにより表される眼底等の眼内の部位の形状を実際のスキャンに沿った形状に補正することができる。特に、広角の撮影系又は観察系を用いて取得されたＯＣＴ画像又はスキャンデータから実際の形状を把握することが容易になる。また、補正されたＯＣＴ画像、又は、２次元若しくは３次元のスキャンデータを用いて、被検眼の形態を表す形態情報も実際の形態を表す情報として取得することが可能になる。

実施形態に係る眼科情報処理方法は、実施形態に係る眼科情報処理装置においてプロセッサ（コンピュータ）により実行される処理を実現するための１以上のステップを含む。実施形態に係るプログラムは、プロセッサに実施形態に係る眼科情報処理方法の各ステップを実行させる。

本明細書において「プロセッサ」は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、ＳＰＬＤ（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＰＬＤ（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ））等の回路を意味する。プロセッサは、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。

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。

以下では、主として、被検眼のＯＣＴ画像として断層像を取得する場合について説明するが、ＯＣＴを用いて３次元画像、又は、２次元若しくは３次元のスキャンデータを取得する場合も同様である。

また、以下では、実施形態に係る眼科装置が、実施形態に係る眼科情報処理装置の機能を有する場合について説明する。しかしながら、実施形態に係る眼科情報処理装置が、外部の眼科装置からＯＣＴ画像、又は、２次元若しくは３次元のスキャンデータを取得するように構成されていてもよい。

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。

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。また、以下の実施形態に係る構成を、単体のＯＣＴ装置に組み込むことも可能である。

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。

＜構成＞
〔光学系〕
図１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には、被検眼Ｅの正面画像を取得するための光学系や機構が設けられている。ＯＣＴユニット１００には、ＯＣＴを実行するための光学系や機構の一部が設けられている。ＯＣＴを実行するための光学系や機構の他の一部は、眼底カメラユニット２に設けられている。演算制御ユニット２００は、各種の演算や制御を実行する１以上のプロセッサを含む。これらに加え、被検者の顔を支持するための部材（顎受け、額当て等）や、ＯＣＴの対象部位を切り替えるためのレンズユニット（例えば、前眼部ＯＣＴ用アタッチメント）等の任意の要素やユニットが眼科装置１に設けられてもよい。いくつかの実施形態では、レンズユニットが手動で被検眼Ｅと後述の対物レンズ２２との間に挿脱されるように構成される。いくつかの実施形態では、後述の制御部２１０からの制御を受け、レンズユニットが被検眼Ｅと後述の対物レンズ２２との間に自動で挿脱されるように構成される。

いくつかの実施形態では、眼科装置１は、表示装置３を含む。表示装置３は、演算制御ユニット２００による処理結果（例えば、ＯＣＴ画像等）や、眼底カメラユニット２により得られた画像や、眼科装置１を操作するための操作ガイダンス情報などを表示する。

［眼底カメラユニット］
眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆを撮影するための光学系が設けられている。取得される眼底Ｅｆの画像（眼底像、眼底写真等と呼ばれる）は、観察画像、撮影画像等の正面画像である。観察画像は、近赤外光を用いた動画撮影により得られる。撮影画像は、フラッシュ光を用いた静止画像である。更に、眼底カメラユニット２は、被検眼Ｅの前眼部Ｅａを撮影して正面画像（前眼部像）を取得することができる。

眼底カメラユニット２は、照明光学系１０と撮影光学系３０とを含む。照明光学系１０は被検眼Ｅに照明光を照射する。撮影光学系３０は、被検眼Ｅ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（眼底Ｅｆ又は前眼部Ｅａ）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を透過する。ダイクロイックミラー５５を透過した戻り光は、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によりイメージセンサ３５の受光面に結像される。イメージセンサ３５は、所定のフレームレートで戻り光を検出する。なお、撮影光学系３０のフォーカスは、眼底Ｅｆ又は前眼部Ｅａに合致するように調整される。

撮影光源１５から出力された光（撮影照明光）は、観察照明光と同様の経路を通って眼底Ｅｆに照射される。被検眼Ｅからの撮影照明光の戻り光は、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってダイクロイックミラー３３まで導かれ、ダイクロイックミラー３３を透過し、ミラー３６により反射され、集光レンズ３７によりイメージセンサ３８の受光面に結像される。

ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）３９は固視標や視力測定用視標を表示する。ＬＣＤ３９から出力された光束は、その一部がハーフミラー３３Ａにて反射され、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。固視位置の例として、黄斑を中心とする画像を取得するための固視位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための固視位置や、黄斑と視神経乳頭との間の眼底中心を中心とする画像を取得するための固視位置や、黄斑から大きく離れた部位（眼底周辺部）の画像を取得するための固視位置などがある。いくつかの実施形態に係る眼科装置１は、このような固視位置の少なくとも１つを指定するためのＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）等を含む。いくつかの実施形態に係る眼科装置１は、固視位置（固視標の表示位置）をマニュアルで移動するためのＧＵＩ等を含む。

移動可能な固視標を被検眼Ｅに呈示するための構成はＬＣＤ等の表示装置には限定されない。例えば、光源アレイ（発光ダイオード（ＬＥＤ）アレイ等）における複数の光源を選択的に点灯させることにより、移動可能な固視標を生成することができる。また、移動可能な１以上の光源により、移動可能な固視標を生成することができる。

また、眼科装置１には、１以上の外部固視光源が設けられてもよい。１以上の外部固視光源の１つは、被検眼Ｅの僚眼に固視光を投射することが可能である。僚眼における固視光の投射位置は、変更可能である。僚眼に対する固視光の投射位置を変更することにより、被検眼Ｅの固視位置を変更することができる。外部固視光源による固視位置は、ＬＣＤ３９を用いた被検眼Ｅの固視位置と同様であってよい。例えば、複数の外部固視光源を選択的に点灯させることにより、移動可能な固視標を生成することができる。また、移動可能な１以上の外部固視光源により、移動可能な固視標を生成することができる。

アライメント光学系５０は、被検眼Ｅに対する光学系のアライメントに用いられるアライメント指標を生成する。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、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってイメージセンサ３５に導かれる。その受光像（アライメント指標像）に基づいてマニュアルアライメントやオートアライメントを実行できる。

フォーカス光学系６０は、被検眼Ｅに対するフォーカス調整に用いられるスプリット指標を生成する。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傾斜配置される。ＬＥＤ６１から出力されたフォーカス光は、リレーレンズ６２を通過し、スプリット指標板６３により２つの光束に分離され、二孔絞り６４を通過し、ミラー６５により反射され、集光レンズ６６により反射棒６７の反射面に一旦結像されて反射される。更に、フォーカス光は、リレーレンズ２０を経由し、孔開きミラー２１に反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２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イメージセンサ３５に導かれる。その受光像（スプリット指標像）に基づいてマニュアルフォーカスやオートフォーカスを実行できる。

ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用光路とＯＣＴ用光路とを合成する。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用光路（測定光の光路）には、ＯＣＴユニット１００側からダイクロイックミラー４６側に向かって順に、コリメータレンズユニット４０、光路長変更部４１、光スキャナー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用光路の長さを変更する。この光路長の変更は、眼軸長に応じた光路長補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部４１は、コーナーキューブと、これを移動する機構とを含む。

光スキャナー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。光スキャナー４２は、ＯＣＴ用光路を通過する測定光を偏向する。すなわち、光スキャナー４２は、被検眼Ｅの瞳孔（又はその近傍）をスキャン中心位置として所定の偏向角度範囲内でスキャン角度を変更しつつ被検眼Ｅの眼内をスキャンするための測定光を偏向する。光スキャナー４２は、測定光を１次元的又は２次元的に偏向することが可能である。

１次元的に偏向する場合、光スキャナー４２は、所定の偏向方向に所定の偏向角度範囲で測定光を偏向するガルバノスキャナーを含む。２次元的に偏向する場合、光スキャナー４２は、第１ガルバノスキャナーと、第２ガルバノスキャナーとを含む。第１ガルバノスキャナーは、ＯＣＴ光学系８の光軸に直交する水平方向に撮影部位（眼底Ｅｆ又は前眼部）をスキャンするように測定光を偏向する。第２ガルバノスキャナーは、ＯＣＴ光学系８の光軸に直交する垂直方向に撮影部位をスキャンするように、第１ガルバノスキャナーにより偏向された測定光を偏向する。光スキャナー４２による測定光の走査態様としては、例えば、水平スキャン、垂直スキャン、十字スキャン、放射スキャン、円スキャン、同心円スキャン、螺旋スキャンなどがある。

ＯＣＴ合焦レンズ４３は、ＯＣＴ用の光学系のフォーカス調整を行うために、測定光の光路に沿って移動される。ＯＣＴ合焦レンズ４３は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆ又はその近傍に測定光の焦点位置を配置するための第１レンズ位置と、被検眼Ｅに照射される測定光を平行光束にするための第２レンズ位置とを含む移動範囲で移動可能である。撮影合焦レンズ３１の移動、フォーカス光学系６０の移動、及びＯＣＴ合焦レンズ４３の移動を連係的に制御することができる。

［ＯＣＴユニット］
ＯＣＴユニット１００の構成の一例を図２に示す。ＯＣＴユニット１００には、被検眼Ｅ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、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である。干渉光学系によ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干渉信号であり、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眼科装置と同様に、出射光の波長を掃引（走査）可能な波長掃引型（波長走査型）光源を含んで構成される。波長掃引型光源は、共振器を含むレーザー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の偏光状態を調整する。

偏波コントローラ１０３により偏光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、光路長変更部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。

光路長変更部１１４は、図２に示す矢印の方向に移動可能とされ、参照光ＬＲの光路長を変更する。この移動により参照光ＬＲの光路の長さが変更される。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１１４は、例えばコーナーキューブと、これを移動する移動機構とを含んで構成される。この場合、光路長変更部１１４のコーナーキューブは、コリメータ１１１により平行光束とされた参照光ＬＲの進行方向を逆方向に折り返す。コーナーキューブに入射する参照光ＬＲの光路と、コーナーキューブから出射する参照光ＬＲの光路とは平行である。

光路長変更部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により偏光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。

なお、図１及び図２に示す構成においては、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光路長変更部１１４の双方が設けられている。しかしながら、光路長変更部４１及び１１４の一方だけが設けられていてもよい。また、これら以外の光学部材を用いて、参照光路長と測定光路長との差を変更することも可能である。

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によりに導かれ、コリメータレンズユニット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、光スキャナー４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、ミラー４４及びリレーレンズ４５を経由してダイクロイックミラー４６に導かれる。ダイクロイックミラー４６に導かれてきた測定光ＬＳは、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に照射される。測定光ＬＳは、被検眼Ｅの様々な深さ位置において散乱（反射を含む）される。このような後方散乱光を含む測定光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、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（Ｂａｌａｎｃｅｄ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）である。検出器１２５は、その検出結果（干渉信号）をＤＡＱ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）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。

［演算制御ユニット］
演算制御ユニット２００は、ＤＡＱ１３０から入力される検出信号を解析して眼底Ｅｆ（又は前眼部Ｅａ）のＯＣＴ画像又はスキャンデータを形成する。そのための演算処理は、従来のスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様である。

また、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。

眼底カメラユニット２の制御として、演算制御ユニット２００は、観察光源１１、撮影光源１５、及びＬＥＤ５１、６１の動作制御、ＬＣＤ３９の動作制御、撮影合焦レンズ３１の移動制御、ＯＣＴ合焦レンズ４３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、光スキャナー４２の動作制御などを行う。

表示装置３の制御として、演算制御ユニット２００は、被検眼ＥのＯＣＴ画像を表示装置３に表示させる。

ＯＣＴユニット１００の制御として、演算制御ユニット２００は、光源ユニット１０１の動作制御、光路長変更部１１４の移動制御、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、検出器１２５の動作制御、ＤＡＱ１３０の動作制御などを行う。

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、ＲＯＭ、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。

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。

〔制御系〕
図３及び図４に、眼科装置１の制御系の構成例を示す。図３及び図４において、眼科装置１に含まれる構成要素の一部が省略されている。

（制御部）
制御部２１０は、各種の制御を実行する。制御部２１０は、主制御部２１１と記憶部２１２とを含む。

（主制御部）
主制御部２１１は、プロセッサを含み、眼科装置１の各部を制御する。例えば、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２の合焦駆動部３１Ａ及び４３Ａ、イメージセンサ３５及び３８、ＬＣＤ３９、光路長変更部４１、光スキャナー４２、及び光学系を移動する移動機構１５０などを制御する。さらに、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００の光源ユニット１０１、光路長変更部１１４、アッテネータ１２０、偏波コントローラ１０３及び１１８、検出器１２５、ＤＡＱ１３０などを制御する。

例えば、主制御部２１１は、手動又は自動で設定された固視位置に対応するＬＣＤ３９の画面上の位置に固視標を表示する。また、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９に表示されている固視標の表示位置を（連続的に又は段階的に）変更することができる。それにより、固視標を移動することができる（つまり、固視位置を変更することができる）。固視標の表示位置や移動態様は、マニュアルで又は自動的に設定される。マニュアルでの設定は、例えばＧＵＩを用いて行われる。自動的な設定は、例えば、データ処理部２３０により行われる。

合焦駆動部３１Ａは、撮影光学系３０の光軸方向に撮影合焦レンズ３１を移動させるとともに、照明光学系１０の光軸方向にフォーカス光学系６０を移動させる。それにより、撮影光学系３０の合焦位置が変更される。合焦駆動部３１Ａは、撮影合焦レンズ３１を移動させる機構と、フォーカス光学系６０を移動させる機構とを個別に有していてよい。合焦駆動部３１Ａは、フォーカス調整を行うときなどに制御される。

合焦駆動部４３Ａは、測定光路の光軸方向にＯＣＴ合焦レンズ４３を移動させる。それにより、測定光ＬＳの合焦位置が変更される。例えば、ＯＣＴ合焦レンズ４３を第１レンズ位置に移動させることにより、測定光ＬＳの合焦位置を眼底Ｅｆ又はその近傍に配置することができる。例えば、ＯＣＴ合焦レンズ４３を第２レンズ位置に移動させることにより、測定光ＬＳの合焦位置を遠点位置に配置して測定光ＬＳを平行光束にすることができる。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。

移動機構１５０は、例えば、少なくとも眼底カメラユニット２（光学系）を３次元的に移動する。典型的な例において、移動機構１５０は、少なくとも眼底カメラユニット２をｘ方向（左右方向）に移動するための機構と、ｙ方向（上下方向）に移動するための機構と、ｚ方向（奥行き方向、前後方向）に移動するための機構とを含む。ｘ方向に移動するための機構は、例えば、ｘ方向に移動可能なｘステージと、ｘステージを移動するｘ移動機構とを含む。ｙ方向に移動するための機構は、例えば、例えば、ｙ方向に移動可能なｙステージと、ｙステージを移動するｙ移動機構とを含む。ｚ方向に移動するための機構は、例えば、ｚ方向に移動可能なｚステージと、ｚステージを移動するｚ移動機構とを含む。各移動機構は、パルスモータ等のアクチュエータを含み、主制御部２１１からの制御を受けて動作する。

移動機構１５０に対する制御は、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の眼球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フォーカス調整が実行される。トラッキングは、装置光学系の位置を眼球運動に追従させることにより、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。いくつかの実施形態では、参照光の光路長（よって、測定光の光路と参照光の光路との間の光路長差）を変更するために移動機構１５０の制御を行うように構成される。

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。

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。

なお、予備的な動作の種別や順序はこれに限定されるものではなく、任意である。例えば、被検眼Ｅが小瞳孔眼であるか否か判定するための予備動作（小瞳孔判定）を予備的な動作に加えることができる。小瞳孔判定は、例えば、フォーカス粗調整と光路長差調整との間に実行される。いくつかの実施形態では、小瞳孔判定は、以下の一連の処理を含む：被検眼Ｅの正面画像（前眼部像）の取得する処理；瞳孔に相当する画像領域を特定する処理；特定された瞳孔領域のサイズ（径、周長など）を求める処理；求められたサイズに基づき小瞳孔眼か否か判定する処理（閾値処理）；小瞳孔眼であると判定された場合に絞り１９を制御する処理。いくつかの実施形態では、瞳孔サイズを求めるために瞳孔領域を円近似または楕円近似する処理を更に含む。

フォーカス粗調整は、スプリット指標を用いたフォーカス調整である。なお、あらかじめ取得された眼屈折力と撮影合焦レンズ３１の位置とを関連付けた情報と、被検眼Ｅの屈折力の測定値とに基づいて撮影合焦レンズ３１の位置を決定することにより、フォーカス粗調整を行うこともできる。

フォーカス微調整は、ＯＣＴ計測の干渉感度に基づいて行われる。例えば、被検眼ＥのＯＣＴ計測により取得された干渉信号の干渉強度（干渉感度）をモニタすることにより、干渉強度が最大となるようなＯＣＴ合焦レンズ４３の位置を求め、その位置にＯＣＴ合焦レンズ４３を移動させることにより、フォーカス微調整を実行することができる。

光路長差調整においては、被検眼Ｅにおける所定の位置が深さ方向の計測範囲の基準位置になるように制御される。この制御は、光路長変更部４１、１１４の少なくとも一方に対して行われる。それにより、測定光路と参照光路との間の光路長差が調整される。光路長差調整により基準位置を設定しておくことで、波長掃引速度の変更を行うだけで深さ方向の所望の計測範囲に対して精度よくＯＣＴ計測を行うことができるようになる。

偏光調整においては、測定光ＬＳと参照光ＬＲとの干渉効率を最適化するために参照光ＬＲの偏光状態が調整される。

（記憶部）
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、スキャンデータ、前眼部像の画像データ、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。

また、記憶部２１２には、眼球パラメータ２１２Ａが記憶されている。眼球パラメータ２１２Ａは、Ｇｕｌｌｓｔｒａｎｄ模型眼等の公知の眼球モデルで規定されたパラメータ（標準値）を含む。いくつかの実施形態では、眼球パラメータ２１２Ａは、公知の眼球モデルで規定されたパラメータの少なくとも１つが被検眼Ｅの測定値に置き換えられたパラメータを含む。この場合、眼球パラメータ２１２Ａは、被検眼Ｅの光学特性を表すパラメータを含むことを意味する。測定値には、眼軸長、角膜厚、角膜前面の曲率半径、角膜後面の曲率半径、前房深度、水晶体前面の曲率半径、水晶体厚、水晶体後面の曲率半径、硝子体腔長、網膜厚、脈絡膜厚などがある。いくつかの実施形態では、測定値は、ＯＣＴ計測により得られたＯＣＴデータを解析することにより取得される。眼球パラメータ２１２Ａは、後述の操作部２４０Ｂにより指定されたパラメータを含んでよい。

また、記憶部２１２には、眼科装置１を動作させるための各種プログラムやデータが記憶されている。

（画像形成部）
画像形成部２２０は、検出器１２５からの検出信号をＤＡＱ１３０でサンプリングすることにより得られたサンプリングデータに対してフーリエ変換等の信号処理を施すことによってＡラインにおける反射強度プロファイルを形成する。上記信号処理には、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）などが含まれる。Ａラインにおける反射強度プロファイルは、Ａスキャンデータの一例である。画像形成部２２０は、Ａライン毎に反射強度プロファイルを形成し、形成された複数の反射強度プロファイルをＢスキャン方向（Ａスキャン方向の交差方向）に配列することでＢスキャンデータ（２次元のスキャンデータ）を形成することが可能である。

いくつかの実施形態では、画像形成部２２０（又は後述のデータ処理部２３０）は、Ａライン毎に形成された複数の反射強度プロファイルをＢスキャン方向（例えば、ｘ方向）と、Ａスキャン方向及びＢスキャン方向に交差する方向（例えば、ｙ方向）とに配列することで３次元のスキャンデータを形成する。

また、画像形成部２２０は、Ａ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で、被検眼ＥのＡスキャン画像（ＯＣＴ画像、画像データ）を形成することが可能である。画像形成部２２０は、Ａライン毎に形成された複数のＡスキャン画像をＢスキャン方向（Ａスキャン方向の交差方向）に配列することでＢスキャン画像を形成することが可能である。

いくつかの実施形態では、画像形成部２２０は、各Ａスキャンデータにおける所定の深さ位置（スキャン位置）のデータを抽出し、抽出された複数のデータをＢスキャン方向（Ａスキャン方向の交差方向）に配列することでＣスキャンデータを形成する。いくつかの実施形態では、画像形成部２２０は、各Ａスキャン画像における所定の深さ位置（スキャン位置）の画素を抽出し、抽出された複数の画素をＢスキャン方向（Ａスキャン方向の交差方向）に配列することでＣスキャン画像を形成する。

いくつかの実施形態では、画像形成部２２０の機能は、プロセッサにより実現される。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。

（データ処理部）
データ処理部２３０は、被検眼Ｅの撮影やＯＣＴ計測により取得されたデータを処理する。

例えば、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各種の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（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：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、複数のスキャンラインに沿って得られた複数の断層像を、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（たと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。

更に、データ処理部２３０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、合焦駆動部４３Ａ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。データ処理部２３０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。データ処理部２３０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４３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４３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４３を導くことができる。

また、データ処理部２３０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。データ処理部２３０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。データ処理部２３０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、データ処理部２３０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。

データ処理部２３０は、取得されたＯＣＴ画像（又はスキャンデータ）における眼内の部位が実際の形状で描出されるように、ＯＣＴ画像における画素位置又はスキャンデータにおけるスキャン位置の座標変換を行う。更に、データ処理部２３０は、座標変換後のＯＣＴ画像又はスキャンデータを用いて眼内の所定の部位間の距離を求めることが可能である。

図５及び図６に、実施形態の比較例の説明図を示す。図５は、被検眼Ｅに入射する測定光の経路を模式的に表したものである。図６は、図５に示す経路で被検眼Ｅに入射する測定光によるスキャンにより得られた断層像の一例を表したものである。

例えば光スキャナー４２により偏向された測定光は、図５に示すようにスキャン中心位置としての被検眼Ｅの瞳孔に対して様々な入射角度で入射する。被検眼Ｅに入射した測定光は、例えば瞳孔中心に設定されたスキャン中心位置Ｃｓを中心に眼内の各部に向けて投射される。

図５の測定光ＬＳ１を用いて得られた干渉データからＡスキャン画像が形成され、測定光ＬＳ２を用いて得られた干渉データからＡスキャン画像が形成され、測定光ＬＳ３を用いて得られた干渉データからＡスキャン画像が形成される。図６に示す眼底の断層像ＩＭＧ０は、このように形成された複数のＡスキャン画像を配列することにより形成される。

このように、スキャン中心位置Ｃｓを中心としたスキャン角度範囲内でＡスキャン方向が変化し、得られた複数のＡスキャン画像を横方向に配列された断層像において、部位の形状が変形する。これは、画角が広くなるほど、実際の形状との差異が大きくなる。

また、被検眼Ｅの形態を表す形態情報は、断層像中の任意の画素の位置により求められる。このような形態情報には、眼内距離（層領域間の距離を含む）、領域の面積、領域の体積、領域の周囲長、基準位置に対する部位の方向、基準方向に対する部位の角度、部位の曲率半径などが挙げられる。

例えば、形態情報としての眼内距離は、断層像中の任意の２点間の距離を計測することで求めることが可能である。この場合、２点間の距離は、断層像中のピクセル数により特定され、特定されたピクセル数に装置固有のピクセルサイズを乗算することで計測される。このとき、断層像中の全ピクセルについて、同一のピクセルサイズが採用される。しかしながら、上記のように、スキャン中心位置Ｃｓを中心としてスキャン方向が異なるため、スキャン方向の深さ位置に応じて断層像の水平方向のピクセルサイズが異なる。例えば、深さ範囲が２．５［ｍｍ］の場合、断層像中の全ピクセルについて同一のピクセルサイズを採用したとき、断層像の上部と下部との間でＢスキャンのスキャン長に約１３％の差があり、深さ範囲が１０［ｍｍ］の場合、約５０％の差が生じる。

そこで、実施形態に係るデータ処理部２３０は、取得されたＯＣＴ画像における画素位置又はスキャンデータにおけるスキャン位置の座標変換を行う。以下、被検眼Ｅの形態を表す形態情報として、眼内距離を例に説明する。

このようなデータ処理部２３０は、位置特定部２３１と、位置変換部２３２と、補間部２３３と、眼内距離算出部２３４とを含む。

（位置特定部）
位置特定部２３１は、取得されたＯＣＴ画像における画素位置（又はスキャンデータにおけるスキャン位置）に対応し、スキャン中心位置Ｃｓを通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。いくつかの実施形態では、位置特定部２３１は、変換位置の特定処理に眼球パラメータ２１２Ａを用いる。

図７に、実施形態に係る位置特定部２３１の動作説明図を示す。図７において、図５と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

ここで、スキャン角度をφとし、スキャン半径をｒとし、ＯＣＴ計測が可能な深さ範囲をｄとし、断層像の深さ方向の長さをｈとし、断層像の横方向の長さをｗとする。スキャン角度φは、スキャン中心位置Ｃｓを中心とする測定光ＬＳの偏向角度に相当する。スキャン半径ｒは、スキャン中心位置Ｃｓから測定光路長と参照光路長とが略等しい光路長ゼロ位置までの距離に相当する。深さ範囲ｄは、装置の光学設計等により一意に決定される装置固有の値（既知）である。

位置特定部２３１は、第１座標系における画素位置（ｘ，ｚ）から第２座標系における変換位置（Ｘ，Ｚ）を特定する。第１座標系は、ＯＣＴ画像（Ｂスキャン画像）における左上の座標位置を原点とし、Ｂスキャン方向をｘ方向とするｘ座標軸と、ｘ座標軸に直交しＡスキャン方向をｚ方向とするｚ座標軸とにより定義される。ＯＣＴ画像における画素位置（ｘ，ｚ）は、第１座標系において定義される。第２座標系は、眼底Ｅｆにおける所定部位（例えば中心窩）を通過する測定光軸に対するスキャン角度が０度である測定光ＬＳの進行方向をＺ方向とするＺ座標軸（例えば、第２軸）と、当該所定部位においてＺ座標軸に直交するＢスキャン方向をＸ方向とするＸ座標軸（例えば、第１軸）とにより定義される。第２座標系では、所定部位（例えば中心窩）を通過する測定光軸においてスキャン半径ｒの位置が最深部となるように所定のＺ位置をＺ座標軸の原点とする。また、下記のように所定の深さ方向の長さｄとなるように、所定部位（例えば中心窩）を通過する測定光軸における所定のＸ位置をＸ座標軸の原点とする。変換位置（Ｘ，Ｚ）は、第２座標系において定義される。変換位置（Ｘ，Ｚ）は、画素位置（ｘ，ｚ）に対応し、スキャン中心位置Ｃｓを通る測定光ＬＳの進行方向（Ａスキャン方向）に沿った位置である。

位置特定部２３１は、ＯＣＴ画像に対し、Ａスキャン方向のスキャン半径ｒ、スキャン角度φ、ＯＣＴ計測が可能な深さ範囲ｄ、及び画素位置（ｘ，ｚ）に基づいて、変換位置（Ｘ，Ｚ）を特定する。位置特定部２３１は、変換位置のＸ成分（第１軸方向の成分）及びＺ成分（第２軸方向の成分）の少なくとも１つを特定することが可能である。

Ａスキャンライン数をＮ（Ｎは自然数）とするＯＣＴ画像（断層像）について、ｎ（ｎは自然数）番目のＡスキャンラインにおける画素位置（ｘ，ｚ）に対応する変換位置（Ｘ，Ｚ）は、式（１）及び式（２）に示すように特定される。

ここで、ＯＣＴ画像の深さ方向の長さｈ、横方向の長さｗ、及び画素位置のｘ成分は、式（３）～式（５）のように表される。

式（１）、（２）において、画素位置のｘ座標は式（５）のように表される。従って、位置特定部２３１は、画素位置（ｘ，ｚ）から、スキャン半径ｒ、スキャン角度φ、及び深さ範囲ｄに基づいて、変換位置（Ｘ，Ｚ）を特定することが可能である。

いくつかの実施形態では、位置特定部２３１は、スキャンデータに対して、上記と同様に、Ａスキャン方向のスキャン半径ｒ、スキャン角度φ、ＯＣＴ計測が可能な深さ範囲ｄ、及び、スキャン位置に基づいて、変換位置（Ｘ，Ｚ）を特定することが可能である。

いくつかの実施形態では、スキャン半径ｒは、ＯＣＴ光学系８により得られた干渉光ＬＣの検出結果を解析することにより特定される。これにより、被検眼Ｅの眼球光学特性をより正確に反映した変換位置（Ｘ，Ｚ）を特定することが可能である。

いくつかの実施形態では、位置特定部２３１は、被検眼Ｅの角膜形状情報に基づいて測定光ＬＳに対して光線追跡処理を施すことによりスキャン角度φを特定する。角膜形状情報には、角膜曲率半径（角膜前面の曲率半径、角膜後面の曲率半径）、角膜厚などがある。これにより、被検眼Ｅの眼球光学特性をより正確に反映した変換位置（Ｘ，Ｚ）を特定することが可能である。

（位置変換部）
位置変換部２３２は、ＯＣＴ画像の画素位置（ｘ，ｚ）を位置特定部２３１により特定された変換位置（Ｘ，Ｚ）に変換する。いくつかの実施形態では、ＯＣＴ画像の全画素位置のそれぞれについて、位置特定部２３１が変換位置を特定し、位置変換部２３２が画素位置を変換位置に変換する。

それにより、図８に示すように、Ａスキャンにより取得されたＡスキャン画像をＡスキャン方向に配置することが可能になる。従って、図９に示す断層像ＩＭＧ１のように、画角が広い場合でも、所定部位の形状が実際の形状と同様の断層像を取得することができる。

（補間部）
補間部２３３は、変換位置の間の画素を補間する。例えば、上記のようにスキャン中心位置Ｃｓからの距離に応じて、画素位置が変換位置に変換され互いに隣接するＡスキャン画像の間隔が変化する。補間部２３３は、Ａスキャン画像の深さ位置に応じて、互いに隣接するＡスキャン画像の画素を用いてＡスキャン画像の間の画素を補間する。補間部２３３による画素の補間処理として、ニアレストネイバー法、バイリニア補間法、バイキュービック補間法などの公知の方法を採用することが可能である。いくつかの実施形態では、補間部２３３は、スキャン中心位置Ｃｓからの距離に応じて、互いに隣接するＡスキャン画像の間の画素を補間する。例えば、補間部２３３は、スキャン中心位置Ｃｓからの距離に応じて補間処理方法を変更して、互いに隣接するＡスキャン画像の間の画素を補間する。

いくつかの実施形態では、スキャンデータにおけるスキャン位置に対して、上記と同様に、スキャンデータを補間する。

（眼内距離算出部）
眼内距離算出部２３４は、位置変換部２３２により画素位置が変換位置に変換されたＯＣＴ画像に基づいて被検眼Ｅの眼内の距離を算出する。

眼内距離算出部２３４は、位置変換部２３２により変換されたＯＣＴ画像に基づいて被検眼Ｅにおける所定の部位間の眼内距離を求める。例えば、眼内距離算出部２３４は、変換されたＯＣＴ画像を解析することにより眼内の所定部位を特定し、特定された部位間の距離に基づいて上記の眼内距離を求める。２点間の距離は、断層像中のピクセル数により特定され、特定されたピクセル数に装置固有のピクセルサイズを乗算することで計測される。このとき、断層像中の全ピクセルについて、同一のピクセルサイズが採用される。

所定の部位間の眼内距離としては、指定された部位（組織、層領域）間の距離や、眼軸長や、瞳孔中心等に設定された測定光のスキャン中心位置から網膜までの距離などがある。眼内距離として眼軸長が求められる場合、眼内距離算出部２３４は、角膜頂点に相当する部位から網膜に相当する部位までの距離に基づいて眼軸長を求める。

いくつかの実施形態では、眼内距離算出部２３４は、位置変換部２３２によりスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて、上記と同様に、被検眼Ｅの眼内の距離を算出する。

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）
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。

ＯＣＴユニット１００に含まれる干渉光学系から対物レンズ２２に至る経路における光学系、又はこれら光学系と画像形成部２２０は、ＯＣＴを用いて複数のＡスキャン画像又は複数のＡスキャンデータを取得する実施形態に係る「取得部」の一例である。

［動作］
実施形態に係る眼科装置１の動作について説明する。

図１０及び図１１に、実施形態に係る眼科装置１の動作例を示す。図１０及び図１１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１１は、図１０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１０及び図１１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１０及び図１１に示す処理を実行する。

（Ｓ１：アライメント）
主制御部２１１は、アライメントを実行する。

すなわち、主制御部２１１は、アライメント光学系５０を制御して、被検眼Ｅにアライメント指標を投影させる。このとき、被検眼Ｅには、ＬＣＤ３９による固視標も投影される。主制御部２１１は、例えばイメージセンサ３５により取得された受光像に基づいて特定された光学系の移動量に基づいて移動機構１５０を制御し、被検眼Ｅに対して光学系を当該移動量だけ相対的に移動させる。主制御部２１１は、この処理を繰り返し実行させる。

いくつかの実施形態では、ステップＳ１におけるアライメント完了後に、上記のアライメント粗調整及びアライメント微調整が行われる。

（Ｓ２：調整用断層像を取得）
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像を取得させる。具体的には、主制御部２１１は、光スキャナー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の所定部位（例えば眼底）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の断層像（ＯＣＴ画像）を形成する。

（Ｓ３：深さ方向の基準位置を調整）
続いて、主制御部２１１は、深さ方向（ｚ方向）の計測範囲の基準位置を調整する。

例えば、主制御部２１１は、ステップＳ２において得られた断層像における所定の部位（例えば、強膜）をデータ処理部２３０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、１１４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。

（Ｓ４：フォーカス調整、偏波調整）
次に、主制御部２１１は、フォーカス調整制御及び偏波調整制御を実行する。

例えば、主制御部２１１は、合焦駆動部４３Ａを制御してＯＣＴ合焦レンズ４３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、再び合焦駆動部４３Ａ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。

また、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。

（Ｓ５：干渉信号を取得）
続いて、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００を制御してＯＣＴ計測を実行させる。当該ＯＣＴ計測により取得された干渉光の検出結果は、ＤＡＱ１３０においてサンプリングされ、干渉信号として記憶部２１２等に保存される。

（Ｓ６：断層像を形成）
次に、主制御部２１１は、ステップＳ５において取得された干渉信号に基づいて被検眼ＥのＡスキャン画像データのデータセット群を画像形成部２２０に形成させる。画像形成部２２０は、形成されたＡスキャン画像をＢスキャン方向に配列することにより、図６に示すような断層像を形成する。

（Ｓ７：断層像を補正）
主制御部２１１は、記憶部２１２に記憶された眼球パラメータ２１２Ａを用いて、ステップＳ６において形成された断層像を上記のように補正する。それにより、図９に示すように、Ａスキャン画像がＡスキャン方向に配列された断層像が取得される。

例えば、主制御部２１１は、新たに生成された断層像（例えば、図９に示す断層像ＩＭＧ１）と、補正前の断層像（例えば、図６に示す断層像ＩＭＧ０）とを表示部２４０Ａの同一の画面ＳＣＲに表示させる（図１２）。それにより、補正後の断層像を表示することで従来の断層像において異なる形態が描出される場合であっても、多くの画像所見等が蓄積された従来の断層像との比較が容易になる。

いくつかの実施形態では、計測部位に応じて、補正前の断層像を表示する。例えば、補正前と補正後とで形態の変化が小さい黄斑部の近傍の断層像等を表示する場合、敢えて補正前の断層像を表示してもよい。

以上で、眼科装置１の動作は終了である（エンド）。

図１０のステップＳ７では、図１１に示すように次のような処理が実行される。

（Ｓ１１：変換位置を算出）
ステップＳ７において、主制御部２１１は、ステップＳ６において形成された断層像の画素位置に対応した変換位置を位置特定部２３１に特定させる。位置特定部２３１は、上記のように、断層像の画素位置に対応する変換位置を特定する。

（Ｓ１２：画素位置を変換）
続いて、主制御部２１１は、位置変換部２３２を制御することにより、断層像の画素位置をステップＳ１１において算出された変換位置に変換させる。

（Ｓ１３：次？）
主制御部２１１は、次に変換すべき画素位置があるか否かを判定する。

次に変換すべき画素位置があると判定されたとき（Ｓ１３：Ｙ）、眼科装置１の動作はステップＳ１１に移行する。次に変換すべき画素位置がないと判定されたとき（Ｓ１３：Ｎ）、眼科装置１の動作はステップＳ１４に移行する。

ステップＳ１１～Ｓ１３により、断層像の画素位置毎に、変換位置の特定と、特定された変換位置への変換が行われる。

（Ｓ１４：補間）
ステップＳ１３において、次に変換すべき画素位置がないと判定されたとき（Ｓ１３：Ｎ）、主制御部２１１は、ステップＳ１２において変換位置に変換された互いに隣接するＡスキャン画像の間の画素を補間部２３３に補間させる。

以上で、図１０のステップＳ７の処理は終了である（エンド）。

＜変形例＞
上記の実施形態では、２次元のＯＣＴ画像（又は２次元のスキャンデータ）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るものではない。実施形態に係る眼科装置は、上記の実施形態と同様に、３次元のＯＣＴ画像（又は３次元のスキャンデータ）を補正することが可能である。以下、実施形態の変形例に係る眼科装置について、実施形態との相違点を中心に説明する。

実施形態の変形例に係る眼科装置の構成は実施形態に係る眼科装置１の構成と同様であるため、説明を省略する。

本変形例に係るデータ処理部は、３次元空間における変換位置の特定処理等を行う。

本変形例に係る位置特定部２３１は、取得されたＯＣＴ画像における画素位置（又はスキャンデータにおけるスキャン位置）に対応し、スキャン中心位置Ｃｓを通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。いくつかの実施形態では、位置特定部２３１は、眼球パラメータ２１２Ａを用いて変換位置を特定する。

図１３に、本変形例に係る位置特定部２３１の動作説明図を示す。図１３において、図７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１３では、図７におけるＸ平面及びＺ平面の他に、Ｙ平面が定義される。図７に示すパラメータに加えて、Ｃスキャン方向の中心角をθとし、Ｃスキャン方向の長さをｌｃとする。

位置特定部２３１は、第３座標系における画素位置（ｘ，ｙ，ｚ）から第４座標系における変換位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）を特定する。第３座標系は、３次元のＯＣＴ画像における左上隅の座標位置を原点とし、Ｂスキャン方向をｘ方向とするｘ座標軸と、ｘ座標軸と直交しＣスキャン方向をｙ方向とするｙ座標軸と、ｘ座標軸及びｙ座標軸の双方に直交しＡスキャン方向をｚ方向とするｚ座標軸とにより定義される。ＯＣＴ画像における画素位置（ｘ，ｙ，ｚ）は、第３座標系において定義される。第４座標系は、眼底Ｅｆにおける所定部位（例えば中心窩）を通過する測定光軸に対するスキャン角度が０度である測定光ＬＳの進行方向をＺ方向とするＺ座標軸と、当該所定部位においてＺ座標軸に直交するＢスキャン方向をＸ方向とするＸ座標軸と、当該所定部位においてＺ座標軸に直交するＣスキャン方向をＹ方向とするＹ座標軸とにより定義される。第４座標系では、所定部位（例えば中心窩）を通過する測定光軸においてスキャン半径ｒの位置が最深部となるように所定のＺ位置をＺ座標軸の原点とする。また、下記のように所定の深さ方向の長さｄとなるように、所定部位（例えば中心窩）を通過する測定光軸における所定のＸ位置及びＹ位置をＸ座標軸及びＹ座標軸の原点とする。変換位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は、第４座標系において定義される。変換位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は、画素位置（ｘ，ｙ，ｚ）に対応し、スキャン中心位置Ｃｓを通る測定光ＬＳの進行方向（Ａスキャン方向）に沿った位置である。

位置特定部２３１は、変換位置のＸ成分、Ｙ成分及びＺ成分の少なくとも１つを特定することが可能である。

Ａスキャンライン数をＮ（Ｎは自然数）とし、Ｂスキャンライン数をＭ（Ｍは自然数）とするＯＣＴ画像（断層像）について、ｍ（ｍは自然数）番目のＢスキャンのｎ（ｎは自然数）番目のＡスキャンラインにおける画素位置（ｘ，ｙ，ｚ）に対応する変換位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は、式（６）～式（８）に示すように特定される。

ここで、３次元のＯＣＴ画像の深さ方向の長さｈとＢスキャン方向の長さｗとＣスキャン方向の長さｌｃとから、画素位置のｘ成分及びｙ成分は、式（９）～式（１３）のように表される。

式（６）～（８）において、画素位置のｘ座標及びｙ座標は式（１２）及び式（１３）のように表される。従って、位置特定部２３１は、画素位置（ｘ，ｙ，ｚ）から、スキャン半径ｒ、スキャン角度φ、及び深さ範囲ｄに基づいて、変換位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）を特定することが可能である。

いくつかの実施形態では、位置特定部２３１は、スキャンデータに対して、上記と同様に、変換位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）を特定することが可能である。

本変形例に係る位置変換部２３２は、ＯＣＴ画像の画素位置（ｘ，ｙ，ｚ）を位置特定部２３１により特定された変換位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）に変換する。いくつかの実施形態では、ＯＣＴ画像の全画素位置のそれぞれについて、位置特定部２３１が変換位置を特定し、位置変換部２３２が画素位置を変換位置に変換する。

上記の実施形態では、ＯＣＴユニット１００等を含む眼科装置により断層像が補正され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るものではない。例えば、図４に示すデータ処理部２３０の機能を実現する眼科情報処理装置が、取得されたＯＣＴ画像（又はスキャンデータ）に対して上記のように断層像を補正してもよい。この場合、ＯＣＴ画像（又はスキャンデータ）は外部のＯＣＴ装置（眼科装置）により取得される。

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任意の記録媒体に記憶させることができる。この記録媒体としては、たとえば、半導体メモリ、光ディスク、光磁気ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ／ＤＶＤ－ＲＡＭ／ＤＶＤ－ＲＯＭ／ＭＯ等）、磁気記憶媒体（ハードディスク／フロッピー（登録商標）ディスク／ＺＩＰ等）などを用いることが可能である。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。

［効果］
実施形態に係る眼科情報処理装置、眼科装置、眼科情報処理方法、及びプログラムについて説明する。

いくつかの実施形態に係る眼科情報処理装置（例えば、データ処理部２３０を含む装置）は、スキャン中心位置（Ｃｓ）を中心に偏向された測定光（ＬＳ）で被検眼（Ｅ）の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャン画像を配列することにより形成された被検眼の画像（ＯＣＴ画像）を補正する。眼科情報処理装置は、特定部（位置特定部２３１）と、変換部（位置変換部２３２）とを含む。特定部は、画像における画素位置に対応し、スキャン中心位置を通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。変換部は、画素位置を特定部により特定された変換位置に変換する。

このような構成によれば、複数のＡスキャン画像のそれぞれをＡスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像を取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。

いくつかの実施形態は、変換部により画素位置が変換位置に変換された画像に基づいて、被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出部（眼内距離算出部２３４）を含む。

このような構成によれば、画角が広くなった場合でも、被検眼の形態を表す形態情報を正確に求めることが可能になる。

いくつかの実施形態では、形態情報は、眼内の距離を含む。

このような構成によれば、画角が広くなった場合でも、任意の部位間の眼内距離を正確に求めることが可能になる。

いくつかの実施形態では、特定部は、進行方向のスキャン半径（ｒ）、スキャン角度（φ）、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲（ｄ）、及び、画素位置に基づいて、所定の座標系における変換位置の第１軸方向（例えば、Ｘ軸方向）の成分及び第１軸方向と交差する第２軸方向（例えば、Ｚ軸方向）の成分の少なくとも１つを特定する。

このような構成によれば、スキャン半径、スキャン角度、深さ範囲、及び画素位置を用いた簡素な処理で変換位置を特定し、特定された変換位置に基づいて複数のＡスキャン画像のそれぞれをＡスキャン方向に配置することが可能になる。

いくつかの実施形態に係る眼科情報処理装置（例えば、データ処理部２３０を含む装置）は、スキャン中心位置（Ｃｓ）を中心に偏向された測定光（ＬＳ）で被検眼（Ｅ）の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャンデータを配列することにより形成された２次元又は３次元のスキャンデータを補正する。眼科情報処理装置は、特定部（位置特定部２３１）と、変換部（位置変換部２３２）とを含む。特定部は、スキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、スキャン中心位置を通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。変換部は、スキャン位置を特定部により特定された変換位置に変換する。

このような構成によれば、複数のＡスキャンデータのそれぞれをＡスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を表すスキャンデータを取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。

いくつかの実施形態は、変換部によりスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて被検眼の画像（ＯＣＴ画像）を形成する画像形成部（２２０）を含む。

このような構成によれば、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像を取得することが可能になる。

いくつかの実施形態は、変換部によりスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて、被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出部（眼内距離算出部２３４）を含む。

このような構成によれば、画角が広くなった場合でも、被検眼の形態を表す形態情報を正確に求めることが可能になる。

いくつかの実施形態では、形態情報は、眼内の距離を含む。

このような構成によれば、画角が広くなった場合でも、任意の部位間の眼内距離を正確に求めることが可能になる。

いくつかの実施形態では、特定部は、進行方向のスキャン半径（ｒ）、スキャン角度（φ）、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲（ｄ）、及び、スキャン位置に基づいて、所定の座標系における変換位置の第１軸方向（例えば、Ｘ軸方向）の成分及び第１軸方向と交差する第２軸方向（例えば、Ｚ軸方向）の成分の少なくとも１つを特定する。

このような構成によれば、スキャン半径、スキャン角度、深さ範囲、及び画素位置を用いた簡素な処理で変換位置を特定し、特定された変換位置に基づいて複数のＡスキャン画像のそれぞれをＡスキャン方向に配置することが可能になる。

いくつかの実施形態では、特定部は、被検眼の角膜形状情報に基づいて測定光に対して光線追跡処理を施すことによりスキャン角度を特定する。

このような構成によれば、被検眼の眼球光学特性をより正確に反映した変換位置を特定することが可能である。

いくつかの実施形態は、変換位置の間の画素又はスキャンデータを補間する補間部（２３３）を含む。

このような構成によれば、スキャン中心位置からの距離に応じて、隣接するＡスキャン画像又はＡスキャンデータにおける変換位置の間隔が変化した場合でも、実際の形態に近い形態を表す画像又はスキャンデータを取得することが可能になる。

いくつかの実施形態では、特定部は、被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて変換位置を特定する。

このような構成によれば、被検眼の眼球光学特性をより正確に反映した変換位置を特定することが可能である。

いくつかの実施形態に係る眼科装置（１）は、光コヒーレンストモグラフィを用いて複数のＡスキャン画像又は複数のＡスキャンデータを取得する取得部（ＯＣＴユニット１００に含まれる干渉光学系から対物レンズ２２に至る経路における光学系、又はこれら光学系と画像形成部２２０）と、上記のいずれかの眼科情報処理装置と、を含む。

このような構成によれば、複数のＡスキャン画像又は複数のＡスキャンデータのそれぞれをＡスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を表す画像又はスキャンデータを取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。

いくつかの実施形態に係る眼科情報処理方法は、スキャン中心位置（Ｃｓ）を中心に偏向された測定光（ＬＳ）で被検眼（Ｅ）の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャン画像を配列することにより形成された被検眼の画像（ＯＣＴ画像）を補正する。眼科情報処理方法は、特定ステップと、変換ステップとを含む。特定ステップは、画像における画素位置に対応し、スキャン中心位置を通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。変換ステップは、画素位置を特定ステップにおいて特定された変換位置に変換する。

このような方法によれば、複数のＡスキャン画像のそれぞれをＡスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像を取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。

いくつかの実施形態は、変換ステップにおいて画素位置が変換位置に変換された画像に基づいて、被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出ステップを含む。

このような方法によれば、画角が広くなった場合でも、被検眼の形態を表す形態情報を正確に求めることが可能になる。

いくつかの実施形態に係る眼科情報処理方法は、スキャン中心位置（Ｃｓ）を中心に偏向された測定光（ＬＳ）で被検眼（Ｅ）の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャンデータを配列することにより形成された２次元又は３次元のスキャンデータを補正する。眼科情報処理方法は、特定ステップと、変換ステップとを含む。特定ステップは、スキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、スキャン中心位置を通る測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する。変換ステップは、スキャン位置を特定ステップにおいて特定された変換位置に変換する。

このような方法によれば、複数のＡスキャンデータのそれぞれをＡスキャン方向に配置することが可能になるので、画角が広くなった場合でも実際の形態を表すスキャンデータを取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。

いくつかの実施形態は、変換ステップにおいてスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて被検眼の画像（ＯＣＴ画像）を形成する画像形成ステップを含む。

このような方法によれば、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像を取得することが可能になる。

いくつかの実施形態は、変換ステップにおいてスキャン位置が変換位置に変換されたスキャンデータに基づいて、被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出ステップを含む。

このような方法によれば、画角が広くなった場合でも、被検眼の形態を表す形態情報を正確に求めることが可能になる。

いくつかの実施形態では、形態情報は、眼内の距離を含む。

このような方法によれば、画角が広くなった場合でも、任意の部位間の眼内距離を正確に求めることが可能になる。

いくつかの実施形態は、変換位置の間の画素又はスキャンデータを補間する補間ステップを含む。

このような方法によれば、スキャン中心位置からの距離に応じて、隣接するＡスキャン画像又はＡスキャンデータにおける変換位置の間隔が変化した場合でも、実際の形態に近い形態を表す画像又はスキャンデータを取得することが可能になる。

いくつかの実施形態では、特定ステップは、被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて変換位置を特定する。

このような方法によれば、被検眼の眼球光学特性をより正確に反映した変換位置を特定することが可能である。

いくつかの実施形態に係るプログラムは、コンピュータに、上記のいずれかに記載の眼科情報処理方法の各ステップを実行させる。

このようなプログラムによれば、画角が広くなった場合でも実際の形態を描出する画像又は実際の形態を表すスキャンデータを取得することが可能になる。従って、眼内の所定部位の実際の形状等を特定することが可能になる。

＜その他＞
以上に示された実施形態又はその変形例は、この発明を実施するための一例に過ぎない。この発明を実施しようとする者は、この発明の要旨の範囲内において任意の変形、省略、追加等を施すことが可能である。

１ 眼科装置
１００ ＯＣＴユニット
２００ 演算制御ユニット
２１０ 制御部
２１１ 主制御部
２１２ 記憶部
２１２Ａ 眼球パラメータ
２２０ 画像形成部
２３０ データ処理部
２３１ 位置特定部
２３２ 位置変換部
２３３ 補間部
２３４ 眼内距離算出部
Ｅ 被検眼
ＬＳ 測定光

Claims (20)

1. スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャン画像を配列することにより形成された前記被検眼の画像を補正する眼科情報処理装置であって、
   前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定部と、
   前記画素位置を前記特定部により特定された前記変換位置に変換する変換部と、
   前記スキャン中心位置からの距離に応じて、互いに隣接するＡスキャン画像の画素を用いて前記変換位置の間の画素を補間する補間部と、
   を含む眼科情報処理装置。
2. 前記変換部により前記画素位置が前記変換位置に変換された前記画像に基づいて、前記被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出部を含む
   ことを特徴とする請求項１に記載の眼科情報処理装置。
3. 前記形態情報は、前記眼内の距離を含む
   ことを特徴とする請求項２に記載の眼科情報処理装置。
4. 前記特定部は、前記進行方向のスキャン半径、スキャン角度、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲、及び、前記画素位置に基づいて、所定の座標系における前記変換位置の第１軸方向の成分及び前記第１軸方向と交差する第２軸方向の成分の少なくとも１つを特定する
   ことを特徴とする請求項１～請求項３のいずれか一項に記載の眼科情報処理装置。
5. スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャンデータを配列することにより形成された２次元又は３次元のスキャンデータを補正する眼科情報処理装置であって、
   前記スキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定部と、
   前記スキャン位置を前記特定部により特定された前記変換位置に変換する変換部と、
   前記スキャン中心位置からの距離に応じて、互いに隣接するＡスキャンデータを用いて前記変換位置の間のスキャンデータを補間する補間部と、
   を含む眼科情報処理装置。
6. 前記変換部により前記スキャン位置が前記変換位置に変換された前記スキャンデータに基づいて前記被検眼の画像を形成する画像形成部を含む
   ことを特徴とする請求項５に記載の眼科情報処理装置。
7. 前記変換部により前記スキャン位置が前記変換位置に変換された前記スキャンデータに基づいて、前記被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出部を含む
   ことを特徴とする請求項５又は請求項６に記載の眼科情報処理装置。
8. 前記形態情報は、前記眼内の距離を含む
   ことを特徴とする請求項７に記載の眼科情報処理装置。
9. 前記特定部は、前記進行方向のスキャン半径、スキャン角度、光コヒーレンストモグラフィによる計測が可能な深さ範囲、及び、前記スキャン位置に基づいて、所定の座標系における前記変換位置の第１軸方向の成分及び前記第１軸方向と交差する第２軸方向の成分の少なくとも１つを特定する
   ことを特徴とする請求項５～請求項８のいずれか一項に記載の眼科情報処理装置。
10. 前記特定部は、前記被検眼の角膜形状情報に基づいて前記測定光に対して光線追跡処理を施すことにより前記スキャン角度を特定する
    ことを特徴とする請求項４又は請求項９に記載の眼科情報処理装置。
11. 前記特定部は、前記被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて前記変換位置を特定する
    ことを特徴とする請求項１～請求項１０のいずれか一項に記載の眼科情報処理装置。
12. 光コヒーレンストモグラフィを用いて前記複数のＡスキャン画像又は前記複数のＡスキャンデータを取得する取得部と、
    請求項１～請求項１１のいずれか一項に記載の眼科情報処理装置と、
    を含む眼科装置。
13. スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャン画像を配列することにより形成された前記被検眼の画像を補正する眼科情報処理方法であって、
    前記画像における画素位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定ステップと、
    前記画素位置を前記特定ステップにおいて特定された前記変換位置に変換する変換ステップと、
    前記スキャン中心位置からの距離に応じて、互いに隣接するＡスキャン画像の画素を用いて前記変換位置の間の画素を補間する補間ステップと、
    を含む眼科情報処理方法。
14. 前記変換ステップにおいて前記画素位置が前記変換位置に変換された前記画像に基づいて、前記被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出ステップを含む
    ことを特徴とする請求項１３に記載の眼科情報処理方法。
15. スキャン中心位置を中心に偏向された測定光で被検眼の眼内をスキャンすることにより得られた複数のＡスキャンデータを配列することにより形成された２次元又は３次元のスキャンデータを補正する眼科情報処理方法であって、
    前記スキャンデータにおけるスキャン位置に対応し、前記スキャン中心位置を通る前記測定光の進行方向に沿った変換位置を特定する特定ステップと、
    前記スキャン位置を前記特定ステップにおいて特定された前記変換位置に変換する変換ステップと、
    前記スキャン中心位置からの距離に応じて、互いに隣接するＡスキャンデータを用いて前記変換位置の間のスキャンデータを補間する補間ステップと、
    を含む眼科情報処理方法。
16. 前記変換ステップにおいて前記スキャン位置が前記変換位置に変換された前記スキャンデータに基づいて前記被検眼の画像を形成する画像形成ステップを含む
    ことを特徴とする請求項１５に記載の眼科情報処理方法。
17. 前記変換ステップにおいて前記スキャン位置が前記変換位置に変換された前記スキャンデータに基づいて、前記被検眼の形態を表す形態情報を算出する算出ステップを含む
    ことを特徴とする請求項１５又は請求項１６に記載の眼科情報処理方法。
18. 前記形態情報は、前記眼内の距離を含む
    ことを特徴とする請求項１４又は請求項１７に記載の眼科情報処理方法。
19. 前記特定ステップは、前記被検眼の光学特性を表すパラメータに基づいて前記変換位置を特定する
    ことを特徴とする請求項１３～請求項１８のいずれか一項に記載の眼科情報処理方法。
20. コンピュータに、請求項１３～請求項１９のいずれか一項に記載の眼科情報処理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。

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