WO2019176702A1 - 眼科装置、及び眼科情報処理装置 - Google Patents

眼科装置、及び眼科情報処理装置 Download PDF

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WO2019176702A1
WO2019176702A1 PCT/JP2019/009004 JP2019009004W WO2019176702A1 WO 2019176702 A1 WO2019176702 A1 WO 2019176702A1 JP 2019009004 W JP2019009004 W JP 2019009004W WO 2019176702 A1 WO2019176702 A1 WO 2019176702A1
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image
eye
unit
intraocular distance
examined
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PCT/JP2019/009004
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山口　達夫
僚一 廣瀬
美智子 中西
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株式会社トプコン
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/0016—Operational features thereof
    • A61B3/0025—Operational features thereof characterised by electronic signal processing, e.g. eye models
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/1005—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring distances inside the eye, e.g. thickness of the cornea
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/12—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes
    • A61B3/1225—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes using coherent radiation

Definitions

  • the present invention relates to an ophthalmologic apparatus and an ophthalmologic information processing apparatus.
  • OCT that forms an image representing the surface form or internal form of an object to be measured using a light beam from a laser light source or the like has attracted attention. Since OCT does not have invasiveness to the human body like X-ray CT (Computed Tomography), it is expected to be applied particularly in the medical field and the biological field. For example, in the ophthalmology field, an apparatus for forming an image of the fundus oculi or cornea has been put into practical use. An apparatus (OCT apparatus) using such an OCT technique can be applied to observation of various parts of an eye to be examined and can acquire high-definition images, and thus is applied to diagnosis of various ophthalmic diseases. .
  • OCT apparatus OCT apparatus
  • measurement light for scanning the predetermined part is made incident into the eye from the pupil, for example, the measurement light is centered on a position near the pupil.
  • the eyeball optical system Since the eyeball optical system has different aberrations depending on the deflection direction of the measurement light, the acquired tomographic image is distorted.
  • the angle of view is sufficiently narrow, the influence of distortion is small, but when the angle of view is wide, the influence of distortion cannot be ignored.
  • Patent Document 1 discloses a technique in which the scanning angle of the measurement light is corrected by the scanning unit so that the scan length shift of the tomographic image due to the aberration of the eyeball optical system is corrected.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an object thereof is an ophthalmologic apparatus capable of correcting distortion of a tomographic image of an eye to be examined with high accuracy even when the angle of view is large, and ophthalmic information. It is to provide a processing apparatus.
  • a first aspect includes an optical scanner disposed at a position optically substantially conjugate with the first part of the eye to be examined, and splits light from the light source into reference light and measurement light, An interference optical system for irradiating the eye to be examined with the measurement light via an optical scanner, and detecting interference light between the return light of the measurement light from the eye to be examined and the reference light via the optical scanner; An image forming unit that forms a tomographic image of the eye to be examined corresponding to a first traveling direction of the measurement light deflected by the optical scanner based on a detection result of the interference light obtained by an interference optical system; Based on the detection result of the interference light, an intraocular distance calculation unit that obtains an intraocular distance between predetermined parts in the eye to be examined, and the image formation based on the intraocular distance obtained by the intraocular distance calculation unit
  • the tomographic image formed by the part A positive image correcting unit, a ophthalmologic apparatus including a control unit for controlling at least the optical scanner.
  • the image forming unit forms a plurality of tomographic images corresponding to a plurality of traveling directions of the measurement light deflected by the optical scanner
  • the image correction unit corrects each of the plurality of tomographic images formed by the image forming unit based on the intraocular distance, and the corrected plurality of tomographic images correspond to the optical axis direction of the interference optical system.
  • a corrected image arranged along the direction to be generated is generated.
  • the image correction unit corrects each of the plurality of tomographic images so that a distance between the predetermined parts in each tomographic image becomes a constant value. To do.
  • the image forming unit includes the first tomographic image of the eye to be examined corresponding to the first traveling direction, and the measurement deflected by the optical scanner.
  • a second tomogram of the eye to be examined corresponding to the second traveling direction of light and the image correction unit corrects each of the first tomogram and the second tomogram based on the intraocular distance.
  • the corrected first tomographic image passes through the first part and is arranged along a direction corresponding to the first traveling direction
  • the corrected second tomographic image passes through the first part.
  • a correction image arranged along a direction corresponding to the second traveling direction is generated.
  • the image forming unit includes a third tomogram of the eye to be examined in a first depth range in the traveling direction of the measurement light. And a fourth tomographic image of the eye to be examined in a second depth range that includes the first depth range and is longer than the first depth range, and the intraocular distance calculation unit is configured based on the third tomographic image. The intraocular distance is obtained, and the image correction unit corrects the fourth tomographic image based on the intraocular distance.
  • the light source is a wavelength swept light source capable of changing a wavelength sweep frequency
  • the control unit changes a depth range by changing the sweep frequency.
  • a plurality of tomographic images having different values are formed on the image forming unit.
  • a seventh aspect includes the angle-of-view changing unit for changing the angle of view in any one of the first to sixth aspects, and the image correction unit includes the angle-of-view changing unit.
  • the tomographic image is corrected according to the changed angle of view.
  • the control unit uses the measurement light to the eye to be examined.
  • the first image representing the first range of the eye to be examined is formed in the image forming unit, the first image is corrected by the image correcting unit based on the intraocular distance, and the corrected first
  • the control unit causes the optical scanner to display the eye to be inspected with the measurement light.
  • a second image representing the second range of the eye to be examined is formed on the image forming unit, and the formed second image is displayed on a display unit.
  • a ninth aspect includes, in any one of the first to eighth aspects, a storage unit that stores one or more optical parameters corresponding to the measurement light passage site in the eye to be examined.
  • the image correction unit corrects the tomographic image using the one or more optical parameters.
  • the intraocular distance calculation unit obtains an intraocular distance between the predetermined regions for each A scan, and The image correction unit corrects the tomographic image for each A scan based on the intraocular distance obtained by the intraocular distance calculation unit.
  • the intraocular distance calculation unit obtains an intraocular distance between the predetermined regions in a plurality of A scan units.
  • the image correction unit corrects the tomographic image based on the intraocular distance obtained by the intraocular distance calculation unit in the plurality of A scan units.
  • the intraocular distance is an axial length.
  • the intraocular distance is a distance from the first part to the retina.
  • the eye to be examined is based on data acquired by optical coherence tomography using an optical scanner disposed at a position optically substantially conjugate with the first part of the eye to be examined.
  • An intraocular distance calculation unit that calculates an intraocular distance between predetermined portions of the eye to be examined based on the data, and the intraocular distance calculated by the intraocular distance calculation unit
  • An ophthalmologic information processing apparatus including: an image correcting unit that corrects the tomographic image formed by the image forming unit based on a distance.
  • the image forming unit forms a plurality of tomographic images corresponding to a plurality of traveling directions of measurement light deflected by the optical scanner, and the image The correcting unit corrects each of the plurality of tomographic images formed by the image forming unit based on the intraocular distance, and the corrected plurality of tomographic images are in a direction corresponding to the traveling direction of the measurement light. A corrected image arranged along the line is generated.
  • the image correction unit corrects each of the plurality of tomographic images so that a distance between the predetermined portions in each tomographic image becomes a constant value. To do.
  • the image forming unit is deflected by the first tomographic image of the eye to be examined corresponding to the first traveling direction of measurement light and the optical scanner.
  • a second tomographic image of the eye to be examined corresponding to the second traveling direction of the measurement light, and the image correction unit determines each of the first tomographic image and the second tomographic image based on the intraocular distance.
  • the corrected first tomographic image is arranged so as to pass through the first part and along a direction corresponding to the first traveling direction, and the corrected second tomographic image covers the first part.
  • a corrected image that passes through and is arranged along a direction corresponding to the second traveling direction is generated.
  • an ophthalmologic apparatus and an ophthalmologic information processing apparatus capable of correcting distortion of a tomographic image of an eye to be examined with high accuracy even when the angle of view is large.
  • the ophthalmologic apparatus scans a wide range from the anterior segment to the posterior segment using optical coherence tomography with a light beam, and performs distribution of predetermined data (eg, image, layer thickness distribution, lesion distribution). It is possible to obtain.
  • predetermined data eg, image, layer thickness distribution, lesion distribution.
  • An example of such an ophthalmologic apparatus is an optical coherence tomometer using a light source with a high coherence length.
  • the ophthalmologic information processing apparatus obtains the intraocular distance of the eye to be examined based on the data of the eye to be examined acquired by using the optical coherence tomography by the ophthalmologic apparatus, and based on the obtained intraocular distance. It is possible to correct the distortion of the tomographic image of the eye to be examined.
  • at least some of the functions of such an ophthalmic information processing apparatus are included in the ophthalmic apparatus described above.
  • the ophthalmologic apparatus has a function of projecting a fixation target on the fundus.
  • An internal fixation target or an external fixation target can be used as the fixation target.
  • the left-right direction as viewed from the subject is the X direction
  • the vertical direction is the Y direction
  • the front-rear direction (depth direction) is the Z direction.
  • the X direction, the Y direction, and the Z direction define a three-dimensional orthogonal coordinate system.
  • FIG. 1 shows a schematic configuration of an ophthalmologic apparatus according to the embodiment.
  • the ophthalmologic apparatus 1 collects data by scanning the anterior eye part and the posterior eye part of the eye E with light using optical coherence tomography, and acquires an image of the eye E based on the collected data.
  • FIG. 1 a two-dimensional tomographic image, a three-dimensional image, or a front image of the eye E is obtained.
  • the ophthalmologic apparatus 1 includes an apparatus optical system 100, a control unit 200, an image forming unit 220, a data processing unit 230, an operation unit 240, and a display unit 250.
  • the apparatus optical system 100 includes an optical system for acquiring data of the eye E by optical coherence tomography.
  • the control unit 200 controls the image forming unit 220, the data processing unit 230, the operation unit 240, and the display unit 250.
  • the apparatus optical system 100 includes an illumination optical system 10, an observation optical system 20, an optical scanner 30, and an interference optical system 40.
  • the apparatus optical system 100 includes optical elements M1 and M2 as optical path coupling / separating members for separating the optical path of the optical system and coupling with another optical system.
  • the optical element M1 combines the optical path of the illumination optical system 10 with the optical path of other optical systems (observation optical system 20, optical scanner 30, and interference optical system 40), or the optical path of the return light from the eye E to be examined.
  • the optical path of the illumination optical system 10 and the optical path of other optical systems are separated. It is desirable that the optical element M1 couples these optical systems so that the optical axis of the illumination optical system 10 is substantially coaxial with the optical axes of the other optical systems.
  • the optical element M2 couples the optical path of the observation optical system 20 with the optical path of the other optical system (the optical scanner 30 and the interference optical system 40), or the optical path of the return light from the eye E to be examined.
  • the optical path is separated from the optical path of other optical systems. It is desirable that the optical element M2 be coupled to these optical systems so that the optical axis of the observation optical system 10 is substantially coaxial with the optical axis of the optical scanner 30.
  • an objective lens is disposed between the eye E and the optical element M1. That is, the apparatus optical system 100 may include an objective lens common to the optical systems.
  • the illumination optical system 10 illuminates the anterior eye portion or the fundus oculi Ef of the eye E to be examined.
  • the illumination optical system 10 includes an illumination light source and a lens.
  • the illumination light from the illumination optical system 10 is reflected by the optical element M1 and guided to the eye E to be examined.
  • the return light (reflected light) of the illumination light from the eye E is transmitted through the optical element M1, reflected by the optical element M2, and guided to the observation optical system 20.
  • the optical element M1 is a perforated mirror that couples the optical path of the illumination optical system 10 with other optical paths.
  • a hole through which the optical axis of the optical scanner 30 (interference optical system 40) passes is formed in the perforated mirror.
  • the hole portion of the perforated mirror is arranged at a position optically conjugate with the pupil of the eye E to be examined.
  • Illumination light from the illumination optical system 10 is reflected by the periphery of the hole formed in the aperture mirror and guided to the eye E to be examined.
  • the return light of the illumination light from the eye E passes through the hole formed in the aperture mirror, is reflected by the optical element M2, and is guided to the observation optical system 20.
  • the optical element M2 is a dichroic mirror.
  • observation optical system 20 The observation optical system 20 is used for observing the anterior eye portion or the fundus oculi Ef of the eye E to be examined that is illuminated by the illumination light from the illumination optical system 10.
  • the observation optical system 20 includes at least one of an eyepiece and an image sensor.
  • the eyepiece is used for the naked eye observation of the eye E.
  • the image sensor is used to acquire a front image of the eye E.
  • the image acquired using the image sensor is displayed on a display unit or the like (not shown) when the control unit 200 that receives the signal from the image sensor controls the display unit 250.
  • the optical scanner 30 deflects the light from the interference optical system 40 and guides the deflected light to the optical element M2.
  • the optical scanner 30 is arranged at a position optically conjugate with a predetermined part of the eye E.
  • the predetermined part includes a pupil center position, a pupil center of gravity position, and the like. Thereby, the measurement light from the interference optical system 40 is deflected with the predetermined part of the eye E to be examined as the scan center position.
  • the optical scanner 30 can be disposed at a position that is optically conjugate with an arbitrary part of the eye E.
  • the optical scanner 30 includes a uniaxial deflecting member or biaxial deflecting members orthogonal to each other.
  • the deflecting member include a galvano mirror, a polygon mirror, a rotating mirror, a dowel prism, a double dowel prism, a rotation prism, and a MEMS mirror scanner.
  • a biaxial deflecting member When a biaxial deflecting member is used, a deflecting member for high-speed scanning (for example, a polygon mirror) and a deflecting member for low-speed scanning (for example, a galvanometer mirror) can be combined.
  • the optical scanner 30 may further include an optical element for projecting the deflected light onto the eye E.
  • the optical scanner 30 is capable of deflecting light from the interference optical system 40 under the control of the control unit 200 described later. Thereby, the irradiation position of the light from the interference optical system 40 on the eye E is changed to at least one of the X direction and the Y direction.
  • the light deflected by the optical scanner 30 passes through the optical element M2, is guided to the optical element M1, passes through the optical element M1, and is guided to the eye E to be examined.
  • the return light from the eye E passes through the optical element M1, passes through the optical element M2, and is guided to the optical scanner 30.
  • the optical element M1 is a perforated mirror
  • the light from the optical scanner 30 passes through the hole formed in the perforated mirror, and the return light from the eye E similarly passes through the hole. It is guided to the optical element M2.
  • the interference optical system 40 divides the light from the light source into the measurement light and the reference light, and the interference light obtained by superimposing the return light from the eye E and the reference light of the measurement light that has passed through the optical scanner 30. Lead to detector.
  • the interference optical system 40 includes an optical system that can execute, for example, swept source type or spectral domain type OCT (Optical Coherence Tomography).
  • OCT Optical Coherence Tomography
  • the interference optical system 40 includes an OCT light source that is a wavelength sweeping type (wavelength scanning type) light source capable of sweeping (scanning) the wavelength of outgoing light.
  • a wavelength sweeping type light source for example, a laser light source that includes a resonator and emits light having a predetermined center wavelength is used.
  • the swept wavelength light source temporally changes the output wavelength in the near-infrared wavelength band that cannot be visually recognized by the human eye.
  • the OCT light source according to the embodiment is a high-coherence (long coherence length) wavelength swept light source.
  • the OCT light source according to the embodiment can change the wavelength sweep frequency (sweep speed), the sweep start wavelength, the sweep end wavelength, the sweep wavelength range, and the like under the control of the control unit 200 described later.
  • the control unit 200 can cause the image forming unit 220 to form a plurality of tomographic images having different depth ranges by changing the wavelength sweep frequency.
  • the light output from the OCT light source is, for example, near infrared light having a center wavelength of about 1040 to 1060 nm (for example, 1050 nm) and a wavelength width of about 50 nm.
  • the light output from the OCT light source is guided to a fiber coupler by an optical fiber and divided into measurement light and reference light.
  • Measurement light is guided by an optical fiber, emitted from the end of the fiber, converted into a parallel beam by a collimating lens, and guided to the optical scanner 30.
  • the fiber end portion of the optical fiber is disposed, for example, at or near the fundus conjugate position that is optically conjugate with the fundus oculi Ef of the eye E.
  • the measurement light is deflected by the optical scanner 30, passes through the optical element M2, passes through the optical element M1, and is guided to the eye E to be examined.
  • measurement light applied to the fundus oculi Ef is scattered and reflected at a measurement site such as the fundus oculi Ef.
  • the scattered light and reflected light may be collectively referred to as measurement light return light.
  • the return light of the measurement light travels in the opposite direction on the same path and is guided to the fiber coupler.
  • the reference light is guided by an optical fiber, reflected by a reference mirror movable along the optical path of the reference light, and the reflected light is again guided to the fiber coupler.
  • the optical path of the reference light includes a polarization adjuster (polarization controller), an optical element for dispersion compensation (such as a pair prism), an optical element for polarization correction (such as a wavelength plate), An optical attenuator (attenuator) is provided.
  • the polarization adjuster adjusts the polarization state of the reference light passing through the optical fiber, for example, by applying stress from the outside to the looped optical fiber.
  • the optical attenuator adjusts the amount of the reference light passing through the optical fiber under the control of the control unit 200.
  • the above-described fiber coupler into which the return light of the measurement light and the reference light reflected by the reference mirror enter, multiplexes the return light of the measurement light and the reference light.
  • the interference light thus generated is guided to the detector by the optical fiber.
  • the interference light is branched at a predetermined branching ratio (for example, 50:50) by another fiber coupler to generate a pair of interference lights.
  • the pair of interference lights is detected by a detector (balanced photodiode).
  • the detector sends a result (detection signal) obtained by detecting a pair of interference lights to a not-shown DAQ (Data Acquisition System).
  • DAQ is supplied with a clock from the OCT light source. This clock is generated in synchronism with the output timing of each wavelength swept within a predetermined wavelength range by the wavelength variable light source. DAQ samples the detection signal based on this clock. The sampling result is sent to the image forming unit 220 for forming an OCT image.
  • the apparatus optical system 100 includes an alignment system for performing alignment of the apparatus optical system 100 with respect to the eye E, and a focus system for performing focusing of the apparatus optical system 100 with respect to the eye E. At least one of the following.
  • the control unit 200 includes a control unit 201 and a storage unit 202.
  • the function of the control unit 201 is realized by a processor, for example.
  • a processor is, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), or a programmable logic device (for example, SPLD (Simple ProgramLD). (Logical Device), FPGA (Field Programmable Gate Array)) and the like.
  • the storage unit 202 stores in advance a computer program for controlling the ophthalmologic apparatus 1. This computer program includes various light source control programs, optical scanner control programs, various detector control programs, image formation programs, data processing programs, user interface programs, and the like. When the control unit 201 operates according to such a computer program, the control unit 200 executes control processing.
  • the storage unit 202 stores various data. Examples of data stored in the storage unit 202 include eye data such as OCT data acquired using the interference optical system 40, OCT images, and eye information.
  • the eye information includes subject information such as patient ID and name, left / right eye identification information, electronic medical record information, and the like.
  • the image forming unit 220 generates a tomographic image (A scan image) of the eye E along the traveling direction of the measurement light deflected by the optical scanner 30 based on the detection result of the interference light obtained by the interference optical system 40.
  • the image forming unit 220 can form a plurality of tomographic images corresponding to a plurality of traveling directions of the measurement light deflected by the optical scanner 30. That is, the image forming unit 220 has a first tomographic image of the eye E to be examined corresponding to the first traveling direction and a second tomographic image of the eye E to be examined corresponding to the second traveling direction of the measurement light deflected by the optical scanner 30. And can be formed.
  • the image forming unit 220 forms a tomographic image of the eye E based on the light reception signal input from the detector and the pixel position signal input from the control unit 200, as in, for example, conventional OCT.
  • the image forming unit 220 can form a B scan image or a C scan image from the tomographic image (A scan image) of the eye E along the traveling direction of the measurement light by a known method.
  • the image forming unit 220 forms a reflection intensity profile in each A line by performing Fourier transform or the like on the spectrum distribution based on the detection result of the interference light, for example, for each series of wavelength scans (for each A line).
  • Image data can be formed by imaging the reflection intensity profile of each A line.
  • the image forming unit 220 includes a storage device that stores an image forming program, and a processor that operates according to the image forming program.
  • the data processing unit 230 is controlled by the control unit 200 and performs various data processing (image processing) and analysis processing on the light reception result obtained by using the apparatus optical system 100.
  • the data processing unit 230 executes correction processing such as image luminance correction and dispersion correction.
  • the data processing unit 230 performs data processing such as image analysis, image evaluation, diagnostic assistance, and the like.
  • the data processing unit 230 performs various image processing and analysis processing on the tomographic image.
  • the data processing unit 230 can form volume data (voxel data) of the eye E by performing known image processing such as interpolation processing for interpolating pixels between tomographic images.
  • the data processing unit 230 performs a rendering process on the volume data to form a pseudo three-dimensional image when viewed from a specific viewing direction.
  • the data processing unit 230 obtains an intraocular distance between predetermined parts of the eye E based on the detection result of the interference light obtained by the interference optical system 40, and the image forming unit based on the obtained intraocular distance.
  • the tomographic image formed by 220 is corrected.
  • FIG. 2 shows a block diagram of a configuration example of the data processing unit 230 of FIG.
  • the data processing unit 230 includes an intraocular distance calculation unit 231 and an image correction unit 232.
  • the intraocular distance calculation unit 231 obtains an intraocular distance between predetermined parts of the eye to be examined based on the detection result of the interference light obtained by the interference optical system 40. For example, the intraocular distance calculation unit 231 identifies the peak position of the interference light corresponding to a predetermined site in the eye by analyzing the detection result of the interference light obtained by the interference optical system 40, and the identified peak position The above intraocular distance is obtained based on the distance between them.
  • the intraocular distance between the predetermined parts includes the axial length, the distance from the scan center position of the measurement light set at the center of the pupil and the like to the retina.
  • the intraocular distance calculating unit 231 obtains the axial length based on the distance from the peak position corresponding to the corneal apex to the peak position corresponding to the retina.
  • the intraocular distance calculation unit 231 specifies the scan center position, and the specified scan center position to the peak position corresponding to the retina. The intraocular distance is determined based on the distance.
  • the image correction unit 232 corrects the tomographic image according to the angle of view changed by the optical scanner 30.
  • the optical scanner 30 changes the angle of view by changing the deflection angle of the measurement light. As a result, it becomes possible to correct tomographic images corresponding to different scan lengths depending on the deflection angle (scan angle) of the measurement light.
  • the image correcting unit 232 generates a corrected image by correcting the tomographic image formed by the image forming unit 220 based on the intraocular distance obtained by the intraocular distance calculating unit 231.
  • different scan lengths are substantially obtained depending on the deflection angle (scan angle) of the measurement light, and the tomographic image can be corrected according to the obtained scan length. Therefore, since the tomographic image can be corrected according to the aberration of the eyeball optical system of the eye E, the distortion of the tomographic image corresponding to the eye E can be corrected with high accuracy.
  • the image correction unit 232 corrects the tomographic image for each A scan, and the corrected plurality of tomographic images are arranged along a direction corresponding to the optical axis direction of the interference optical system 40. Generate an image. As a direction corresponding to the optical axis direction of the interference optical system 40 (traveling direction of measurement light), there is a direction orthogonal to the optical axis direction.
  • the correction processing by the image correction unit 232 includes pixel value synthesis processing based on intraocular distance, thinning processing, expansion processing, and the like. Thereby, a B-scan image corrected according to the aberration of the eyeball optical system of the eye E can be acquired.
  • the image correction unit 232 corrects the tomographic image based on the intraocular distance obtained by the intraocular distance calculation unit 231 in a plurality of A scan units.
  • the image correction unit 232 corrects each of the plurality of tomographic images so that the distance between predetermined portions in each tomographic image becomes a constant value. Thereby, a B scan image (C scan image) in which the aberration of the eyeball optical system of the eye E is compensated can be acquired.
  • the image correction unit 232 corrects each of a plurality of A-scan images having different deflection angles based on the intraocular distance.
  • the image correction unit 232 generates a corrected image that is arranged so that the corrected plurality of A-scan images pass through the scan center position and follow the scan direction of each A-scan image. That is, the image correction unit 232 corrects each of the plurality of tomographic images corresponding to the plurality of traveling directions of the measurement light based on the intraocular distance, and the plurality of corrected tomographic images pass through the scan center position and each tomographic image.
  • a corrected image arranged along a direction corresponding to the scan direction of the image is generated.
  • the image correcting unit 232 corrects each of the first tomographic image corresponding to the first traveling direction of the measuring light and the second tomographic image corresponding to the second traveling direction of the measuring light based on the intraocular distance.
  • the image correcting unit 232 is arranged so that the corrected first tomographic image passes through the scan center position and along the direction corresponding to the first traveling direction, and the corrected second tomographic image passes through the scan center position and 2 A corrected image arranged along a direction corresponding to the traveling direction is generated. As a result, it is possible to acquire a corrected image corresponding to the shape of the eye E to be examined.
  • the data processing unit 230 includes a control unit and a storage unit, and executes data processing when the control unit operates according to a computer program stored in advance in the storage unit.
  • the ophthalmologic information processing apparatus performs the above processing on the detection result of the interference light obtained by the apparatus optical system 100.
  • the ophthalmologic information processing apparatus includes an image forming unit 220, a data processing unit 230, an operation unit 240, a display unit 250, and a control unit for controlling them.
  • a control unit included in the ophthalmologic information processing apparatus has a function of controlling the image forming unit 220, the data processing unit 230, the operation unit 240, and the display unit 250 among the above functions of the control unit 200.
  • the operation unit 240 is used for a user to input an instruction to the ophthalmologic apparatus 1.
  • the operation unit 240 may include a known operation device used for a computer.
  • the operation unit 240 may include a pointing device such as a mouse, a touch pad, or a trackball.
  • the operation unit 240 may include a keyboard, a pen tablet, a dedicated operation panel, and the like.
  • the display unit 250 includes a display unit such as a liquid crystal display, and displays various types of information such as images under the control of the control unit 200.
  • the display unit 250 and the operation unit 240 do not need to be configured as individual units.
  • a device in which a display function and an operation function are integrated, such as a touch panel, can be used.
  • the ophthalmologic apparatus 1 is provided with an optical system moving unit (not shown) that moves the apparatus optical system 100 three-dimensionally (in the X direction, the Y direction, and the Z direction). Thereby, the eye E and the apparatus optical system 100 can be relatively moved.
  • the optical system moving unit may move only a part of the optical system 100 in the apparatus optical system 100 shown in FIG.
  • the optical system moving unit includes a holding member that holds an optical system to be moved (for example, the apparatus optical system 100), an actuator that generates a driving force for moving the holding member, and a transmission that transmits the driving force.
  • a mechanism is provided.
  • the actuator is constituted by, for example, a pulse motor.
  • the transmission mechanism is configured by, for example, a combination of gears, a rack and pinion, or the like.
  • the control unit 200 can move the optical system provided in the apparatus optical system 100 three-dimensionally by controlling the optical system moving unit. For example, this control is used in alignment and tracking. Tracking is to move the apparatus optical system 100 in accordance with the movement of the eye E. When tracking is performed, alignment and focusing are performed in advance. Tracking maintains a suitable positional relationship in which the alignment and focus are achieved by moving the apparatus optical system 100 in real time according to the position and orientation of the eye E based on an image obtained by taking a moving image of the eye E. It is a function to do.
  • the scan center position or the pupil center is an example of the “first part” according to the embodiment.
  • the image forming unit 220 is an example of an “image forming unit” according to the embodiment.
  • the control unit 200 or the control unit 201 is an example of a “control unit” according to the embodiment.
  • the optical scanner 30 is an example of the “view angle changing unit” according to the embodiment.
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating an operation example of the ophthalmologic apparatus 1 according to the embodiment.
  • FIG. 4 shows a flowchart of an operation example of step S2 of FIG.
  • FIG. 5 shows a flowchart of an operation example of step S15 in FIG.
  • the storage unit 202 of the control unit 200 stores a computer program for realizing the processes shown in FIGS.
  • the control unit 201 of the control unit 200 executes the processes shown in FIGS. 3 to 5 by operating according to this computer program.
  • control unit 200 controls the optical system moving unit to move the apparatus optical system 100 to the initial position. Thereafter, the control unit 200 controls the execution of alignment for aligning the apparatus optical system 100 with respect to the eye E.
  • control unit 200 displays the fundus image of the eye E (front image of the fundus oculi Ef) acquired using the observation optical system 20 on the display unit 250.
  • the control unit 200 can control the optical system moving unit so as to move the apparatus optical system 100 in the direction specified by the user using the operation unit 240.
  • the observation optical system 20 acquires a fundus image of the eye E to be examined that is illuminated by the illumination optical system 10.
  • control unit 200 causes the display unit 250 to display an anterior ocular segment image of the eye E obtained by an anterior ocular segment imaging system (not shown).
  • the control unit 200 controls the optical system moving unit so as to move the apparatus optical system 100 in the direction specified by the user using the operation unit 240.
  • control unit 200 projects light from an alignment light source (not shown) onto the eye E, and controls the optical system moving unit based on an image corresponding to the return light, thereby causing the eye E to be examined. Alignment of the apparatus optical system 100 with respect to is performed.
  • control unit 200 causes the anterior eye portion of the eye E to be photographed from two different directions using two or more cameras (not shown), and the eye E of the eye E is provided from two or more images provided with parallax. Let the location be specified.
  • the control unit 200 executes alignment of the apparatus optical system 100 with respect to the eye E by controlling the optical system moving unit based on the specified position of the eye E.
  • the control unit 200 can adjust the focus after the alignment is completed and start tracking.
  • the control unit 200 identifies the in-focus state (blurring condition) of the fundus image obtained by the observation optical system 20, and moves the apparatus optical system 100 or the like so that the identified in-focus state becomes a desired in-focus state. This makes it possible to adjust the focus. Further, the control unit 200 captures the anterior eye segment from two different directions using two or more cameras, identifies the in-focus state from two or more images with parallax, and the specified in-focus state is desired. The amount of movement of the apparatus optical system 100 in the Z direction may be obtained so that the in-focus state is obtained.
  • control unit 200 repeatedly acquires an image of the eye E using the observation optical system 20 and specifies a characteristic part in the image acquired at a predetermined timing.
  • the control unit 200 can perform tracking by controlling the optical system moving unit so that the shift amount when the position of the identified characteristic part is changed is canceled.
  • step S2 the control unit 200 performs OCT using the interference optical system 40 and causes the image forming unit 220 to form a tomographic image of the eye E to be examined.
  • step S2 the intraocular distance of the eye E to be examined is obtained as described above, and a tomographic image corrected based on the obtained intraocular distance is obtained. Details of step S2 will be described later.
  • control unit 200 displays the tomographic image acquired in step S ⁇ b> 2 on the display unit of the display unit 250. This is the end of the operation of the ophthalmologic apparatus 1 (end).
  • step S2 of FIG. 3 processing as shown in FIG. 4 is executed.
  • scanning conditions scanning start position, scanning end position, scanning area, scanning pattern
  • wavelength sweep conditions a sweep start wavelength, a sweep end wavelength, and a sweep wavelength range
  • the control unit 200 controls the optical scanner 30 to start the measurement light deflection operation.
  • the optical scanner 30 starts a deflection operation in a deflection angle range corresponding to a preset scanning condition.
  • the control unit 200 starts emission of output light by controlling the OCT light source of the interference optical system 40.
  • the OCT light source starts a wavelength sweep operation of the output light corresponding to the wavelength sweep condition set in advance.
  • the interference optical system 40 projects the measurement light generated based on the light from the OCT light source as described above onto the eye E via the optical scanner 30, and returns the reference light and the return light of the measurement light from the eye E. Interference light is generated, and the generated interference light is detected. The detection result of the interference light is acquired as interference data.
  • the control unit 200 causes the image forming unit 220 to form a tomographic image of the eye E based on the interference data acquired in step S13 by a known method.
  • step S14 at least one B-scan image is formed.
  • the control unit 200 controls the data processing unit 230 to perform correction corresponding to the aberration of the eyeball optical system of the eye E to the tomographic image formed in step S14. Details of step S15 will be described later.
  • the control unit 200 stops emission of output light by controlling the OCT light source of the interference optical system 40.
  • the OCT light source stops the wavelength sweep operation of the output light.
  • step S2 of FIG. 3 is complete
  • step S15 in FIG. 4 a process as shown in FIG. 5 is executed.
  • the control unit 200 causes the data processing unit 230 to analyze the tomographic image acquired in step S14 of FIG.
  • the intraocular distance calculation unit 231 specifies the position in the Z direction (depth direction) of each part for each A scan line. For example, the intraocular distance calculation unit 231 specifies the position of each part in the Z direction for each A scan line based on the B scan image acquired in step S14.
  • FIG. 6A and FIG. 6B are diagrams illustrating the operation of the intraocular distance calculation unit 231 according to the embodiment.
  • 6A schematically shows a path of measurement light incident on the eye E.
  • FIG. 6B shows an example of a tomographic image obtained by scanning with measurement light incident on the eye E to be examined along the path shown in FIG. 6A.
  • the measurement light deflected by the optical scanner 30 is incident on the pupil of the eye E at various incident angles as shown in FIG. 6A.
  • the measurement light incident on the eye E is projected toward each part in the eye around the scan center position Cs set at the center of the pupil, for example.
  • the interference data obtained by using the measurement light LS1 in FIG. 6A is used to generate the A scan image IMa1 in FIG. 6B.
  • the interference data obtained using the measurement light LS2 is used for generating the A scan image IMa2
  • the interference data obtained using the measurement light LS3 is used for generating the A scan image IMa3.
  • the intraocular distance calculation unit 231 performs, for each A scan line, the corneal front surface position CF corresponding to the corneal front surface, the corneal back surface position CB corresponding to the corneal front surface, the lens front surface position LF corresponding to the lens front surface, and the lens.
  • the lens rear surface position LB corresponding to the rear surface and the retina position R corresponding to the retina are specified.
  • FIG. 7 schematically shows an example of the tomographic image acquired in step S14 of FIG.
  • step S14 it is assumed that a B-scan image composed of A-scan images of N (N is an integer of 2 or more) lines has been acquired.
  • N is an integer of 2 or more
  • the vertical direction represents the A scan direction
  • the horizontal direction represents the B scan direction.
  • the pupil position (pupil center position) P is shown.
  • the intraocular distance calculation unit 231 has the corneal front position CF (n) and the posterior corneal position CB for the A scan line “n”. (N), the lens front surface position LF (n), the lens rear surface position LB (n), and the retina position R (n) are specified.
  • the intraocular distance calculation unit 231 specifies the pupil position P from the position of each part specified in step S21.
  • the intraocular distance calculation unit 231 can specify the pupil position P for each A scan line. For example, the intraocular distance calculation unit 231 determines the pupil position P from the corneal front surface position CF (n), the lens front surface position LF (n), and the lens rear surface position LB (n) based on the positional relationship of each part in the model eye. (N) is specified.
  • the intraocular distance calculation unit 231 specifies the intraocular distance from the position of each part specified in step S21 and the pupil position specified in step S22.
  • the intraocular distance calculation unit 231 can specify the intraocular distance for each A scan line.
  • the intraocular distance calculation unit 231 specifies the intraocular distance T from the pupil position P to the retina position R as the axial length.
  • the intraocular distance calculation unit 231 specifies the intraocular distance T (n) between the pupil position P (n) and the retina position R (n).
  • the image correction unit 232 corrects the tomographic image acquired in step S14 based on the intraocular distance specified in step S23.
  • the image correction unit 232 can correct each A-scan image acquired in step S14 so that the intraocular distance T (n) in each A-scan image becomes a constant value.
  • the intraocular distance calculation unit 231 obtains an average value of the intraocular distance T (n) in the B scan direction.
  • the image correction unit 232 can correct each A-scan image acquired in step S14 so that the average value of the obtained intraocular distance T (n) is obtained.
  • step S15 of FIG. 4 is complete
  • FIG. 8 shows an operation explanatory diagram of the ophthalmologic apparatus 1 according to the embodiment.
  • FIG. 8 schematically shows an example of a corrected image when the tomographic image is corrected so that the intraocular distance becomes a constant value.
  • the tomographic image IMG1 acquired in step S14 in FIG. 4 is corrected to the tomographic image IMG2 by the image correction process in step S24.
  • step S24 a corrected image in which the distance from the pupil position P to the retinal position R is constant is generated for each A-scan image.
  • the intraocular distance is corrected to be a constant value regardless of the deflection angle of the measurement light, the tomographic structure of the eye E can be easily grasped.
  • the intraocular distance calculation process by the intraocular distance calculation unit 231 is not limited to the process illustrated in FIG.
  • FIG. 9 shows an operation explanatory diagram of the intraocular distance calculation unit according to the first modification of the embodiment.
  • the intraocular distance calculation unit obtains a variance value for each line in the B scan direction with respect to the tomographic image acquired in step S14, and the luminance value is equal to or greater than the threshold value and the variance value is the smallest.
  • the line is specified as the pupil position P.
  • the intraocular distance calculation unit identifies the retinal position R (n) in each A scan line, as in the embodiment.
  • the intraocular distance calculation unit obtains the distance Q between the specified pupil position P and the retina position R, and obtains the intraocular distance T based on the obtained distance Q and the refractive index of the medium through which the measurement light passes. For example, the intraocular distance calculation unit can determine the intraocular distance T by multiplying the distance Q by the average value of the refractive index of the medium (cornea, crystalline lens, aqueous humor, vitreous, etc.).
  • model eye data such as shape information and refractive index information indicating the structure of an eyeball in a model eye of Gullstrand or a model eye such as Sanz & Navarro is stored in advance.
  • the intraocular distance calculation unit can calculate the intraocular distance using the model eye data stored in the storage unit 202. For example, the intraocular distance calculation unit obtains the intraocular distance T by multiplying the distance Q by the refractive index (for example, 1.375) of the model eye data.
  • the image correction unit according to the first modification corrects the tomographic image based on the intraocular distance T obtained as described above. In other words, the image correction unit corrects the tomographic image using one or more optical parameters corresponding to the measurement light passing site in the eye E.
  • Image correction processing by the image correction unit 232 is not limited to the processing shown in FIG.
  • FIG. 10A and FIG. 10B are diagrams for explaining the operation of the image correction unit according to the second modification of the embodiment.
  • FIG. 10A is an explanatory diagram of a process of specifying the scan center position by the intraocular distance calculation unit according to the second modification.
  • FIG. 10B is an explanatory diagram of image correction processing by the image correction unit according to the second modification.
  • the intraocular distance calculation unit obtains a variance value for each line in the B scan direction with respect to the tomographic image acquired in step S14, and the luminance value is equal to or greater than a threshold value.
  • the line having the smallest variance value is specified as the pupil position P.
  • the intraocular distance calculation unit specifies the scan center position Cs ′ at the pupil position P.
  • the intraocular distance calculation unit specifies the center position in the B scan direction at the pupil position P as the scan center position Cs ′.
  • the intraocular distance calculation unit may specify the scan center position Cs ′ using the model eye data on the assumption that the eyeball optical system of the eye E is similar to the model eye. Further, the intraocular distance calculation unit may specify the scan center position Cs ′ by a known ray tracing process.
  • the image correction unit corrects each of the plurality of A-scan images based on the corresponding intraocular distance.
  • the image correction unit generates a corrected image arranged so that each corrected tomographic image passes through the scan center position Cs ′ and extends along a direction corresponding to the traveling direction of the measurement light.
  • the image correction unit intraocularly transmits each of the first tomographic image formed using the measurement light in the first traveling direction and the second tomographic image formed using the measurement light in the second traveling direction. Correct based on distance.
  • the image correcting unit is arranged so that the corrected first tomographic image passes through the scan center position Cs ′ and extends along a direction corresponding to the first traveling direction, and the corrected second tomographic image indicates the scan center position Cs ′.
  • a corrected image that passes through and is arranged along a direction corresponding to the second traveling direction is generated.
  • the corrected tomographic image is arranged around the scan center position Cs ′, it becomes possible to acquire a corrected image reflecting the actual eyeball structure of the eye E to be examined.
  • the control unit 200 can change the depth range in the traveling direction of the measurement light by changing the wavelength sweep frequency in the wavelength swept light source.
  • a tomographic image having a long depth range is corrected based on the intraocular distance accurately obtained using a high-definition tomographic image having a short depth range.
  • FIG. 11 shows an outline of an operation example of the ophthalmologic apparatus according to the third modification of the embodiment.
  • FIG. 11 is a flowchart illustrating an operation example of the ophthalmologic apparatus according to the third modification.
  • the storage unit 202 of the control unit 200 stores a computer program for realizing the processing shown in FIG.
  • the control unit 201 of the control unit 200 executes the processing shown in FIG. 11 by operating according to this computer program. In FIG. 11, it is assumed that alignment is completed in advance.
  • the control unit 200 sets the operation mode of the OCT light source to the low speed mode. Thereby, the OCT light source emits output light whose output wavelength changes at a sweep frequency of a wavelength corresponding to the low speed mode.
  • control unit 200 performs OCT using the interference optical system 40 and causes the image forming unit 220 to form a tomographic image of the eye E to be examined.
  • control unit 200 controls the intraocular distance calculation to calculate the intraocular distance from the tomographic image formed in step S32, and controls the image correction unit to obtain the calculated intraocular distance. Based on this, a corrected image is generated. For example, the image correction unit generates a corrected image as shown in FIG. 10B.
  • the control unit 200 controls the data processing unit 230 to generate correction data from the corrected image generated in step S33.
  • the data processing unit 230 generates correction data including shape information (for example, curvature or intraocular distance) of a predetermined part such as the cornea or the retina by analyzing the correction image generated in step S33.
  • step S35 Set to high-speed mode
  • the control unit 200 sets the operation mode of the OCT light source to the high speed mode.
  • the OCT light source emits output light whose output wavelength changes at a sweep frequency having a wavelength corresponding to the high-speed mode.
  • the sweep frequency of the wavelength is higher than in step S31.
  • control unit 200 executes OCT using the interference optical system 40 on the anterior eye portion of the eye E to be examined, for example, by changing the wavelength sweep range of the OCT light source.
  • the control unit 200 causes the image forming unit 220 to form a tomographic image of the anterior segment of the eye E using the interference data obtained by the interference optical system 40.
  • control unit 200 performs OCT using the interference optical system 40 on the posterior segment of the eye E to be examined, for example, by changing the wavelength sweep range of the OCT light source.
  • the control unit 200 causes the image forming unit 220 to form a tomographic image of the posterior segment of the eye E using the interference data obtained by the interference optical system 40.
  • the control unit 200 controls the image correction unit to correct the tomographic image of the anterior segment acquired in step S36 based on the correction data generated in step S34, thereby generating an anterior segment correction image.
  • the image correction unit corrects the tomographic image of the anterior segment so as to change the shape of the predetermined part in accordance with the curvature obtained in step S34. Further, the image correction unit corrects the tomographic image of the anterior segment based on the intraocular distance obtained in step S34.
  • the control unit 200 controls the image correction unit to correct the tomographic image of the posterior segment acquired in step S37 based on the correction data generated in step S34, thereby correcting the posterior segment correction. Generate an image.
  • the control unit 200 controls the data processing unit 230 to generate a composite image.
  • the data processing unit 230 generates a composite image in which at least one of the anterior ocular segment correction image generated in step S36 and the posterior ocular segment correction image generated in step S37 is superimposed on the correction image generated in step S33. To do. This is the end of the operation of the ophthalmologic apparatus according to the third modification (end).
  • the image forming unit 220 includes a tomographic image (third tomographic image) of the eye E in the first depth range in the traveling direction of the measurement light and the first depth range.
  • a tomographic image (fourth tomographic image) of the eye E to be examined having a second depth range longer than the one depth range is formed.
  • the tomogram in the first depth range is a higher definition image than the tomogram in the second depth range.
  • the data processing unit 230 generates correction data by analyzing a tomographic image in the first depth range.
  • the correction data may be an intraocular distance obtained by analyzing a tomographic image in the first depth range.
  • the image correction unit corrects the tomographic image in the second depth range based on correction data (for example, intraocular distance).
  • the ophthalmic apparatus may change the angle of view by switching objective lenses having different refractive powers.
  • the image correction unit can correct the tomographic image in the same manner as in the above-described embodiment or the modification thereof according to the angle of view changed by switching the refractive power of the objective lens.
  • the control unit 200 When the first angle of view is set by a predetermined objective lens, the control unit 200 causes the optical scanner 30 to scan the eye E with measurement light, and displays a first image representing the first range of the eye to be examined as an image forming unit. 220. Further, the control unit 200 causes the image correction unit to correct the first image based on the intraocular distance as described above, and causes the display unit of the display unit 250 to display the corrected first image. On the other hand, when the second field angle narrower than the first field angle is set by switching the objective lens, the control unit 200 causes the optical scanner 30 to scan the eye E with the measurement light, and the second eye angle of the eye E is measured. A second image representing the range is formed on the image forming unit 220. Further, the control unit 200 displays the formed second image on the display unit of the display unit 250.
  • the tomographic image acquired with a wide angle of view is corrected in the same manner as in the above embodiment or its modification, and the tomographic image acquired with a narrower angle of view is obtained.
  • the above correction is not performed.
  • the ophthalmic apparatus may change the angle of view by turning the apparatus optical system around the pupil of the eye E to be examined.
  • the image correction unit can correct the tomographic image in the same manner as in the above-described embodiment or the modification thereof according to the angle of view changed by turning the apparatus optical system.
  • An ophthalmologic apparatus (1) includes an optical scanner (30), an interference optical system (40), an image forming unit (image forming unit 220), an intraocular distance calculating unit (231), An image correction unit (232) and a control unit (control unit 200, control unit 201) are included.
  • the optical scanner is arranged at a position optically substantially conjugate with the first part (scan center position, pupil center) in the eye E.
  • the interference optical system divides the light from the light source (OCT light source) into reference light and measurement light, irradiates the measurement eye with the measurement light via the optical scanner, and returns the measurement light from the inspection eye and the reference light.
  • the interference light is detected through an optical scanner.
  • the image forming unit forms a tomographic image of the eye to be examined corresponding to the first traveling direction of the measurement light deflected by the optical scanner based on the detection result of the interference light obtained by the interference optical system.
  • the intraocular distance calculation unit obtains an intraocular distance between predetermined portions in the eye to be examined based on the detection result of the interference light.
  • the image correction unit corrects the tomographic image formed by the image forming unit based on the intraocular distance obtained by the intraocular distance calculation unit.
  • the control unit controls at least the optical scanner.
  • the intraocular distance is obtained from the tomographic image acquired using the interference optical system, and the tomographic image is corrected based on the obtained intraocular distance. It is possible to correct the distortion of the tomographic image of the eye to be examined with high accuracy even when the is large.
  • the image forming unit forms a plurality of tomographic images corresponding to a plurality of traveling directions of the measurement light deflected by the optical scanner.
  • the image correction unit corrects each of the plurality of tomographic images formed by the image forming unit based on the intraocular distance, and the corrected plurality of tomographic images are along a direction corresponding to the optical axis direction of the interference optical system. The arranged corrected image is generated.
  • a plurality of tomographic images corresponding to a plurality of traveling directions of the measurement light are formed, and each of the formed tomographic images is corrected based on the intraocular distance, and the corrected plurality of tomographic images are corrected. Since the tomographic image is generated as a corrected image arranged along the direction corresponding to the optical axis direction of the interference optical system, it is possible to easily obtain a corrected image in which the aberration of the eyeball optical system of the eye to be examined is compensated Is possible.
  • the image correction unit corrects each of the plurality of tomographic images so that the distance between predetermined portions in each tomographic image becomes a constant value.
  • the image forming unit includes a first tomographic image of the eye to be examined corresponding to the first traveling direction and an eye to be examined corresponding to the second traveling direction of the measurement light deflected by the optical scanner.
  • the second tomographic image is formed.
  • the image correcting unit corrects each of the first tomographic image and the second tomographic image based on the intraocular distance, and the corrected first tomographic image passes through the first part and extends in a direction corresponding to the first traveling direction.
  • the corrected second tomogram is generated so as to pass through the first part and to be arranged along the direction corresponding to the second traveling direction.
  • the correction image in which the tomographic image is arranged along the traveling direction of each measurement light passing through the first part is generated, so that the actual intraocular structure of the eye to be examined is reflected. It is possible to acquire the corrected image.
  • the image forming unit includes a third tomographic image of the eye to be inspected in the first depth range in the traveling direction of the measurement light, and a second that includes the first depth range and is longer than the first depth range.
  • a fourth tomographic image of the eye to be examined in the depth range is formed.
  • the intraocular distance calculation unit obtains an intraocular distance based on the third tomographic image.
  • the image correction unit corrects the fourth tomographic image based on the intraocular distance.
  • the tomographic image with inferior image quality is corrected based on the intraocular distance obtained from the higher-definition tomographic image, the low-quality tomographic image can be corrected with high accuracy. Can do.
  • the light source is a wavelength swept light source capable of changing the wavelength sweep frequency.
  • the control unit causes the image forming unit to form a plurality of tomographic images having different depth ranges by changing the sweep frequency.
  • the ophthalmologic apparatus includes an angle-of-view changing unit (optical scanner 30) for changing the angle of view, and the image correcting unit is a tomographic image according to the angle of view changed by the angle-of-view changing unit. Correct.
  • an angle-of-view changing unit optical scanner 30
  • the image correcting unit is a tomographic image according to the angle of view changed by the angle-of-view changing unit. Correct.
  • the tomographic image can be corrected according to the aberration of the eyeball optical system of the eye to be examined, the distortion of the tomographic image according to the eye to be examined can be corrected with high accuracy.
  • the control unit when the first angle of view is set by the angle-of-view changing unit, the control unit causes the optical scanner to scan the eye with the measurement light, and the first range of the eye to be examined Is formed on the image forming unit, the first image is corrected by the image correcting unit based on the intraocular distance, and the corrected first image is displayed on the display unit (the display unit of the display unit 250).
  • the control unit causes the optical scanner to scan the eye to be examined with the measurement light, and displays a second image representing the second range of the eye to be examined The second image formed on the image forming unit is displayed on the display means.
  • the tomographic image is corrected only when the angle of view is wide, and correction is not performed on a high-definition tomographic image with a narrow angle of view. Can be corrected with high accuracy.
  • the ophthalmologic apparatus includes a storage unit (202) that stores one or more optical parameters corresponding to the measurement light passing site in the eye to be examined.
  • the image correction unit corrects the tomographic image using one or more optical parameters.
  • the intraocular distance calculation unit obtains the intraocular distance between predetermined parts for each A scan.
  • the image correcting unit corrects the tomographic image based on the intraocular distance obtained by the intraocular distance calculating unit for each A scan.
  • the intraocular distance calculation unit obtains an intraocular distance between predetermined portions in a plurality of A scan units.
  • the image correction unit corrects the tomographic image based on the intraocular distance obtained by the intraocular distance calculation unit in a plurality of A scan units.
  • the intraocular distance is the axial length.
  • the intraocular distance is a distance from the first part to the retina.
  • the distortion of the tomographic image of the eye to be examined can be corrected with high accuracy according to the distance from the first part to the retina.
  • the ophthalmologic information processing apparatus includes an image forming unit (image forming unit 220), an intraocular distance calculating unit (231), and an image correcting unit (232).
  • the image forming unit was obtained by optical coherence tomography using an optical scanner (30) disposed at a position optically conjugate with the first part (scan center position, pupil center) in the eye to be examined (E).
  • a tomographic image of the eye to be examined is formed based on the data (interference data).
  • the intraocular distance calculation unit obtains an intraocular distance between predetermined parts in the eye to be examined based on the above data.
  • the image correction unit corrects the tomographic image formed by the image forming unit based on the intraocular distance obtained by the intraocular distance calculation unit.
  • the image forming unit forms a plurality of tomographic images corresponding to a plurality of traveling directions of the measurement light deflected by the optical scanner.
  • the image correcting unit corrects each of the plurality of tomographic images formed by the image forming unit based on the intraocular distance, and the corrected plurality of tomographic images are arranged along a direction corresponding to the traveling direction of the measurement light. A corrected image is generated.
  • the image correction unit corrects each of the plurality of tomographic images so that the distance between predetermined portions in each tomographic image becomes a constant value.
  • the image forming unit includes a first tomogram of the eye to be examined corresponding to the first traveling direction of the measurement light, and a second traveling direction of the measurement light deflected by the optical scanner. And a second tomographic image of the eye to be examined corresponding to.
  • the image correcting unit corrects each of the first tomographic image and the second tomographic image based on the intraocular distance, and the corrected first tomographic image passes through the first part and extends in a direction corresponding to the first traveling direction.
  • the corrected second tomogram is generated so as to pass through the first part and to be arranged along the direction corresponding to the second traveling direction.

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Abstract

眼科装置は、光スキャナと、干渉光学系と、画像形成部と、眼内距離算出部と、画像補正部と、制御部とを含む。光スキャナは、被検眼における第１部位と光学的に略共役な位置に配置される。干渉光学系は、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、光スキャナを介して測定光を被検眼に照射し、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光を光スキャナを介して検出する。画像形成部は、干渉光の検出結果に基づいて、光スキャナにより偏向された測定光の第１進行方向に対応した被検眼の断層像を形成する。眼内距離算出部は、干渉光の検出結果に基づいて被検眼における所定の部位間の眼内距離を求める。画像補正部は、眼内距離に基づいて断層像を補正する。制御部は、少なくとも光スキャナを制御する。

Description

眼科装置、及び眼科情報処理装置
　この発明は、眼科装置、及び眼科情報処理装置に関する。
　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。
　ＯＣＴを用いて被検眼の眼内の所定部位の断層像を取得する場合、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、例えば瞳孔近傍の位置を中心に測定光を偏向させる。測定光の偏向方向により、眼球光学系は異なる収差をもつため、取得された断層像に歪みが生ずる。画角が十分に狭い場合には歪みの影響は少ないが、画角が広い場合には歪みの影響を無視することができなくなる。
　例えば、特許文献１には、眼球光学系の収差による断層像のスキャン長のずれが補正されるように、走査手段により測定光の走査角度を補正する手法が開示されている。
特開２０１２－１１５５７５号公報
　しかしながら、従来の技術では、様々な眼軸長を有する複数の眼に対して走査手段の走査可能範囲の全画素に対応する走査角度の補正量をあらかじめ算出しておく必要がある。従って、画角が大きい場合に、様々な眼球光学系を有する被検眼それぞれに対して、断層像の歪みを高精度に補正することは難しい。
　本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであり、その目的は、画角が大きい場合でも被検眼の断層像の歪みを高精度に補正することが可能な眼科装置、及び眼科情報処理装置を提供することにある。
　いくつかの実施形態に係る第１態様は、被検眼における第１部位と光学的に略共役な位置に配置された光スキャナと、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、前記光スキャナを介して前記測定光を前記被検眼に照射し、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前記光スキャナを介して検出する干渉光学系と、前記干渉光学系により得られた前記干渉光の検出結果に基づいて、前記光スキャナにより偏向された前記測定光の第１進行方向に対応した前記被検眼の断層像を形成する画像形成部と、前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼における所定の部位間の眼内距離を求める眼内距離算出部と、前記眼内距離算出部により求められた前記眼内距離に基づいて、前記画像形成部により形成された前記断層像を補正する画像補正部と、少なくとも前記光スキャナを制御する制御部と、を含む眼科装置である。
　いくつかの実施形態に係る第２態様では、第１態様において、前記画像形成部は、前記光スキャナにより偏向された前記測定光の複数の進行方向に対応した複数の断層像を形成し、前記画像補正部は、前記画像形成部により形成された前記複数の断層像のそれぞれを前記眼内距離に基づいて補正し、補正された前記複数の断層像が前記干渉光学系の光軸方向に対応する方向に沿って配置された補正画像を生成する。
　いくつかの実施形態に係る第３態様では、第２態様において、前記画像補正部は、各断層像における前記所定の部位間の距離が一定値になるように前記複数の断層像のそれぞれを補正する。
　いくつかの実施形態に係る第４態様では、第１態様において、前記画像形成部は、前記第１進行方向に対応した前記被検眼の第１断層像と、前記光スキャナにより偏向された前記測定光の第２進行方向に対応した前記被検眼の第２断層像とを形成し、前記画像補正部は、前記第１断層像及び前記第２断層像のそれぞれを前記眼内距離に基づいて補正し、補正された前記第１断層像が前記第１部位を通過し前記第１進行方向に相当する方向に沿うように配置され、補正された前記第２断層像が前記第１部位を通過し前記第２進行方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する。
　いくつかの実施形態に係る第５態様では、第１態様～第４態様のいずれかにおいて、前記画像形成部は、前記測定光の進行方向の第１深度範囲の前記被検眼の第３断層像と、前記第１深度範囲を含み前記第１深度範囲より長い第２深度範囲の前記被検眼の第４断層像とを形成し、前記眼内距離算出部は、前記第３断層像に基づいて前記眼内距離を求め、前記画像補正部は、前記眼内距離に基づいて前記第４断層像を補正する。
　いくつかの実施形態に係る第６態様では、第５態様において、前記光源は、波長の掃引周波数を変更可能な波長掃引光源であり、前記制御部は、前記掃引周波数を変更することにより深度範囲が異なる複数の断層像を前記画像形成部に形成させる。
　いくつかの実施形態に係る第７態様は、第１態様～第６態様のいずれかにおいて、画角を変更するための画角変更部を含み、前記画像補正部は、前記画角変更部により変更された画角に応じて前記断層像を補正する。
　いくつかの実施形態に係る第８態様では、第７態様において、前記画角変更部により第１画角が設定されているとき、前記制御部は、前記光スキャナに前記測定光で前記被検眼をスキャンさせ、前記被検眼の第１範囲を表す第１画像を前記画像形成部に形成させ、前記眼内距離に基づいて前記第１画像を前記画像補正部に補正させ、補正された前記第１画像を表示手段に表示させ、前記画角変更部により前記第１画角より狭い第２画角が設定されているとき、前記制御部は、前記光スキャナに前記測定光で前記被検眼をスキャンさせ、前記被検眼の第２範囲を表す第２画像を前記画像形成部に形成させ、形成された前記第２画像を表示手段に表示させる。
　いくつかの実施形態に係る第９態様は、第１態様～第８態様のいずれかにおいて、前記被検眼における前記測定光の通過部位に対応した１以上の光学パラメータを記憶する記憶部を含み、前記画像補正部は、前記１以上の光学パラメータを用いて前記断層像を補正する。
　いくつかの実施形態に係る第１０態様では、第１態様～第９態様のいずれかにおいて、前記眼内距離算出部は、Ａスキャンごとに、前記所定の部位間の眼内距離を求め、前記画像補正部は、Ａスキャンごとに、前記眼内距離算出部により求められた前記眼内距離に基づいて前記断層像を補正する。
　いくつかの実施形態に係る第１１態様では、第１態様～第９態様のいずれかにおいて、前記眼内距離算出部は、複数のＡスキャン単位で、前記所定の部位間の眼内距離を求め、前記画像補正部は、前記複数のＡスキャン単位で前記眼内距離算出部により求められた前記眼内距離に基づいて前記断層像を補正する。
　いくつかの実施形態に係る第１２態様では、第１態様～第１１態様のいずれかにおいて、前記眼内距離は、眼軸長である。
　いくつかの実施形態に係る第１３態様では、第１態様～第１１態様のいずれかにおいて、前記眼内距離は、前記第１部位から網膜までの距離である。
　いくつかの実施形態に係る第１４態様は、被検眼における第１部位と光学的に略共役な位置に配置された光スキャナを用いた光コヒーレンストモグラフィにより取得されたデータに基づいて前記被検眼の断層像を形成する画像形成部と、前記データに基づいて前記被検眼における所定の部位間の眼内距離を求める眼内距離算出部と、前記眼内距離算出部により求められた前記眼内距離に基づいて、前記画像形成部により形成された前記断層像を補正する画像補正部と、を含む眼科情報処理装置である。
　いくつかの実施形態に係る第１５態様では、第１４態様において、前記画像形成部は、前記光スキャナにより偏向された測定光の複数の進行方向に対応した複数の断層像を形成し、前記画像補正部は、前記画像形成部により形成された前記複数の断層像のそれぞれを前記眼内距離に基づいて補正し、補正された前記複数の断層像が前記測定光の進行方向に対応する方向に沿って配置された補正画像を生成する。
　いくつかの実施形態に係る第１６態様では、第１５態様において、前記画像補正部は、各断層像における前記所定の部位間の距離が一定値になるように前記複数の断層像のそれぞれを補正する。
　いくつかの実施形態に係る第１７態様では、第１４態様において、前記画像形成部は、測定光の第１進行方向に対応した前記被検眼の第１断層像と、前記光スキャナにより偏向された前記測定光の第２進行方向に対応した前記被検眼の第２断層像とを形成し、前記画像補正部は、前記第１断層像及び前記第２断層像のそれぞれを前記眼内距離に基づいて補正し、補正された前記第１断層像が前記第１部位を通過し前記第１進行方向に相当する方向に沿うように配置され、補正された前記第２断層像が前記第１部位を通過し前記第２進行方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する。
　本発明によれば、画角が大きい場合でも被検眼の断層像の歪みを高精度に補正することが可能な眼科装置、及び眼科情報処理装置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示す概略図である。 実施形態に係る眼科装置の構成の一例を示す概略図である。 実施形態に係る眼科装置の動作の一例を表すフローチャートである。 実施形態に係る眼科装置の動作の一例を表すフローチャートである。 実施形態に係る眼科装置の動作の一例を表すフローチャートである。 実施形態に係る眼科装置の動作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の動作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の動作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の動作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の動作の一例を表すフローチャートである。
　この発明に係る眼科装置、及び眼科情報処理装置の実施形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、実施形態において、この明細書において引用されている文献に記載された技術を任意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、光コヒーレンストモグラフィを用いて前眼部から後眼部までの広い範囲を光ビームでスキャンして所定データの分布（例：画像、層厚分布、病変分布）を取得することが可能である。このような眼科装置の例として高コヒーレンス長の光源を用いた光干渉断層計などがある。
　実施形態に係る眼科情報処理装置は、上記の眼科装置により光コヒーレンストモグラフィを用いて取得された被検眼のデータに基づいて被検眼の眼内距離を求め、求められた眼内距離に基づいて被検眼の断層像の歪みを補正することが可能である。いくつかの実施形態では、このような眼科情報処理装置の機能の少なくとも一部は、上記の眼科装置に含まれる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置は、眼底に固視標を投影する機能を備える。固視標には、内部固視標や外部固視標を用いることができる。
　以下、特に明記しない限り、被検者から見て左右方向をＸ方向とし、上下方向をＹ方向とし、前後方向（奥行き方向）をＺ方向とする。Ｘ方向、Ｙ方向及びＺ方向は、３次元直交座標系を定義する。
＜構成＞
　図１に、実施形態に係る眼科装置の概略構成を示す。眼科装置１は、光コヒーレンストモグラフィを用いて被検眼Ｅの前眼部や後眼部を光でスキャンすることによりデータを収集し、収集されたデータに基づいて被検眼Ｅの画像を取得する。図１では、被検眼Ｅの２次元断層像又は３次元画像、正面画像が得られる。
　眼科装置１は、装置光学系１００と、制御ユニット２００と、画像形成ユニット２２０と、データ処理ユニット２３０と、操作ユニット２４０と、表示ユニット２５０とを含む。装置光学系１００は、光コヒーレンストモグラフィにより被検眼Ｅのデータを取得するための光学系を含む。制御ユニット２００は、画像形成ユニット２２０と、データ処理ユニット２３０と、操作ユニット２４０と、表示ユニット２５０とを制御する。
　装置光学系１００は、照明光学系１０と、観察光学系２０と、光スキャナ３０と、干渉光学系４０とを含む。装置光学系１００は、上記の光学系の光路を分離したり他の光学系と結合したりするための光路結合分離部材としての光学素子Ｍ１、Ｍ２を含む。
　光学素子Ｍ１は、照明光学系１０の光路とそれ以外の光学系（観察光学系２０、光スキャナ３０、干渉光学系４０）の光路とを結合したり、被検眼Ｅからの戻り光の光路を照明光学系１０の光路とそれ以外の光学系の光路とに分離したりする。光学素子Ｍ１は、照明光学系１０の光軸がそれ以外の光学系の光軸と略同軸になるように、これら光学系を結合することが望ましい。
　光学素子Ｍ２は、観察光学系２０の光路とそれ以外の光学系（光スキャナ３０、干渉光学系４０）の光路とを結合したり、被検眼Ｅからの戻り光の光路を観察光学系２０の光路とそれ以外の光学系の光路とに分離したりする。光学素子Ｍ２は、観察光学系１０の光軸が光スキャナ３０の光軸と略同軸になるように、これら光学系を結合することが望ましい。
　いくつかの実施形態に係る装置光学系１００は、被検眼Ｅと光学素子Ｍ１との間に対物レンズが配置される。すなわち、装置光学系１００は、各光学系に共通の対物レンズを含んでもよい。
（照明光学系１０）
　照明光学系１０は、被検眼Ｅの前眼部又は眼底Ｅｆを照明する。照明光学系１０は、照明光源やレンズなどを含む。
　照明光学系１０からの照明光は、光学素子Ｍ１により反射され、被検眼Ｅに導かれる。被検眼Ｅからの照明光の戻り光（反射光）は、光学素子Ｍ１を透過し、光学素子Ｍ２により反射され、観察光学系２０に導かれる。
　いくつかの実施形態では、光学素子Ｍ１は、照明光学系１０の光路とそれ以外の光路とを結合する孔開きミラーである。孔開きミラーには、光スキャナ３０（干渉光学系４０）の光軸が通過する孔部が形成されている。例えば、孔開きミラーの孔部は、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に略共役な位置に配置される。照明光学系１０からの照明光は、孔開きミラーに形成された孔部の周辺部で反射され、被検眼Ｅに導かれる。被検眼Ｅからの照明光の戻り光は、孔開きミラーに形成されている孔部を通過し、光学素子Ｍ２により反射され、観察光学系２０に導かれる。
　いくつかの実施形態では、光学素子Ｍ２は、ダイクロイックミラーである。
（観察光学系２０）
　観察光学系２０は、照明光学系１０からの照明光により照明されている被検眼Ｅの前眼部又は眼底Ｅｆを観察するために用いられる。
　観察光学系２０は、接眼レンズ及び撮像素子の少なくとも一方を含む。接眼レンズは、被検眼Ｅの肉眼観察に用いられる。撮像素子は、被検眼Ｅの正面画像の取得に用いられる。撮像素子を用いて取得された画像は、撮像素子からの信号を受けた制御ユニット２００が表示ユニット２５０を制御することによって図示しない表示部等に表示される。
（光スキャナ３０）
　光スキャナ３０は、干渉光学系４０からの光を偏向し、偏向された光を光学素子Ｍ２に導く。光スキャナ３０は、被検眼Ｅにおける所定部位と光学的に略共役な位置に配置される。所定部位として、瞳孔中心位置、瞳孔重心位置などがある。それにより、干渉光学系４０からの測定光は、被検眼Ｅにおける所定部位をスキャン中心位置として偏向される。いくつかの実施形態では、光スキャナ３０は、被検眼Ｅにおける任意の部位と光学的に略共役な位置に配置可能である。
　いくつかの実施形態では、光スキャナ３０は、１軸の偏向部材又は互いに直交する２軸の偏向部材を含む。偏向部材の例として、ガルバノミラー、ポリゴンミラー、回転ミラー、ダボプリズム、ダブルダボプリズム、ローテーションプリズム、ＭＥＭＳミラースキャナーなどがある。２軸の偏向部材が用いられる場合、高速スキャン用の偏向部材（例えばポリゴンミラー）と低速スキャン用の偏向部材（例えばガルバノミラー）とを組み合わせることができる。光スキャナ３０は、偏向された光を被検眼Ｅに投射するための光学素子を更に含んでもよい。
　光スキャナ３０は、後述の制御ユニット２００からの制御を受け、干渉光学系４０からの光を偏向することが可能である。それにより、干渉光学系４０からの光の被検眼Ｅにおける照射位置がＸ方向及びＹ方向の少なくとも１つの方向に変更される。
　光スキャナ３０により偏向された光は、光学素子Ｍ２を透過し、光学素子Ｍ１に導かれ、光学素子Ｍ１を透過し、被検眼Ｅに導かれる。被検眼Ｅからの戻り光は、光学素子Ｍ１を透過し、光学素子Ｍ２を透過し、光スキャナ３０に導かれる。光学素子Ｍ１が孔開きミラーである場合、光スキャナ３０からの光は、孔開きミラーに形成された孔部を通過し、被検眼Ｅからの戻り光も同様に、当該孔部を通過して光学素子Ｍ２に導かれる。
（干渉光学系４０）
　干渉光学系４０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３０を経由した測定光の被検眼Ｅからの戻り光と参照光とを重ね合わせて得られる干渉光を検出器に導く。干渉光学系４０は、例えばスウェプトソースタイプ又はスペクトラルドメインタイプのＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）を実行可能な光学系を含む。以下、実施形態に係る干渉光学系４０は、スウェプトソースタイプのＯＣＴを実行可能である場合について説明する。
　実施形態に係る干渉光学系４０は、出射光の波長を掃引（走査）可能な波長掃引型（波長走査型）光源であるＯＣＴ光源を含む。波長掃引型光源には、例えば、共振器を含み、所定の中心波長を有する光を発するレーザー光源が用いられる。波長掃引型光源は、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。
　実施形態に係るＯＣＴ光源は、高コヒーレンスな（コヒーレンス長が長い）波長掃引光源である。実施形態に係るＯＣＴ光源は、後述の制御ユニット２００からの制御を受け、波長の掃引周波数（掃引速度）、掃引開始波長、掃引終了波長、掃引波長範囲などを変更可能である。例えば、制御ユニット２００は、波長の掃引周波数を変更することにより深度範囲が異なる複数の断層像を画像形成ユニット２２０に形成させることが可能である。
　いくつかの実施形態では、ＯＣＴ光源から出力される光は、例えば、１０４０～１０６０ｎｍ程度（例えば、１０５０ｎｍ）の中心波長を有し、５０ｎｍ程度の波長幅を有する近赤外光である。
　ＯＣＴ光源から出力された光は、光ファイバによりファイバカプラに導かれて測定光と参照光とに分割される。測定光は、光ファイバにより導光され、ファイバ端部から出射され、コリメートレンズにより平行光束となり、光スキャナ３０に導かれる。この光ファイバのファイバ端部は、例えば、被検眼Ｅの眼底Ｅｆと光学的に略共役な位置である眼底共役位置又はその近傍に配置されている。測定光は、光スキャナ３０により偏向され、光学素子Ｍ２を透過し、光学素子Ｍ１を透過し、被検眼Ｅに導かれる。例えば、眼底Ｅｆに照射された測定光は、例えば、眼底Ｅｆなどの測定部位において散乱、反射される。この散乱光及び反射光をまとめて測定光の戻り光と称することがある。測定光の戻り光は、同じ経路を逆向きに進行して上記のファイバカプラに導かれる。
　一方、参照光は、光ファイバにより導光され、参照光の光路に沿って移動可能な参照ミラーにより反射され、その反射光は再び上記のファイバカプラに導かれる。いくつかの実施形態では、参照光の光路には、偏波調整器（偏波コントローラ）や、分散補償用の光学素子（ペアプリズム等）や、偏光補正用の光学素子（波長板等）や、光減衰器（アッテネータ）が設けられている。偏波調整器は、例えば、ループ状にされた光ファイバに対して外部から応力を与えることで、当該光ファイバ内を通過している参照光の偏光状態を調整する。光減衰器は、制御ユニット２００の制御の下で光ファイバを通過している参照光の光量を調整する。
　測定光の戻り光と参照ミラーにより反射された参照光が入射する上記のファイバカプラは、測定光の戻り光と参照光とを合波する。これにより生成された干渉光は、光ファイバにより検出器に導光される。このとき、別のファイバカプラにより所定の分岐比（例えば５０：５０）で干渉光を分岐して一対の干渉光が生成される。一対の干渉光は、検出器（バランスドフォトダイオード）により検出される。
　検出器は、一対の干渉光を検出した結果（検出信号）を図示しないＤＡＱ（Ｄａｔａ　Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ　Ｓｙｓｔｅｍ）に送る。ＤＡＱには、ＯＣＴ光源からクロックが供給される。このクロックは、波長可変光源により所定の波長範囲内にて掃引される各波長の出力タイミングに同期して生成される。ＤＡＱは、このクロックに基づいて検出信号をサンプリングする。サンプリング結果は、ＯＣＴ画像を形成するための画像形成ユニット２２０に送られる。
　いくつかの実施形態に係る装置光学系１００には、被検眼Ｅに対する装置光学系１００のアライメントを行うためのアライメント系、及び被検眼Ｅに対する装置光学系１００のフォーカシングを行うためのフォーカス系のうちの少なくとも１つを含む。
（制御ユニット２００）
　制御ユニット２００は、制御部２０１と、記憶部２０２とを含む。制御部２０１の機能は、例えばプロセッサにより実現される。この明細書において、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））等の回路により実現される。記憶部２０２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あらかじめ格納される。このコンピュータプログラムには、各種の光源制御用プログラム、光スキャナ制御用プログラム、各種の検出器制御用プログラム、画像形成用プログラム、データ処理用プログラム及びユーザインターフェイス用プログラムなどが含まれる。このようなコンピュータプログラムに従って制御部２０１が動作することにより、制御ユニット２００は制御処理を実行する。
　記憶部２０２は、各種のデータを記憶する。記憶部２０２に記憶されるデータとしては、干渉光学系４０を用いて取得されたＯＣＴデータ等の被検眼のデータやＯＣＴ画像や被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者ＩＤや氏名などの被検者情報や、左眼／右眼の識別情報や、電子カルテ情報などを含む。
（画像形成ユニット２２０）
　画像形成ユニット２２０は、干渉光学系４０により得られた干渉光の検出結果に基づいて、光スキャナ３０により偏向された測定光の進行方向に沿った被検眼Ｅの断層像（Ａスキャン画像）を形成する。画像形成ユニット２２０は、光スキャナ３０により偏向された測定光の複数の進行方向に対応した複数の断層像を形成することができる。すなわち、画像形成ユニット２２０は、第１進行方向に対応した被検眼Ｅの第１断層像と、光スキャナ３０により偏向された測定光の第２進行方向に対応した被検眼Ｅの第２断層像とを形成することができる。画像形成ユニット２２０は、例えば従来のＯＣＴと同様に、検出器から入力される受光信号と、制御ユニット２００から入力される画素位置信号とに基づいて、被検眼Ｅの断層像を形成する。
　また、画像形成ユニット２２０は、測定光の進行方向に沿った被検眼Ｅの断層像（Ａスキャン画像）から、公知の手法によりＢスキャン画像やＣスキャン画像を形成することができる。例えば、画像形成ユニット２２０は、例えば一連の波長走査毎に（Ａライン毎に）、干渉光の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し、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ことが可能である。
　画像形成ユニット２２０は、画像形成用プログラムを記憶した記憶装置と、この画像形成用プログラムに従って動作するプロセッサとを含む。
（データ処理ユニット２３０）
　データ処理ユニット２３０は、制御ユニット２００からの制御を受け、装置光学系１００を用いて得られた受光結果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、データ処理ユニット２３０は、画像の輝度補正や分散補正等の補正処理を実行する。いくつかの実施形態では、データ処理ユニット２３０は、画像解析、画像評価、診断支援などのデータ処理を実行する。また、データ処理ユニット２３０は、断層像に対して各種の画像処理や解析処理を施す。データ処理ユニット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することにより、被検眼Ｅのボリュームデータ（ボクセルデータ）を形成することができる。ボリュームデータに基づく画像を表示させる場合、データ処理ユニット２３０は、このボリュームデータに対してレンダリング処理を施して、特定の視線方向から見たときの擬似的な３次元画像を形成する。
　データ処理ユニット２３０は、干渉光学系４０により得られた干渉光の検出結果に基づいて被検眼Ｅにおける所定の部位間の眼内距離を求め、求められた眼内距離に基づいて、画像形成ユニット２２０により形成された断層像を補正する。
　図２に、図１のデータ処理ユニット２３０の構成例のブロック図を示す。データ処理ユニット２３０は、眼内距離算出部２３１と、画像補正部２３２とを含む。
　眼内距離算出部２３１は、干渉光学系４０により得られた干渉光の検出結果に基づいて被検眼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２３１は、干渉光学系４０により得られた干渉光の検出結果を解析することにより眼内の所定部位に相当する干渉光のピーク位置を特定し、特定されたピーク位置間の距離に基づいて上記の眼内距離を求める。所定の部位間の眼内距離としては、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２３１は、角膜頂点に相当するピーク位置から網膜に相当するピーク位置までの距離に基づいて眼軸長を求める。眼内距離として測定光のスキャン中心位置から網膜までの距離が求められる場合、眼内距離算出部２３１は、スキャン中心位置を特定し、特定されたスキャン中心位置から網膜に相当するピーク位置までの距離に基づいて眼内距離を求める。
　画像補正部２３２は、光スキャナ３０により変更された画角に応じて断層像を補正する。光スキャナ３０は、測定光の偏向角度を変更することにより画角を変更する。それにより、測定光の偏向角度（スキャン角度）によって異なるスキャン長に応じた断層像の補正が可能になる
　具体的には、画像補正部２３２は、眼内距離算出部２３１により求められた眼内距離に基づいて、画像形成ユニット２２０により形成された断層像を補正することにより、補正画像を生成する。それにより、測定光の偏向角度（スキャン角度）によって異なるスキャン長を実質的に求め、求められたスキャン長に応じた断層像の補正が可能になる。従って、被検眼Ｅの眼球光学系の収差に応じて断層像を補正することができるため、被検眼Ｅに応じた断層像の歪みを高精度に補正することができる。
　いくつかの実施形態では、画像補正部２３２は、Ａスキャン毎に断層像を補正し、補正された複数の断層像が干渉光学系４０の光軸方向に対応する方向に沿って配置された補正画像を生成する。干渉光学系４０の光軸方向（測定光の進行方向）に対応する方向として、当該光軸方向に直交する方向がある。画像補正部２３２による補正処理には、眼内距離に基づく画素値の合成処理、間引き処理、伸張処理などがある。それにより、被検眼Ｅの眼球光学系の収差に応じて補正されたＢスキャン画像を取得することができる。いくつかの実施形態では、画像補正部２３２は、眼内距離算出部２３１により複数のＡスキャン単位で求められた眼内距離に基づいて断層像を補正する。
　いくつかの実施形態では、画像補正部２３２は、各断層像における所定の部位間の距離が一定値になるように複数の断層像のそれぞれを補正する。それにより、被検眼Ｅの眼球光学系の収差が補償されたＢスキャン画像（Ｃスキャン画像）を取得することができる。
　いくつかの実施形態では、画像補正部２３２は、偏向角度が異なる複数のＡスキャン画像それぞれを眼内距離に基づいて補正する。画像補正部２３２は、補正された複数のＡスキャン画像がスキャン中心位置を通過し各Ａスキャン画像のスキャン方向に沿うように配置された補正画像を生成する。すなわち、画像補正部２３２は、測定光の複数の進行方向に対応した複数の断層像のそれぞれを眼内距離に基づいて補正し、補正された複数の断層像がスキャン中心位置を通過し各断層像のスキャン方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する。例えば、画像補正部２３２は、測定光の第１進行方向に対応した第１断層像及び測定光の第２進行方向に対応した第２断層像のそれぞれを眼内距離に基づいて補正する。画像補正部２３２は、補正された第１断層像がスキャン中心位置を通過し第１進行方向に相当する方向に沿うように配置され、補正された第２断層像がスキャン中心位置を通過し第２進行方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する。それにより、被検眼Ｅの眼内の形状に対応した補正画像を取得することが可能になる。
　データ処理ユニット２３０は、制御ユニット２００と同様に、制御部と、記憶部とを含み、記憶部にあらかじめ格納されたコンピュータプログラムに従って制御部が動作することによりデータ処理を実行する。
　いくつかの実施形態では、眼科情報処理装置が、装置光学系１００により得られた干渉光の検出結果に対して上記の処理を行う。例えば、眼科情報処理装置は、画像形成ユニット２２０と、データ処理ユニット２３０と、操作ユニット２４０と、表示ユニット２５０と、これらを制御するための制御ユニットとを含む。眼科情報処理装置に含まれる制御ユニットは、制御ユニット２００の上記の機能のうち画像形成ユニット２２０と、データ処理ユニット２３０と、操作ユニット２４０と、表示ユニット２５０とを制御する機能を有する。
（操作ユニット２４０）
　操作ユニット２４０は、眼科装置１に対してユーザが指示を入力するために使用される。操作ユニット２４０は、コンピュータに用いられる公知の操作デバイスを含んでよい。例えば、操作ユニット２４０は、マウスやタッチパッドやトラックボール等のポインティングデバイスを含んでよい。また、操作ユニット２４０は、キーボードやペンタブレット、専用の操作パネルなどを含んでよい。
（表示ユニット２５０）
　表示ユニット２５０は、液晶ディスプレイなどの表示部を備え、制御ユニット２００からの制御を受け、画像などの各種情報を表示する。表示ユニット２５０と操作ユニット２４０は、それぞれ個別のユニット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。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置１には、装置光学系１００を３次元的に（Ｘ方向、Ｙ方向、Ｚ方向に）移動する光学系移動部（図示せず）が設けられている。それにより、被検眼Ｅと装置光学系１００とを相対的に移動することが可能である。光学系移動部は、図１に示す装置光学系１００のうち一部の光学系だけを移動するものであってもよい。光学系移動部には、移動対象の光学系（例えば、装置光学系１００）を保持する保持部材と、この保持部材を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。アクチュエータは、例えばパルスモータにより構成される。伝達機構は、例えば歯車の組み合わせやラック・アンド・ピニオンなどによって構成される。制御ユニット２００は、光学系移動部を制御して、装置光学系１００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。例えば、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１００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１００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。
　スキャン中心位置又は瞳孔中心は、実施形態に係る「第１部位」の一例である。画像形成ユニット２２０は、実施形態に係る「画像形成部」の一例である。制御ユニット２００又は制御部２０１は、実施形態に係る「制御部」の一例である。光スキャナ３０は、実施形態に係る「画角変更部」の一例である。
＜動作例＞
　実施形態に係る眼科装置１の動作の例を説明する。
　図３、図４、及び図５に、実施形態に係る眼科装置１の動作例の概要を示す。図３は、実施形態に係る眼科装置１の動作例のフロー図を表す。図４は、図３のステップＳ２の動作例のフロー図を表す。図５は、図４のステップＳ１５の動作例のフロー図を表す。制御ユニット２００の記憶部２０２には、図３～図５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。制御ユニット２００の制御部２０１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３～図５に示す処理を実行する。
（Ｓ１：アライメント）
　まず、制御ユニット２００は、光学系移動部を制御し、装置光学系１００を初期位置に移動させる。その後、制御ユニット２００は、被検眼Ｅに対して装置光学系１００の位置合わせを行うためのアライメントの実行を制御する。
　例えば、制御ユニット２００は、観察光学系２０を用いて取得された被検眼Ｅの眼底像（眼底Ｅｆの正面画像）を表示ユニット２５０の表示部に表示させる。制御ユニット２００は、操作ユニット２４０を用いてユーザにより指定された方向に装置光学系１００を移動するように光学系移動部を制御することが可能である。この場合、観察光学系２０は、照明光学系１０により照明されている被検眼Ｅの眼底像を取得する。
　いくつかの実施形態では、制御ユニット２００は、図示しない前眼部撮影系により得られた被検眼Ｅの前眼部像を表示ユニット２５０の表示部に表示させる。制御ユニット２００は、操作ユニット２４０を用いてユーザにより指定された方向に装置光学系１００を移動するように光学系移動部を制御する。
　いくつかの実施形態では、制御ユニット２００は、図示しないアライメント光源からの光を被検眼Ｅに投射し、その戻り光に対応した像に基づいて光学系移動部を制御することにより、被検眼Ｅに対する装置光学系１００の位置合わせを実行する。
　いくつかの実施形態では、制御ユニット２００は、図示しない２以上のカメラを用いて互いに異なる方向から被検眼Ｅの前眼部を撮影させ、視差が設けられた２以上の画像から被検眼Ｅの位置を特定させる。制御ユニット２００は、特定された被検眼Ｅの位置に基づいて光学系移動部を制御することにより、被検眼Ｅに対する装置光学系１００の位置合わせを実行する。
　制御ユニット２００は、アライメント完了後に、ピント調整を行い、トラッキングを開始させることが可能である。
　制御ユニット２００は、観察光学系２０により得られた眼底像の合焦状態（ぼけ具合）を特定し、特定された合焦状態が所望の合焦状態となるように装置光学系１００等を移動させることでピント調整を行うことが可能である。また、制御ユニット２００は、２以上のカメラを用いて互いに異なる方向から前眼部を撮影し、視差が設けられた２以上の画像から合焦状態を特定し、特定された合焦状態が所望の合焦状態となるように装置光学系１００のＺ方向の移動量を求めてもよい。
　また、制御ユニット２００は、観察光学系２０を用いて被検眼Ｅの画像を反復的に取得し、所定のタイミングで取得された画像中の特徴部位を特定させる。制御ユニット２００は、特定された特徴部位の位置が変更したときのずれ量がキャンセルされるように光学系移動部を制御することによりトラッキングを行うことが可能である。
（Ｓ２：断層像を取得）
　次に、制御ユニット２００は、干渉光学系４０を用いてＯＣＴを実行し、被検眼Ｅの断層像を画像形成ユニット２２０に形成させる。ステップＳ２では、上記のように被検眼Ｅの眼内距離を求め、求められた眼内距離に基づいて補正された断層像が取得される。ステップＳ２の詳細については後述する。
（Ｓ３：断層像を表示）
　続いて、制御ユニット２００は、ステップＳ２において取得された断層像を表示ユニット２５０の表示部に表示させる。以上で、眼科装置１の動作は終了である（エンド）。
　図３のステップＳ２では、図４に示すような処理が実行される。なお、図４では、光スキャナ３０に対して走査条件（走査開始位置、走査終了位置、走査エリア、走査パターン）が既に設定されているものとする。また、干渉光学系４０のＯＣＴ光源に対して波長掃引条件（掃引開始波長、掃引終了波長、掃引波長範囲）が既に設定されているものとする。
（Ｓ１１：光スキャナを動作開始）
　制御ユニット２００は、光スキャナ３０を制御することにより測定光の偏向動作を開始させる。光スキャナ３０は、事前に設定された走査条件に対応した偏向角度範囲での偏向動作を開始する。
（Ｓ１２：ＯＣＴ光源を点灯開始）
　制御ユニット２００は、干渉光学系４０のＯＣＴ光源を制御することにより出力光の出射を開始させる。ＯＣＴ光源は、事前に設定された波長掃引条件に対応した出力光の波長掃引動作を開始する。
（Ｓ１３：干渉データを取得）
　干渉光学系４０は、上記のようにＯＣＴ光源からの光に基づいて生成された測定光を光スキャナ３０を介して被検眼Ｅに投射し、参照光と被検眼Ｅからの測定光の戻り光との干渉光を生成し、生成された干渉光を検出する。干渉光の検出結果は、干渉データとして取得される。
（Ｓ１４：断層像を形成）
　制御ユニット２００は、ステップＳ１３において取得された干渉データに基づいて、公知の手法により被検眼Ｅの断層像を画像形成ユニット２２０に形成させる。ステップＳ１４では、少なくとも１つのＢスキャン画像が形成される。
（Ｓ１５：断層像を補正）
　制御ユニット２００は、データ処理ユニット２３０を制御することにより、ステップＳ１４において形成された断層像に対し被検眼Ｅの眼球光学系の収差に対応した補正を施す。ステップＳ１５の詳細については後述する。
（Ｓ１６：ＯＣＴ光源を消灯）
　制御ユニット２００は、干渉光学系４０のＯＣＴ光源を制御することにより出力光の出射を停止させる。ＯＣＴ光源は、出力光の波長掃引動作を停止する。以上で、図３のステップＳ２は終了である（エンド）。
　図４のステップＳ１５では、図５に示すような処理が実行される。
（Ｓ２１：各部位の位置を特定）
　制御ユニット２００は、図４のステップＳ１４において取得された断層像をデータ処理ユニット２３０に解析させる。眼内距離算出部２３１は、Ａスキャンライン毎に各部位のＺ方向（深度方向）の位置を特定する。例えば、眼内距離算出部２３１は、ステップＳ１４において取得されたＢスキャン画像に基づいて、Ａスキャンライン毎に各部位のＺ方向の位置を特定する。
　図６Ａ及び図６Ｂに、実施形態に係る眼内距離算出部２３１の動作説明図を示す。図６Ａ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６Ｂは、図６Ａ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。
　光スキャナ３０により偏向された測定光は、図６Ａに示すように被検眼Ｅの瞳孔に対して様々な入射角度で入射される。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。
　例えば、図６Ａの測定光ＬＳ１を用いて得られた干渉データは、図６ＢのＡスキャン画像ＩＭａ１の生成に用いられる。同様に、測定光ＬＳ２を用いて得られた干渉データは、Ａスキャン画像ＩＭａ２の生成に用いられ、測定光ＬＳ３を用いて得られた干渉データは、Ａスキャン画像ＩＭａ３の生成に用いられる。
　この実施形態では、眼内距離算出部２３１は、Ａスキャンライン毎に、角膜前面に相当する角膜前面位置ＣＦ、角膜後面に相当する角膜後面位置ＣＢ、水晶体前面に相当する水晶体前面位置ＬＦ、水晶体後面に相当する水晶体後面位置ＬＢ、網膜に相当する網膜位置Ｒを特定する。
　図７に、図４のステップＳ１４において取得された断層像の一例を模式的に示す。ステップＳ１４において、Ｎ（Ｎは２以上の整数）ラインのＡスキャン画像により構成されるＢスキャン画像が取得されたものとする。図７において、縦方向はＡスキャン方向を表し、横方向はＢスキャン方向を表す。なお、図７では、瞳位置（瞳孔中心位置）Ｐが図示されている。
　Ａスキャンラインの位置をｎ（１≦ｎ≦Ｎ、ｎは整数）で表すと、眼内距離算出部２３１は、Ａスキャンライン「ｎ」について、角膜前面位置ＣＦ（ｎ）、角膜後面位置ＣＢ（ｎ）、水晶体前面位置ＬＦ（ｎ）、水晶体後面位置ＬＢ（ｎ）、網膜位置Ｒ（ｎ）を特定する。
（Ｓ２２：瞳位置を特定）
　眼内距離算出部２３１は、ステップＳ２１において特定された各部位の位置から瞳位置Ｐを特定する。
　眼内距離算出部２３１は、Ａスキャンライン毎に、瞳位置Ｐを特定することが可能である。例えば、眼内距離算出部２３１は、模型眼における各部位の位置関係に基づいて、角膜前面位置ＣＦ（ｎ）、水晶体前面位置ＬＦ（ｎ）、及び水晶体後面位置ＬＢ（ｎ）から瞳位置Ｐ（ｎ）を特定する。
（Ｓ２３：眼内距離を特定）
　眼内距離算出部２３１は、ステップＳ２１において特定された各部位の位置とステップＳ２２において特定された瞳位置から眼内距離を特定する。眼内距離算出部２３１は、Ａスキャンライン毎に、眼内距離を特定することが可能である。例えば、眼内距離算出部２３１は、瞳位置Ｐから網膜位置Ｒまでの眼内距離Ｔを眼軸長として特定する。この場合、眼内距離算出部２３１は、瞳位置Ｐ（ｎ）と網膜位置Ｒ（ｎ）との眼内距離Ｔ（ｎ）を特定する。
（Ｓ２４：眼内距離に基づいて断層像を補正）
　画像補正部２３２は、ステップＳ２３において特定された眼内距離に基づいて、ステップＳ１４において取得された断層像を補正する。画像補正部２３２は、各Ａスキャン画像における眼内距離Ｔ（ｎ）が一定値になるように、ステップＳ１４において取得された各Ａスキャン画像を補正することができる。いくつかの実施形態では、眼内距離算出部２３１は、Ｂスキャン方向に眼内距離Ｔ（ｎ）の平均値を求める。画像補正部２３２は、求められた眼内距離Ｔ（ｎ）の平均値になるように、ステップＳ１４において取得された各Ａスキャン画像を補正することができる。以上で、図４のステップＳ１５は終了である（エンド）。
　図８に、実施形態に係る眼科装置１の動作説明図を示す。図８は、眼内距離が一定値になるように断層像が補正された場合の補正画像の一例を模式的に表す。
　図４のステップＳ１４において取得された断層像ＩＭＧ１は、ステップＳ２４における画像補正処理により断層像ＩＭＧ２に補正される。ステップＳ２４では、各Ａスキャン画像が、瞳位置Ｐから網膜位置Ｒまでの距離が一定である補正画像が生成される。この場合、測定光の偏向角度にかかわらず、眼内距離が一定値になるように補正したので、被検眼Ｅの断層構造を容易に把握することができるようになる。
＜変形例＞
（第１変形例）
　眼内距離算出部２３１による眼内距離算出処理は、図７に示す処理に限定されるものではない。
　図９に、実施形態の第１変形例に係る眼内距離算出部の動作説明図を示す。
　第１変形例に係る眼内距離算出部は、ステップＳ１４において取得された断層像に対して、Ｂスキャン方向の各ラインについて分散値を求め、輝度値が閾値以上で、且つ分散値が最小のラインを瞳位置Ｐとして特定する。眼内距離算出部は、実施形態と同様に、各Ａスキャンラインにおける網膜位置Ｒ（ｎ）を特定する。
　眼内距離算出部は、特定された瞳位置Ｐと網膜位置Ｒとの距離Ｑを求め、求められた距離Ｑと測定光が通過する媒質の屈折率とに基づいて眼内距離Ｔを求める。例えば、眼内距離算出部は、距離Ｑと媒質（角膜、水晶体、房水、硝子体等）の屈折率の平均値とを乗算することにより眼内距離Ｔを求めることができる。
　例えば、記憶部２０２には、グルストランドの模型眼やＳａｎｚ　＆　Ｎａｖａｒｒｏ等の模型眼における眼球の構造を示す形状情報や屈折率情報などの模型眼データ（光学パラメータ）があらかじめ記憶される。眼内距離算出部は、記憶部２０２に記憶された模型眼データを用いて眼内距離を算出することが可能である。例えば、眼内距離算出部は、距離Ｑと模型眼データの屈折率（例えば、１．３７５）とを乗算することにより眼内距離Ｔを求める。
　第１変形例に係る画像補正部は、以上のようにして求められた眼内距離Ｔに基づいて断層像を補正する。すなわち、画像補正部は、被検眼Ｅにおける測定光の通過部位に対応した１以上の光学パラメータを用いて断層像を補正する。
（第２変形例）
　画像補正部２３２による画像補正処理は、図８に示すような処理に限定されるものではない。
　図１０Ａ及び図１０Ｂに、実施形態の第２変形例に係る画像補正部の動作説明図を示す。図１０Ａは、第２変形例に係る眼内距離算出部によるスキャン中心位置の特定処理の説明図を表す。図１０Ｂは、第２変形例に係る画像補正部による画像補正処理の説明図を表す。
　第２変形例に係る眼内距離算出部は、第１変形例と同様に、ステップＳ１４において取得された断層像に対して、Ｂスキャン方向の各ラインについて分散値を求め、輝度値が閾値以上で、且つ分散値が最小のラインを瞳位置Ｐとして特定する。眼内距離算出部は、瞳位置Ｐにおけるスキャン中心位置Ｃｓ´を特定する。例えば、眼内距離算出部は、瞳位置ＰにおけるＢスキャン方向の中心位置をスキャン中心位置Ｃｓ´として特定する。また、眼内距離算出部は、被検眼Ｅの眼球光学系が模型眼と同様であると仮定して、模型眼データを用いてスキャン中心位置Ｃｓ´を特定してもよい。また、眼内距離算出部は、公知の光線追跡処理によりスキャン中心位置Ｃｓ´を特定してもよい。
　第２変形例に係る画像補正部は、図１０Ｂに示すように、複数のＡスキャン画像それぞれを対応する眼内距離に基づいて補正する。画像補正部は、補正された各断層像がスキャン中心位置Ｃｓ´を通過し当該測定光の進行方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する。具体的には、画像補正部は、第１進行方向の測定光を用いて形成された第１断層像及び第２進行方向の測定光を用いて形成された第２断層像のそれぞれを眼内距離に基づいて補正する。画像補正部は、補正された第１断層像がスキャン中心位置Ｃｓ´を通過し第１進行方向に相当する方向に沿うように配置され、補正された第２断層像がスキャン中心位置Ｃｓ´を通過し第２進行方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する。
　これにより、スキャン中心位置Ｃｓ´を中心に、補正された断層像が配置されるため、被検眼Ｅの実際の眼球構造を反映した補正画像を取得することが可能になる。
（第３変形例）
　上記のように、制御ユニット２００は、波長掃引光源における波長の掃引周波数を変更することにより、測定光の進行方向の深度範囲を変更することが可能である。例えば、第３変形例では、深度範囲が短い高精細な断層像を用いて正確に求められた眼内距離に基づいて、深度範囲が長い断層像が補正される。
　図１１に、実施形態の第３変形例に係る眼科装置の動作例の概要を示す。図１１は、第３変形例に係る眼科装置の動作例のフロー図を表す。制御ユニット２００の記憶部２０２には、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。制御ユニット２００の制御部２０１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１１に示す処理を実行する。なお、図１１では、事前にアライメントが完了しているものとする。
（Ｓ３１：低速モードに設定）
　まず、制御ユニット２００は、ＯＣＴ光源の動作モードを低速モードに設定する。それにより、ＯＣＴ光源は、低速モードに対応した波長の掃引周波数で出力波長が変化する出力光を出射する。
（Ｓ３２：断層像を取得）
　次に、制御ユニット２００は、干渉光学系４０を用いてＯＣＴを実行し、被検眼Ｅの断層像を画像形成ユニット２２０に形成させる。
（Ｓ３３：画像補正）
　続いて、制御ユニット２００は、眼内距離算出を制御することにより、ステップＳ３２において形成された断層像から眼内距離を算出させ、画像補正部を制御することにより、算出された眼内距離に基づいて補正画像を生成させる。画像補正部は、例えば、図１０Ｂに示すような補正画像を生成する。
（Ｓ３４：補正用データを作成）
　制御ユニット２００は、データ処理ユニット２３０を制御することにより、ステップＳ３３において生成された補正画像から補正用データを生成させる。例えば、データ処理ユニット２３０は、ステップＳ３３において生成された補正画像を解析することにより、角膜や網膜等の所定部位の形状情報（例えば、曲率又は眼内距離）を含む補正用データを生成する。
（Ｓ３５：高速モードに設定）
　次に、制御ユニット２００は、ＯＣＴ光源の動作モードを高速モードに設定する。それにより、ＯＣＴ光源は、高速モードに対応した波長の掃引周波数で出力波長が変化する出力光を出射する。ステップＳ３５では、ステップＳ３１より波長の掃引周波数が高い。
（Ｓ３６：前眼部の断層像を取得）
　続いて、制御ユニット２００は、例えばＯＣＴ光源の波長掃引範囲を変更することにより、被検眼Ｅの前眼部に対して干渉光学系４０を用いたＯＣＴを実行させる。制御ユニット２００は、干渉光学系４０により得られた干渉データを用いて被検眼Ｅの前眼部の断層像を画像形成ユニット２２０に形成させる。
（Ｓ３７：後眼部の断層像を取得）
　同様に、制御ユニット２００は、例えばＯＣＴ光源の波長掃引範囲を変更することにより、被検眼Ｅの後眼部に対して干渉光学系４０を用いたＯＣＴを実行させる。制御ユニット２００は、干渉光学系４０により得られた干渉データを用いて被検眼Ｅの後眼部の断層像を画像形成ユニット２２０に形成させる。
（Ｓ３８：補正用データを用いた画像補正）
　制御ユニット２００は、画像補正部を制御することにより、ステップＳ３４において生成された補正用データに基づいて、ステップＳ３６において取得された前眼部の断層像を補正させ、前眼部補正画像を生成させる。画像補正部は、ステップＳ３４において求められた曲率に合わせて所定部位の形状を変更するように前眼部の断層像を補正する。また、画像補正部は、ステップＳ３４において求められた眼内距離に基づいて前眼部の断層像を補正する。同様に、制御ユニット２００は、画像補正部を制御することにより、ステップＳ３４において生成された補正用データに基づいて、ステップＳ３７において取得された後眼部の断層像を補正させ、後眼部補正画像を生成させる。
（Ｓ３９：合成画像を表示）
　制御ユニット２００は、データ処理ユニット２３０を制御することにより合成画像を生成させる。データ処理ユニット２３０は、ステップＳ３３において生成された補正画像に、ステップＳ３６において生成された前眼部補正画像及びステップＳ３７において生成された後眼部補正画像の少なくとも一方を重ね合わせた合成画像を生成する。以上で、第３変形例に係る眼科装置の動作は終了である（エンド）。
　以上説明したように、第３変形例では、画像形成ユニット２２０は、測定光の進行方向の第１深度範囲の被検眼Ｅの断層像（第３断層像）と、第１深度範囲を含み第１深度範囲より長い第２深度範囲の被検眼Ｅの断層像（第４断層像）とを形成する。第１深度範囲の断層像は、第２深度範囲の断層像より高精細な画像である。例えば、データ処理ユニット２３０は、第１深度範囲の断層像を解析することにより補正用データを生成する。補正用データは、第１深度範囲の断層像を解析することにより得られた眼内距離であってよい。画像補正部は、補正用データ（例えば、眼内距離）に基づいて、第２深度範囲の断層像を補正する。
　それにより、深度範囲が短く高精細な断層像から得られた補正用データを用いて、深度範囲が長く低画質な断層像を補正することができるので、低画質の断層像に対して高精度な補正を行うことができるようになる。
（第４変形例）
　実施形態又はその変形例では、光スキャナ３０により測定光の偏向角度を変更することにより画角を変更する場合について説明したが、実施形態にかかる眼科装置の構成はこれに限定されるものではない。
　例えば、眼科装置は、屈折力が異なる対物レンズを切り替えることにより画角を変更してもよい。この場合でも、画像補正部は、対物レンズの屈折力を切り替えることにより変更された画角に応じて、上記の実施形態又はその変形例と同様に断層像を補正することが可能である。
　所定の対物レンズにより第１画角が設定されているとき、制御ユニット２００は、光スキャナ３０に測定光で被検眼Ｅをスキャンさせ、被検眼の第１範囲を表す第１画像を画像形成ユニット２２０に形成させる。更に、制御ユニット２００は、上記のように眼内距離に基づいて第１画像を画像補正部に補正させ、補正された第１画像を表示ユニット２５０の表示部に表示させる。一方、対物レンズを切り替えることにより第１画角より狭い第２画角が設定されているとき、制御ユニット２００は、光スキャナ３０に測定光で被検眼Ｅをスキャンさせ、被検眼Ｅの第２範囲を表す第２画像を画像形成ユニット２２０に形成させる。更に、制御ユニット２００は、形成された第２画像を表示ユニット２５０の表示部に表示させる。
　すなわち、画角が広くなると画質が劣化するため、広い画角で取得された断層像に対して上記の実施形態又はその変形例と同様に補正し、より狭い画角で取得された断層像に対して上記の補正を行わない。
　また、例えば、眼科装置は、装置光学系を被検眼Ｅの瞳孔を中心に旋回させることにより画角を変更してもよい。この場合でも、画像補正部は、装置光学系を旋回させることにより変更された画角に応じて、上記の実施形態又はその変形例と同様に断層像を補正することが可能である。
＜作用・効果＞
　実施形態に係る眼科装置の効果について説明する。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置（１）は、光スキャナ（３０）と、干渉光学系（４０）と、画像形成部（画像形成ユニット２２０）と、眼内距離算出部（２３１）と、画像補正部（２３２）と、制御部（制御ユニット２００、制御部２０１）とを含む。光スキャナは、被検眼Ｅにおける第１部位（スキャン中心位置、瞳孔中心）と光学的に略共役な位置に配置される。干渉光学系は、光源（ＯＣＴ光源）からの光を参照光と測定光とに分割し、光スキャナを介して測定光を被検眼に照射し、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光を光スキャナを介して検出する。画像形成部は、干渉光学系により得られた干渉光の検出結果に基づいて、光スキャナにより偏向された測定光の第１進行方向に対応した被検眼の断層像を形成する。眼内距離算出部は、干渉光の検出結果に基づいて被検眼における所定の部位間の眼内距離を求める。画像補正部は、眼内距離算出部により求められた眼内距離に基づいて、画像形成部により形成された断層像を補正する。制御部は、少なくとも光スキャナを制御する。
　このような構成によれば、干渉光学系を用いて取得された断層像から眼内距離を求め、求められた眼内距離に基づいて断層像を補正するようにしたので、測定光の偏向角度が大きい場合であっても被検眼の断層像の歪みを高精度に補正することが可能になる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、画像形成部は、光スキャナにより偏向された測定光の複数の進行方向に対応した複数の断層像を形成する。画像補正部は、画像形成部により形成された複数の断層像のそれぞれを眼内距離に基づいて補正し、補正された複数の断層像が干渉光学系の光軸方向に対応する方向に沿って配置された補正画像を生成する。
　このような構成によれば、測定光の複数の進行方向に対応した複数の断層像を形成し、形成された複数の断層像のそれぞれを眼内距離に基づいて補正し、補正された複数の断層像が干渉光学系の光軸方向に対応する方向に沿って配置された補正画像を生成するようにしたので、被検眼の眼球光学系の収差が補償された補正画像を容易に取得することが可能になる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、画像補正部は、各断層像における所定の部位間の距離が一定値になるように複数の断層像のそれぞれを補正する。
　このような構成によれば、複数の断層像における眼内距離が一定になる断層構造がフラットな補正画像を取得することが可能になる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、画像形成部は、第１進行方向に対応した被検眼の第１断層像と、光スキャナにより偏向された測定光の第２進行方向に対応した被検眼の第２断層像とを形成する。画像補正部は、第１断層像及び第２断層像のそれぞれを眼内距離に基づいて補正し、補正された第１断層像が第１部位を通過し第１進行方向に相当する方向に沿うように配置され、補正された第２断層像が第１部位を通過し第２進行方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する。
　このような構成によれば、第１部位を通過する各測定光の進行方向に沿って断層像が配置された補正画像を生成するようにしたので、被検眼の実際の眼内の構造を反映した補正画像を取得することが可能になる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、画像形成部は、測定光の進行方向の第１深度範囲の被検眼の第３断層像と、第１深度範囲を含み第１深度範囲より長い第２深度範囲の被検眼の第４断層像とを形成する。眼内距離算出部は、第３断層像に基づいて眼内距離を求める。画像補正部は、眼内距離に基づいて第４断層像を補正する。
　このような構成によれば、より高精細な断層像から得られた眼内距離に基づいて、画質が劣る断層像を補正するようにしたので、低画質の断層像を高精度に補正することができる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、光源は、波長の掃引周波数を変更可能な波長掃引光源である。制御部は、掃引周波数を変更することにより深度範囲が異なる複数の断層像を画像形成部に形成させる。
　このような構成によれば、測定光の偏向角度が大きい場合であっても被検眼の任意の部位の断層像の歪みを高精度に補正することが可能になる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置は、画角を変更するための画角変更部（光スキャナ３０）を含み、画像補正部は、画角変更部により変更された画角に応じて断層像を補正する。
　このような構成によれば、測定光の偏向角度によって異なるスキャン長に応じた断層像の補正が可能になる。従って、被検眼の眼球光学系の収差に応じて断層像を補正することができるため、被検眼に応じた断層像の歪みを高精度に補正することができる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、画角変更部により第１画角が設定されているとき、制御部は、光スキャナに測定光で前記被検眼をスキャンさせ、被検眼の第１範囲を表す第１画像を画像形成部に形成させ、眼内距離に基づいて第１画像を画像補正部に補正させ、補正された第１画像を表示手段（表示ユニット２５０の表示部）に表示させる。画角変更部により第１画角より狭い第２画角が設定されているとき、制御部は、光スキャナに測定光で被検眼をスキャンさせ、被検眼の第２範囲を表す第２画像を画像形成部に形成させ、形成された第２画像を表示手段に表示させる。
　このような構成によれば、画角が広い場合のみ断層像を補正し、画角が狭く高精細な断層像に対して補正を行わないようにしたので、画角が広く画質が劣る断層像だけを高精度に補正することができる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置は、被検眼における測定光の通過部位に対応した１以上の光学パラメータを記憶する記憶部（２０２）を含む。画像補正部は、１以上の光学パラメータを用いて断層像を補正する。
　このような構成によれば、測定光の通過部位に対応した高精度な断層像の補正が可能になる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、眼内距離算出部は、Ａスキャンごとに、所定の部位間の眼内距離を求める。画像補正部は、Ａスキャンごとに、眼内距離算出部により求められた眼内距離に基づいて断層像を補正する。
　このような構成によれば、Ａスキャン毎に断層像を補正することにより、画角が大きい場合でも被検眼の断層像の歪みを高精度に補正することが可能になる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、眼内距離算出部は、複数のＡスキャン単位で、所定の部位間の眼内距離を求める。画像補正部は、複数のＡスキャン単位で眼内距離算出部により求められた眼内距離に基づいて断層像を補正する。
　このような構成によれば、複数のＡスキャン単位に断層像を補正することにより、画角が大きい場合でも被検眼の断層像の歪みを高精度に補正することが可能になる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、眼内距離は、眼軸長である。
　このような構成によれば、画角が大きい場合でも眼軸長に応じて被検眼の断層像の歪みを高精度に補正することが可能になる。
　いくつかの実施形態に係る眼科装置では、眼内距離は、第１部位から網膜までの距離である。
　このような構成によれば、画角が大きい場合でも第１部位から網膜までの距離に応じて被検眼の断層像の歪みを高精度に補正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は、画像形成部（画像形成ユニット２２０）と、眼内距離算出部（２３１）と、画像補正部（２３２）とを含む。画像形成部は、被検眼（Ｅ）における第１部位（スキャン中心位置、瞳孔中心）と光学的に略共役な位置に配置された光スキャナ（３０）を用いた光コヒーレンストモグラフィにより取得されたデータ（干渉データ）に基づいて被検眼の断層像を形成する。眼内距離算出部は、上記のデータに基づいて被検眼における所定の部位間の眼内距離を求める。画像補正部は、眼内距離算出部により求められた眼内距離に基づいて、画像形成部により形成された断層像を補正する。
　いくつかの実施形態に係る眼科情報処理装置では、画像形成部は、光スキャナにより偏向された測定光の複数の進行方向に対応した複数の断層像を形成する。画像補正部は、画像形成部により形成された複数の断層像のそれぞれを眼内距離に基づいて補正し、補正された複数の断層像が測定光の進行方向に対応する方向に沿って配置された補正画像を生成する。
　いくつかの実施形態に係る眼科情報処理装置では、画像補正部は、各断層像における所定の部位間の距離が一定値になるように複数の断層像のそれぞれを補正する。
　いくつかの実施形態に係る眼科情報処理装置では、画像形成部は、測定光の第１進行方向に対応した被検眼の第１断層像と、光スキャナにより偏向された測定光の第２進行方向に対応した被検眼の第２断層像とを形成する。画像補正部は、第１断層像及び第２断層像のそれぞれを眼内距離に基づいて補正し、補正された第１断層像が第１部位を通過し第１進行方向に相当する方向に沿うように配置され、補正された第２断層像が第１部位を通過し第２進行方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する。
　以上に示された実施形態は、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
１０　照明光学系
２０　観察光学系
３０　光スキャナ
４０　干渉光学系
１００　装置光学系
２００　制御ユニット
２０１　制御部
２０２　記憶部
２２０　画像形成ユニット
２３０　データ処理ユニット
２４０　操作ユニット
２５０　表示ユニット
Ｅ　被検眼
Ｅｆ　眼底
Ｍ１、Ｍ２　光学素子

Claims (17)

  1. 　被検眼における第１部位と光学的に略共役な位置に配置された光スキャナと、
    　光源からの光を参照光と測定光とに分割し、前記光スキャナを介して前記測定光を前記被検眼に照射し、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前記光スキャナを介して検出する干渉光学系と、
    　前記干渉光学系により得られた前記干渉光の検出結果に基づいて、前記光スキャナにより偏向された前記測定光の第１進行方向に対応した前記被検眼の断層像を形成する画像形成部と、
    　前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼における所定の部位間の眼内距離を求める眼内距離算出部と、
    　前記眼内距離算出部により求められた前記眼内距離に基づいて、前記画像形成部により形成された前記断層像を補正する画像補正部と、
    　少なくとも前記光スキャナを制御する制御部と、
    　を含む眼科装置。
  2. 　前記画像形成部は、前記光スキャナにより偏向された前記測定光の複数の進行方向に対応した複数の断層像を形成し、
    　前記画像補正部は、前記画像形成部により形成された前記複数の断層像のそれぞれを前記眼内距離に基づいて補正し、補正された前記複数の断層像が前記干渉光学系の光軸方向に対応する方向に沿って配置された補正画像を生成する
    　ことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。
  3. 　前記画像補正部は、各断層像における前記所定の部位間の距離が一定値になるように前記複数の断層像のそれぞれを補正する
    　ことを特徴とする請求項２に記載の眼科装置。
  4. 　前記画像形成部は、前記第１進行方向に対応した前記被検眼の第１断層像と、前記光スキャナにより偏向された前記測定光の第２進行方向に対応した前記被検眼の第２断層像とを形成し、
    　前記画像補正部は、前記第１断層像及び前記第２断層像のそれぞれを前記眼内距離に基づいて補正し、補正された前記第１断層像が前記第１部位を通過し前記第１進行方向に相当する方向に沿うように配置され、補正された前記第２断層像が前記第１部位を通過し前記第２進行方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する
    　ことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。
  5. 　前記画像形成部は、前記測定光の進行方向の第１深度範囲の前記被検眼の第３断層像と、前記第１深度範囲を含み前記第１深度範囲より長い第２深度範囲の前記被検眼の第４断層像とを形成し、
    　前記眼内距離算出部は、前記第３断層像に基づいて前記眼内距離を求め、
    　前記画像補正部は、前記眼内距離に基づいて前記第４断層像を補正する
    　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。
  6. 　前記光源は、波長の掃引周波数を変更可能な波長掃引光源であり、
    　前記制御部は、前記掃引周波数を変更することにより深度範囲が異なる複数の断層像を前記画像形成部に形成させる
    　ことを特徴とする請求項５に記載の眼科装置。
  7. 　画角を変更するための画角変更部を含み、
    　前記画像補正部は、前記画角変更部により変更された画角に応じて前記断層像を補正する
    　ことを特徴とする請求項１～請求項６のいずれか一項に記載の眼科装置。
  8. 　前記画角変更部により第１画角が設定されているとき、前記制御部は、前記光スキャナに前記測定光で前記被検眼をスキャンさせ、前記被検眼の第１範囲を表す第１画像を前記画像形成部に形成させ、前記眼内距離に基づいて前記第１画像を前記画像補正部に補正させ、補正された前記第１画像を表示手段に表示させ、
    　前記画角変更部により前記第１画角より狭い第２画角が設定されているとき、前記制御部は、前記光スキャナに前記測定光で前記被検眼をスキャンさせ、前記被検眼の第２範囲を表す第２画像を前記画像形成部に形成させ、形成された前記第２画像を表示手段に表示させる
    　ことを特徴とする請求項７に記載の眼科装置。
  9. 　前記被検眼における前記測定光の通過部位に対応した１以上の光学パラメータを記憶する記憶部を含み、
    　前記画像補正部は、前記１以上の光学パラメータを用いて前記断層像を補正する
    　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。
  10. 　前記眼内距離算出部は、Ａスキャンごとに、前記所定の部位間の眼内距離を求め、
    　前記画像補正部は、Ａスキャンごとに、前記眼内距離算出部により求められた前記眼内距離に基づいて前記断層像を補正する
    　ことを特徴とする請求項１～請求項９のいずれか一項に記載の眼科装置。
  11. 　前記眼内距離算出部は、複数のＡスキャン単位で、前記所定の部位間の眼内距離を求め、
    　前記画像補正部は、前記複数のＡスキャン単位で前記眼内距離算出部により求められた前記眼内距離に基づいて前記断層像を補正する
    　ことを特徴とする請求項１～請求項９のいずれか一項に記載の眼科装置。
  12. 　前記眼内距離は、眼軸長である
    　ことを特徴とする請求項１～請求項１１のいずれか一項に記載の眼科装置。
  13. 　前記眼内距離は、前記第１部位から網膜までの距離である
    　ことを特徴とする請求項１～請求項１１のいずれか一項に記載の眼科装置。
  14. 　被検眼における第１部位と光学的に略共役な位置に配置された光スキャナを用いた光コヒーレンストモグラフィにより取得されたデータに基づいて前記被検眼の断層像を形成する画像形成部と、
    　前記データに基づいて前記被検眼における所定の部位間の眼内距離を求める眼内距離算出部と、
    　前記眼内距離算出部により求められた前記眼内距離に基づいて、前記画像形成部により形成された前記断層像を補正する画像補正部と、
    　を含む眼科情報処理装置。
  15. 　前記画像形成部は、前記光スキャナにより偏向された測定光の複数の進行方向に対応した複数の断層像を形成し、
    　前記画像補正部は、前記画像形成部により形成された前記複数の断層像のそれぞれを前記眼内距離に基づいて補正し、補正された前記複数の断層像が前記測定光の進行方向に対応する方向に沿って配置された補正画像を生成する
    　ことを特徴とする請求項１４に記載の眼科情報処理装置。
  16. 　前記画像補正部は、各断層像における前記所定の部位間の距離が一定値になるように前記複数の断層像のそれぞれを補正する
    　ことを特徴とする請求項１５に記載の眼科情報処理装置。
  17. 　前記画像形成部は、測定光の第１進行方向に対応した前記被検眼の第１断層像と、前記光スキャナにより偏向された前記測定光の第２進行方向に対応した前記被検眼の第２断層像とを形成し、
    　前記画像補正部は、前記第１断層像及び前記第２断層像のそれぞれを前記眼内距離に基づいて補正し、補正された前記第１断層像が前記第１部位を通過し前記第１進行方向に相当する方向に沿うように配置され、補正された前記第２断層像が前記第１部位を通過し前記第２進行方向に相当する方向に沿うように配置された補正画像を生成する
    　ことを特徴とする請求項１４に記載の眼科情報処理装置。
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Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7231404B2 (ja) * 2018-12-26 2023-03-01 株式会社トプコン 眼科装置、及びその制御方法
JP7327521B2 (ja) * 2020-01-22 2023-08-16 株式会社ニコン 光干渉断層計及び光干渉断層計の制御方法

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030103212A1 (en) * 2001-08-03 2003-06-05 Volker Westphal Real-time imaging system and method
JP2011224264A (ja) * 2010-04-22 2011-11-10 Canon Inc 断層像観察装置、表示制御方法及びプログラム
JP2012045102A (ja) * 2010-08-25 2012-03-08 Canon Inc 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム。
JP2012115575A (ja) 2010-12-02 2012-06-21 Nidek Co Ltd 眼底撮影装置
JP2012147977A (ja) * 2011-01-20 2012-08-09 Canon Inc 光断層画像撮像方法および光断層画像撮像装置
JP2013000223A (ja) * 2011-06-14 2013-01-07 Canon Inc 眼科装置、眼科システム、眼科装置の制御方法、及び該制御方法のプログラム
CN104146681A (zh) * 2014-08-15 2014-11-19 深圳市斯尔顿科技有限公司 一种眼底视网膜oct图像校正方法
JP2016127900A (ja) * 2015-01-09 2016-07-14 キヤノン株式会社 光断層撮像装置、その制御方法、及びプログラム

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4994911B2 (ja) * 2007-03-28 2012-08-08 株式会社トプコン 光画像計測装置
US8517537B2 (en) 2011-01-20 2013-08-27 Canon Kabushiki Kaisha Optical coherence tomographic imaging method and optical coherence tomographic imaging apparatus
JP5794664B2 (ja) 2011-01-20 2015-10-14 キヤノン株式会社 断層画像生成装置及び断層画像生成方法
JP6184114B2 (ja) * 2013-01-31 2017-08-23 キヤノン株式会社 光干渉断層撮像装置およびその制御方法
US10497124B2 (en) 2013-03-15 2019-12-03 Kabushiki Kaisha Topcon Optic disc image segmentation method and apparatus
JP6765786B2 (ja) 2015-05-01 2020-10-07 キヤノン株式会社 撮像装置、撮像装置の作動方法、情報処理装置、及び情報処理装置の作動方法
JP2017029611A (ja) 2015-08-05 2017-02-09 キヤノン株式会社 断層像撮像装置
JP6987522B2 (ja) * 2017-04-10 2022-01-05 キヤノン株式会社 画像生成装置、画像生成方法、及びプログラム

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030103212A1 (en) * 2001-08-03 2003-06-05 Volker Westphal Real-time imaging system and method
JP2011224264A (ja) * 2010-04-22 2011-11-10 Canon Inc 断層像観察装置、表示制御方法及びプログラム
JP2012045102A (ja) * 2010-08-25 2012-03-08 Canon Inc 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム。
JP2012115575A (ja) 2010-12-02 2012-06-21 Nidek Co Ltd 眼底撮影装置
JP2012147977A (ja) * 2011-01-20 2012-08-09 Canon Inc 光断層画像撮像方法および光断層画像撮像装置
JP2013000223A (ja) * 2011-06-14 2013-01-07 Canon Inc 眼科装置、眼科システム、眼科装置の制御方法、及び該制御方法のプログラム
CN104146681A (zh) * 2014-08-15 2014-11-19 深圳市斯尔顿科技有限公司 一种眼底视网膜oct图像校正方法
JP2016127900A (ja) * 2015-01-09 2016-07-14 キヤノン株式会社 光断層撮像装置、その制御方法、及びプログラム

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