WO2020066324A1 - 眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体 - Google Patents

眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体 Download PDF

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WO2020066324A1
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scan
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point
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oct
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PCT/JP2019/031209
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English (en)
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僚一 廣瀬
聡大 三野
山口　達夫
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株式会社トプコン
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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
    • A61B3/10—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
    • A61B3/12—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

Definitions

  • the present invention relates to an ophthalmologic photographing apparatus, a control method thereof, a program, and a recording medium.
  • OCT optical coherence tomography
  • OCT-angiography which forms an image in which retinal blood vessels and choroidal blood vessels are emphasized, has attracted attention (for example, see Patent Document 1).
  • the tissue (structure) at the scan site is not changed over time, but the blood flow inside the blood vessel changes over time.
  • OCT angiography an image is formed by emphasizing a portion (blood flow signal) where such a temporal change exists.
  • OCT angiography is also referred to as OCT motion contrast imaging. Images acquired by OCT angiography are called angiographic images, angiograms, motion contrast images, and the like.
  • a three-dimensional scan of a predetermined size for example, 9 mm ⁇ 9 mm
  • an image expressing a three-dimensional distribution of a fundus blood vessel is obtained.
  • Panoramic imaging is known as a technique for acquiring OCT data over a wide range of the fundus (see, for example, Patent Document 2).
  • Panoramic imaging is an imaging technique in which a three-dimensional scan is applied to each of a plurality of different regions, and a plurality of three-dimensional images obtained thereby are combined to construct a wide-area image.
  • overlapping regions are set in regions adjacent to each other, and a relative position between adjacent images is determined based on the overlapping regions.
  • the sequential application of the three-dimensional scan to a plurality of different regions is typically realized by controlling an optical scanner and / or controlling a fixation position.
  • a wide area image obtained by panoramic shooting is called a panoramic image, mosaic image, montage image, or the like.
  • Panoramic photography is also called montage photography.
  • the target drawn by the motion contrast technique is not limited to the blood flow, and any target that changes with time is also drawn.
  • the three-dimensional scan applied to the OCT angiography is generally a raster scan, but a Lissajous scan or the like may be adopted in order to reduce the influence of fixation disparity (for example, see Patent Document 3). reference).
  • the same location is repeatedly photographed, and a motion contrast image is generated from the obtained temporal change.
  • the range of the flow velocity that can be detected depends on the rate of repeated imaging.
  • the repetition time interval is not constant, the range of the detectable flow velocity also varies.
  • the sensitivity to the flow velocity (flow velocity sensitivity) will not be constant, and a problem that a blood vessel to be rendered will not be rendered.
  • a three-dimensional scan mode other than raster scan may be used, such as employing Lissajous scan to reduce the effect of fixation disparity.
  • the repetitive imaging rate (repetition time interval) must be set over the entire imaging range. It needs to be constant.
  • An object of the present invention is to provide a technique for keeping a repetitive imaging rate in OCT angiography constant.
  • a first aspect of the embodiment is an ophthalmologic imaging apparatus that performs motion contrast imaging by applying an optical coherence tomography (OCT) scan to an eye to be inspected, and performs depth-direction imaging on each of a plurality of scan points.
  • a data acquisition unit that acquires time-series data corresponding to each of the plurality of scan points by repeatedly applying an A-scan, which is a one-dimensional scan along, from a plurality of time-series data acquired by the data acquisition unit
  • An image forming unit that forms a motion contrast image; a data acquisition time interval in first time series data corresponding to a first scan point of the plurality of scan points; and an image forming unit that forms a second time series data corresponding to a second scan point.
  • a control unit for controlling the data acquisition unit so that the data acquisition time interval is substantially equal to the data acquisition time interval.
  • a second aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to the first aspect, in which an A-scan is applied to the first scan point and a next A-scan is applied to the first scan point.
  • a first path which is a movement path of the A-scan application position in a direction orthogonal to the depth direction, and applying the A-scan to the second scan point, and then applying the next A-scan to the second scan point
  • a first setting unit that sets a second path that is a movement path of the A-scan application position in a direction orthogonal to the depth direction until the first setting unit performs the control.
  • the data acquisition unit is controlled based on the set first and second routes.
  • a third aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to the second aspect, wherein the first setting unit is configured to determine a length of the first path and a length of the second path.
  • the first path and the second path are set such that a certain second path length is substantially equal.
  • a fourth aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to the third aspect, wherein the first setting unit sets the scan point interval on the first path and the scan point interval on the second path to substantially equal values. Set to.
  • a fifth aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to any one of the second to fourth aspects, wherein the first scan point is a scan point on a first scan line, and the second scan point is Is a scan point on a second scan line, the first path is the first scan line, and the second path is the second scan line, and the control unit is The data acquisition unit is controlled so that the OCT scan is continuously performed a predetermined number of times and the OCT scan for the second scan line is continuously performed a predetermined number of times.
  • a sixth aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to any one of the second to fifth aspects, wherein the data acquisition unit includes a first area and a second area having one or both of different shapes and dimensions. Motion contrast imaging is applied to each area, wherein the first scan point is a scan point in the first area, and the second scan point is a scan point in the second area.
  • a seventh aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to the first aspect, in which a period from when an A-scan is applied to the first scan point to when a next A-scan is applied to the first scan point.
  • a first array that is an array of scan points in a first path that is a movement path of an A-scan application position in a direction orthogonal to the depth direction in the first and a second scan point after applying the A-scan to the second scan point.
  • a second array which is an array of scan points in a second path which is a movement path of the A-scan application position in a direction orthogonal to the depth direction until the next A-scan is applied to two scan points is set.
  • a controller configured to control the data acquisition unit based on the first array and the second array set by the second setting unit.
  • An eighth aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus of the seventh aspect, wherein the second setting unit sets the scan point interval on the first path and the scan point interval on the second path to different values. Set to.
  • a ninth aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to the eighth aspect, wherein the second setting unit uses a first path length that is the length of the first path and a length of the second path. A certain second path length is set to a value different from each other.
  • a tenth aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to any one of the seventh to ninth aspects, wherein the second setting unit is configured to determine the number of scan points on the first path and the number of scan points on the second path. Set the number of points to approximately the same value.
  • An eleventh aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to any one of the seventh to tenth aspects, wherein the first scan point is a scan point on a first scan line, and the second scan point is Is a scan point on a second scan line, the first path is the first scan line, and the second path is the second scan line, and the control unit is The data acquisition unit is controlled so that the OCT scan is continuously performed a predetermined number of times and the OCT scan for the second scan line is continuously performed a predetermined number of times.
  • a twelfth aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to any one of the seventh to eleventh aspects, wherein the data acquisition unit includes a first area and a second area having one or both of different shapes and dimensions. Motion contrast imaging is applied to each area, wherein the first scan point is a scan point in the first area, and the second scan point is a scan point in the second area.
  • a thirteenth aspect of the embodiment is a method of controlling an ophthalmologic imaging apparatus that performs motion contrast imaging by applying an optical coherence tomography (OCT) scan to an eye to be inspected, and performs a method for each of a plurality of scan points.
  • OCT optical coherence tomography
  • a data acquisition step of acquiring time-series data corresponding to each of the plurality of scan points Control is performed so that the data acquisition time interval in the first time series data corresponding to the first scan point of the plurality of scan points is substantially equal to the data acquisition time interval in the second time series data corresponding to the second scan point.
  • a motion step from a plurality of time-series data acquired in the data acquisition step.
  • a fourteenth aspect of the present invention is a program that causes a computer to execute the control method according to the thirteenth aspect.
  • a fifteenth aspect of the present invention is a non-transitory computer-readable recording medium recording the program of the fourteenth aspect.
  • the repetitive imaging rate in OCT angiography can be constant.
  • 1 is a schematic diagram illustrating an example of a configuration of an ophthalmologic imaging apparatus according to an exemplary embodiment.
  • 1 is a schematic diagram illustrating an example of a configuration of an ophthalmologic imaging apparatus according to an exemplary embodiment.
  • 1 is a schematic diagram illustrating an example of a configuration of an ophthalmologic imaging apparatus according to an exemplary embodiment. It is a schematic diagram for explaining an example of processing which an ophthalmologic imaging device concerning an exemplary embodiment performs. It is a schematic diagram for explaining an example of processing which an ophthalmologic imaging device concerning an exemplary embodiment performs.
  • the ophthalmologic imaging apparatus is an ophthalmologic apparatus having a function of performing optical coherence tomography (OCT), and is capable of performing OCT angiography.
  • OCT optical coherence tomography
  • the OCT angiography is applied to the fundus, but the target of the OCT angiography may be a part other than the fundus (for example, an anterior eye part).
  • OCT optical coherence tomography
  • the swept source OCT divides light from a variable wavelength light source (wavelength swept light source) into measurement light and reference light, and generates interference light by superimposing return light of the measurement light from the test object with reference light,
  • the interference light is detected by a balanced photodiode or the like, and an image is formed by performing a Fourier transform or the like on the detection data collected according to the wavelength sweep and the scanning of the measurement light.
  • the spectral domain OCT divides light from a low coherence light source into measurement light and reference light, and superimposes the return light of the measurement light from the test object on the reference light to generate interference light, and generates a spectrum of the interference light. This is a technique in which a distribution is detected by a spectroscope and an image is formed by performing a Fourier transform or the like on the detected spectral distribution.
  • the swept source OCT is an OCT method for acquiring a spectrum distribution by time division
  • the spectral domain OCT is an OCT method for acquiring a spectrum distribution by space division.
  • the OCT methods that can be used in the embodiment are not limited to these, and an embodiment that uses an arbitrary OCT method (for example, time domain OCT) different from these may be adopted.
  • the ophthalmologic photographing apparatus may or may not have a function of acquiring a photograph (digital photograph) of the eye to be inspected.
  • Typical examples of ophthalmic modalities that have the function of acquiring digital photographs include a fundus camera, a scanning laser ophthalmoscope (SLO), a slit lamp microscope, an anterior ocular segment camera, and a surgical microscope.
  • a front image such as a fundus photograph can be used for observation of a fundus, setting of a scan area, tracking, and the like.
  • the ophthalmologic modalities that can be used in the embodiment are not limited to these, and an embodiment using a modality other than the ophthalmology can be adopted.
  • image data and “image” based thereon are not distinguished.
  • image data and “image” based thereon are not distinguished.
  • no distinction is made between the site or tissue of the eye to be examined and the image representing it.
  • the embodiments provide an exemplary technique for maintaining a constant repetition rate in OCT angiography.
  • the A-scan speed (repetition rate of A-scan) is constant. Therefore, the exemplary embodiment may employ any of the following methods to keep the repetition shooting rate constant: (1) Applying an A-scan to any location (2) Adjust the arrangement of A scans until the next A scan is applied.
  • the exemplary ophthalmologic imaging apparatus 1 illustrated in FIG. 1 includes a fundus camera unit 2, an OCT unit 100, and an arithmetic and control unit 200.
  • the retinal camera unit 2 is provided with an optical system and a mechanism for acquiring a front image of the eye E, and an optical system and a mechanism for executing OCT.
  • the OCT unit 100 is provided with an optical system and a mechanism for performing OCT.
  • the arithmetic and control unit 200 includes one or more processors configured to execute various processes (calculation, control, and the like).
  • optional members such as a member for supporting the face of the subject (chin rest, forehead support, etc.) and a lens unit for switching a region to which OCT is applied (for example, an anterior segment OCT attachment) May be provided in the ophthalmologic photographing apparatus 1.
  • a “processor” is, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), a programmable logic device (for example, SPLD (SimpleChip) It means a circuit such as Programmable Logic Device or FPGA (Field Programmable Gate Array).
  • the processor realizes the functions according to the embodiment by, for example, reading and executing a program stored in a storage circuit or a storage device.
  • the retinal camera unit 2 is provided with an optical system for photographing the fundus oculi Ef of the eye E.
  • the acquired digital image of the fundus oculi Ef (referred to as a fundus image, a fundus photograph, or the like) is generally a front image such as an observation image or a photographed image.
  • the observation image is obtained by moving image shooting using near-infrared light.
  • the captured image is a still image using flash light in the visible region.
  • the fundus camera unit 2 includes an illumination optical system 10 and a photographing optical system 30.
  • the illumination optical system 10 irradiates the eye E with illumination light.
  • the imaging optical system 30 detects return light of the illumination light applied to the eye E.
  • the measurement light from the OCT unit 100 is guided to the eye E through an optical path in the fundus camera unit 2.
  • the return light of the measurement light projected on the eye E (for example, the fundus oculi Ef) is guided to the OCT unit 100 through the same optical path in the retinal camera unit 2.
  • the light (observation illumination light) output from the observation light source 11 of the illumination optical system 10 is reflected by the concave mirror 12, passes through the condenser lens 13, passes through the visible cut filter 14, and becomes near-infrared light. Further, the observation illumination light once converges near the imaging light source 15, is reflected by the mirror 16, and passes through the relay lens system 17, the relay lens 18, the diaphragm 19, and the relay lens system 20 to the perforated mirror 21. Be guided. Then, the observation illumination light is reflected at the periphery of the perforated mirror 21 (the area around the perforated portion), passes through the dichroic mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and illuminates the eye E (fundus Ef). I do.
  • the return light of the observation illumination light from the subject's eye E is refracted by the objective lens 22, passes through the dichroic mirror 46, passes through the hole formed in the central region of the perforated mirror 21, and passes through the dichroic mirror 55.
  • the light is reflected by a mirror 32 via a focusing lens 31. Further, this return light passes through the half mirror 33A, is reflected by the dichroic mirror 33, and is imaged on the light receiving surface of the image sensor 35 by the imaging lens 34.
  • the image sensor 35 detects return light at a predetermined frame rate. Note that the focus of the imaging optical system 30 is adjusted so as to match the fundus oculi Ef or the anterior segment.
  • the light (photographing illumination light) output from the photographing light source 15 is applied to the fundus oculi Ef through the same path as the observation illumination light.
  • the return light of the imaging illumination light from the eye E is guided to the dichroic mirror 33 through the same path as the return light of the observation illumination light, passes through the dichroic mirror 33, is reflected by the mirror 36, and is reflected by the imaging lens 37.
  • An image is formed on the light receiving surface of the image sensor 38.
  • the liquid crystal display (LCD) 39 displays a fixation target (fixation target image).
  • a part of the light beam output from the LCD 39 is reflected by the half mirror 33A, reflected by the mirror 32, passes through the imaging focusing lens 31 and the dichroic mirror 55, and passes through the hole of the perforated mirror 21.
  • the light beam that has passed through the hole of the perforated mirror 21 passes through the dichroic mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and is projected on the fundus Ef.
  • the fixation target is typically used for guiding and fixing the gaze.
  • the direction in which the line of sight of the eye E is guided (and fixed), that is, the direction in which fixation of the eye E is promoted, is called a fixation position.
  • the fixation position of the eye E to be examined by the fixation target can be changed.
  • a fixation position for acquiring an image centered on the macula a fixation position for acquiring an image centered on the optic disc, and a position between the macula and the optic disc ( There are a fixation position for acquiring an image centered on the fundus (the center of the fundus), and a fixation position for acquiring an image of a part (peripheral part of the fundus) far away from the macula.
  • GUI graphical user interface
  • the configuration for presenting the fixation target whose fixation position can be changed to the eye E to be examined is not limited to a display device such as an LCD.
  • a device fixing matrix in which a plurality of light-emitting portions (light-emitting diodes or the like) are arranged in a matrix can be employed instead of a display device.
  • the fixation position of the eye E to be inspected by the fixation target can be changed by selectively lighting the plurality of light emitting units.
  • a device including one or more movable light-emitting units can generate a fixation target whose fixation position can be changed.
  • the alignment optical system 50 generates an alignment index used for alignment of the optical system with respect to the eye E to be inspected.
  • the alignment light output from the light emitting diode (LED) 51 passes through the stop 52, the stop 53, and the relay lens 54, is reflected by the dichroic mirror 55, passes through the hole of the perforated mirror 21, and passes through the dichroic mirror 46.
  • the light is transmitted and projected to the eye E through the objective lens 22.
  • Return light (corneal reflected light or the like) of the alignment light from the eye E is guided to the image sensor 35 through the same path as the return light of the observation illumination light.
  • Manual alignment or automatic alignment can be executed based on the received light image (alignment index image).
  • the focus optical system 60 generates a split index used for focus adjustment for the eye E.
  • the focusing optical system 60 is moved along the optical path (illumination optical path) of the illumination optical system 10 in conjunction with the movement of the imaging focusing lens 31 along the optical path (illumination optical path) of the imaging optical system 30.
  • the reflection bar 67 is inserted into and removed from the illumination optical path. When performing the focus adjustment, the reflection surface of the reflection bar 67 is arranged obliquely in the illumination optical path.
  • Focus light output from the LED 61 passes through a relay lens 62, is split into two light beams by a split indicator plate 63, passes through a two-hole aperture 64, is reflected by a mirror 65, and is reflected by a condensing lens 66 on a reflecting rod 67. Is once imaged on the reflecting surface of and is reflected. Further, the focus light is reflected by the aperture mirror 21 via the relay lens 20, passes through the dichroic mirror 46, and is projected on the eye E through the objective lens 22. The return light of the focus light from the eye E to be inspected (the fundus reflection light or the like) is guided to the image sensor 35 through the same path as the return light of the alignment light. Manual focusing or auto-focusing can be performed based on the received light image (split index image).
  • the diopter correction lenses 70 and 71 can be selectively inserted into the photographing optical path between the aperture mirror 21 and the dichroic mirror 55.
  • the diopter correction lens 70 is a plus lens (convex lens) for correcting intensity hyperopia.
  • the diopter correction lens 71 is a minus lens (concave lens) for correcting strong myopia.
  • the dichroic mirror 46 combines the fundus imaging optical path and the OCT optical path (measurement arm).
  • the dichroic mirror 46 reflects light in a wavelength band used for OCT and transmits light for fundus imaging.
  • the measuring arm is provided with a collimator lens unit 40, a retroreflector 41, a dispersion compensation member 42, an OCT focusing lens 43, an optical scanner 44, and a relay lens 45 in this order from the OCT unit 100 side.
  • the retroreflector 41 can be moved in the direction of the arrow shown in FIG. 1, thereby changing the length of the measuring arm.
  • the change of the measurement arm length is used for, for example, optical path length correction according to the axial length of the eye, adjustment of the interference state, and the like.
  • the dispersion compensating member 42 works together with the dispersion compensating member 113 (described later) disposed on the reference arm to match the dispersion characteristics of the measurement light LS and the reference light LR.
  • the OCT focusing lens 43 is moved along the measurement arm to adjust the focus of the measurement arm.
  • the movement of the photographing focusing lens 31, the movement of the focusing optical system 60, and the movement of the OCT focusing lens 43 can be controlled cooperatively.
  • the optical scanner 44 is disposed substantially at a position optically conjugate with the pupil of the eye E.
  • the optical scanner 44 deflects the measurement light LS guided by the measurement arm.
  • the optical scanner 44 is, for example, a galvano scanner capable of two-dimensional scanning.
  • the optical scanner 44 includes a one-dimensional scanner for deflecting the measurement light in the ⁇ x direction and a one-dimensional scanner for deflecting the measurement light in the ⁇ y direction.
  • one of these one-dimensional scanners is arranged at a position optically conjugate with the pupil, or a position optically conjugate with the pupil is arranged between these one-dimensional scanners.
  • the exemplary OCT unit 100 shown in FIG. 2 is provided with an optical system for performing swept source OCT.
  • This optical system includes an interference optical system.
  • This interference optical system divides the light from the variable wavelength light source into measurement light and reference light, and superimposes the return light of the measurement light projected on the eye E and the reference light passing through the reference light path to form an interference light. Is generated, and this interference light is detected.
  • the data (detection signal) obtained by detecting the interference light is a signal representing the spectrum of the interference light, and is sent to the arithmetic and control unit 200.
  • the light source unit 101 includes, for example, a near-infrared tunable laser that changes the wavelength of emitted light at high speed.
  • the light L0 output from the light source unit 101 is guided to a polarization controller 103 by an optical fiber 102, and its polarization state is adjusted. Further, the light L0 is guided to the fiber coupler 105 by the optical fiber 104 and split into the measurement light LS and the reference light LR.
  • the optical path of the measurement light LS is called a measurement arm or the like, and the optical path of the reference light LR is called a reference arm or the like.
  • the reference light LR generated by the fiber coupler 105 is guided to the collimator 111 by the optical fiber 110, converted into a parallel light flux, and guided to the retroreflector 114 via the optical path length correction member 112 and the dispersion compensation member 113.
  • the optical path length correction member 112 acts to match the optical path length of the reference light LR with the optical path length of the measurement light LS.
  • the dispersion compensating member 113 works together with the dispersion compensating member 42 arranged on the measurement arm to match the dispersion characteristics between the reference light LR and the measurement light LS.
  • the retro-reflector 114 is movable along the optical path of the reference light LR incident thereon, whereby the length of the reference arm is changed. The change of the reference arm length is used, for example, for correcting the optical path length according to the axial length of the eye and adjusting the interference state.
  • the reference light LR that has passed through the Perimeter reflector 114 passes through the dispersion compensating member 113 and the optical path length correcting member 112, is converted from a parallel light beam into a converged light beam by the collimator 116, and is incident on the optical fiber 117.
  • the reference light LR that has entered the optical fiber 117 is guided to the polarization controller 118 to adjust its polarization state, is guided to the attenuator 120 through the optical fiber 119, adjusts its light amount, and is transmitted to the fiber coupler 122 through the optical fiber 121. Be guided.
  • the measurement light LS generated by the fiber coupler 105 is guided to the collimator lens unit 40 through the optical fiber 127 and is converted into a parallel light flux, and the retroreflector 41, the dispersion compensating member 42, the OCT focusing lens 43, and the optical scanner 44 Then, the light is reflected by the dichroic mirror 46 via the relay lens 45, refracted by the objective lens 22, and projected to the eye E.
  • the measurement light LS is scattered and reflected at various depth positions of the eye E.
  • the return light of the measurement light LS from the subject's eye E travels in the measurement arm in the opposite direction, is guided to the fiber coupler 105, and reaches the fiber coupler 122 via the optical fiber 128.
  • the fiber coupler 122 generates interference light by superimposing the measurement light LS incident via the optical fiber 128 and the reference light LR incident via the optical fiber 121.
  • the fiber coupler 122 generates a pair of interference lights LC by splitting the generated interference light at a predetermined split ratio (for example, 1: 1).
  • the pair of interference lights LC is guided to the detector 125 through the optical fibers 123 and 124, respectively.
  • the detector 125 includes, for example, a balanced photodiode.
  • the balanced photodiode includes a pair of photodetectors that respectively detect a pair of interference lights LC, and outputs a difference between a pair of detection signals obtained by the pair of photodetectors.
  • the detector 125 sends this output (a detection signal such as a difference signal) to a data acquisition system (DAQ) 130.
  • DAQ data acquisition system
  • the data acquisition system 130 is supplied with the clock KC from the light source unit 101.
  • the clock KC is generated in the light source unit 101 in synchronization with the output timing of each wavelength swept within a predetermined wavelength range by the variable wavelength light source.
  • the light source unit 101 for example, splits the light L0 of each output wavelength to generate two split lights, optically delays one of these split lights, synthesizes these split lights, and converts the obtained synthesized light.
  • the clock KC is generated based on the detected signal.
  • the data collection system 130 executes sampling of the detection signal (difference signal) input from the detector 125 based on the clock KC.
  • the data collection system 130 sends the data obtained by this sampling to the arithmetic and control unit 200.
  • both an element for changing the measurement arm length for example, the retroreflector 41
  • an element for changing the reference arm length for example, the retroreflector 114 or the reference mirror
  • only one of these elements may be provided.
  • Elements for changing the difference (optical path length difference) between the measurement arm length and the reference arm length are not limited to these, and any element (optical member, mechanism, etc.) can be adopted. .
  • the arithmetic and control unit 200 controls each unit of the fundus camera unit 2, the display device 3, and the OCT unit 100.
  • the arithmetic and control unit 200 executes various arithmetic processes.
  • the arithmetic and control unit 200 performs signal processing such as Fourier transform on a spectral distribution based on a sampling data group obtained by the data acquisition system 130 for each of a series of wavelength scans (for each A line), so that each A Form a reflection intensity profile at the line.
  • the arithmetic and control unit 200 forms image data by imaging the reflection intensity profile of each A line.
  • the arithmetic processing for that is the same as in the conventional swept source OCT.
  • the arithmetic control unit 200 includes, for example, a processor, a random access memory (RAM), a read only memory (ROM), a hard disk drive, a communication interface, and the like. Various computer programs are stored in a storage device such as a hard disk drive.
  • the arithmetic and control unit 200 may include an operation device, an input device, a display device, and the like.
  • FIG. 3 shows an example of a configuration of a control system (processing system) of the ophthalmologic photographing apparatus 1.
  • the control unit 210, the image forming unit 220, and the data processing unit 230 are provided in, for example, the arithmetic and control unit 200.
  • Control unit 210 includes a processor and controls each unit of the ophthalmologic photographing apparatus 1.
  • Control unit 210 includes a main control unit 211 and a storage unit 212.
  • the main control unit 211 includes a processor and controls each element of the ophthalmologic photographing apparatus 1 (including the elements illustrated in FIGS. 1 to 3).
  • the main control unit 211 is realized by cooperation between hardware including a circuit and control software.
  • the imaging focusing lens 31 arranged in the imaging optical path and the focusing optical system 60 arranged in the illumination optical path are moved by an imaging focusing drive unit (not shown) under the control of the main control unit 211.
  • the retro-reflector 41 provided on the measurement arm is moved by a retro-reflector (RR) drive unit 41A under the control of the main control unit 211.
  • the OCT focusing lens 43 arranged on the measurement arm is moved by the OCT focusing driving unit 43A under the control of the main control unit 211.
  • the optical scanner 44 provided on the measurement arm operates under the control of the main control unit 211.
  • the retro-reflector 114 arranged on the reference arm is moved by a retro-reflector (RR) driving unit 114A under the control of the main control unit 211.
  • Each of these driving units includes an actuator such as a pulse motor that operates under the control of the main control unit 211.
  • the moving mechanism 150 moves at least the fundus camera unit 2 three-dimensionally, for example.
  • the moving mechanism 150 includes an x stage movable in the ⁇ x direction (lateral direction), an x moving mechanism that moves the x stage, and a y stage movable in the ⁇ y direction (vertical direction).
  • Each of these moving mechanisms includes an actuator such as a pulse motor that operates under the control of the main control unit 211.
  • the main control unit 211 can execute an OCT scan (OCT angiography, panoramic OCT angiography) based on the conditions set by the setting unit 231 described below.
  • OCT scan OCT angiography, panoramic OCT angiography
  • the storage unit 212 stores various data.
  • the data stored in the storage unit 212 includes, for example, image data of an OCT image, image data of a fundus image, eye information of an examinee, and the like.
  • the subject eye information includes subject information such as a patient ID and a name, left eye / right eye identification information, electronic medical record information, and the like.
  • Image forming unit 220 forms image data based on the data collected by the data collection system 130.
  • Image forming section 220 includes a processor.
  • the image forming unit 220 is realized by cooperation between hardware including a circuit and image forming software.
  • the image forming unit 220 forms the cross-sectional image data based on the data collected by the data collection system 130.
  • This processing includes signal processing such as noise removal (noise reduction), filter processing, and fast Fourier transform (FFT), similarly to the conventional swept source OCT.
  • signal processing such as noise removal (noise reduction), filter processing, and fast Fourier transform (FFT), similarly to the conventional swept source OCT.
  • the image data formed by the image forming unit 220 is a group of images formed by imaging reflection intensity profiles of a plurality of A lines (scan lines along the z direction) arranged in an area to which the OCT scan is applied. This is a data set including image data (a group of A-scan image data).
  • the image data formed by the image forming unit 220 is, for example, one or more B-scan image data, or stack data formed by embedding a plurality of B-scan image data in a single three-dimensional coordinate system.
  • the image forming section 220 can also perform interpolation processing or the like on the stack data to form volume data (voxel data).
  • Stack data and volume data are typical examples of three-dimensional image data represented by a three-dimensional coordinate system.
  • the main control unit 211 When OCT angiography is performed, the main control unit 211 repeatedly scans the same area of the fundus oculi Ef a predetermined number of times.
  • the image forming unit 220 can form a motion contrast image based on the data set collected by the data collection system 130 in the repetitive scan.
  • This motion contrast image is an angiographic image in which the temporal change of the interference signal caused by the blood flow in the fundus oculi Ef is emphasized and imaged.
  • OCT angiography is applied to a three-dimensional region of the fundus oculi Ef, and an image representing a three-dimensional distribution of blood vessels of the fundus oculi Ef is obtained.
  • the image forming unit 220 can process three-dimensional image data.
  • the image forming unit 220 can construct new image data by applying rendering to the three-dimensional image data.
  • Rendering techniques include volume rendering, maximum intensity projection (MIP), minimum intensity projection (MinIP), surface rendering, and multi-section reconstruction (MPR).
  • MIP maximum intensity projection
  • MinIP minimum intensity projection
  • MPR multi-section reconstruction
  • the image forming section 220 can construct projection data by projecting the three-dimensional image data in the z direction (A line direction, depth direction).
  • the image forming unit 220 can construct a shadowgram by projecting a part of the three-dimensional image data in the z direction. Note that a part of the three-dimensional image data projected to construct the shadowgram is set using, for example, the below-described segmentation.
  • the image forming unit 220 can construct any two-dimensional angiographic image data and / or any pseudo three-dimensional angiographic image data from the three-dimensional angiographic image data. It is.
  • the image forming unit 220 can construct two-dimensional angiographic image data representing an arbitrary cross section of the fundus oculi Ef by applying multi-sectional reconstruction to the three-dimensional angiographic image data.
  • the image forming unit 220 can construct a front image from the slab specified by applying the segmentation to the three-dimensional angiographic image data.
  • the data processing unit 230 performs various data processing.
  • the data processing unit 230 can apply image processing and analysis processing to OCT image data, and can apply image processing and analysis processing to observation image data or captured image data.
  • the data processing unit 230 includes, for example, at least one of a processor and a dedicated circuit board.
  • the data processing unit 230 includes a setting unit 231.
  • the setting unit 231 sets scan conditions for OCT angiography.
  • OCT angiography an example of OCT angiography that can be performed using the ophthalmologic imaging apparatus 1 will be described first.
  • OCT angiography a plurality of scan points to which the A-scan is applied are set.
  • a raster scan including a plurality of B scans parallel to each other is adopted, and each B scan includes a plurality of A scans.
  • the scan point is the position where the A-scan is applied.
  • the ophthalmologic photographing apparatus 1 obtains time-series data corresponding to each scan point by repeatedly applying the A-scan to each scan point.
  • the number of repetitions of the A scan for each scan point is typically set in advance, and is, for example, four.
  • the ophthalmologic imaging apparatus 1 continuously executes an OCT scan (B scan) for one scan line a predetermined number of times, and then performs an OCT scan for the next scan line.
  • the B scan is continuously performed a predetermined number of times.
  • such a repetitive OCT scan is sequentially applied to a plurality of scan lines forming a raster scan in a predetermined order. That is, the ophthalmologic photographing apparatus 1 may repeatedly execute the scan in units of a plurality of scan lines constituting the raster scan.
  • the ophthalmologic imaging apparatus 1 may repeatedly perform scanning in units of a scan line group including two or more scan lines. More specifically, the ophthalmologic imaging apparatus 1 sequentially applies the OCT scan (B scan) once to each of two or more scan lines included in one scan line group, and performs the sequential scan a predetermined number of times. Execute. After that, the ophthalmologic imaging apparatus 1 applies the same OCT scan to the next scan line group. In this example, such a repetitive OCT scan is sequentially applied to a plurality of scan line groups included in the raster scan in a predetermined order. As a result, a repetitive OCT scan is performed for each scan line constituting the raster scan.
  • the ophthalmologic imaging apparatus 1 acquires time-series data corresponding to each scan point.
  • the time-series data includes data of a number corresponding to the number of repetitions of the A-scan.
  • Typical time-series data includes a number of data equal to the number of repetitions of the A-scan.
  • the setting unit 231 sets scan conditions for OCT motion contrast imaging. More specifically, the setting unit 231 sets scan conditions so that the OCT scan is repeatedly applied at a fixed time interval for each of a plurality of scan points to which the OCT motion contrast imaging is applied.
  • the setting unit 231 determines the time interval (repetitive imaging rate) of the repetitive OCT scan for an arbitrary first scan point among a plurality of scan points to which OCT motion contrast imaging is applied, and the time interval for an arbitrary second scan point. Scan conditions are set so that the repetition shooting rate is substantially equal.
  • the data acquisition time interval in the first time series data corresponding to the first scan point is substantially equal to the data acquisition time interval in the second time series data corresponding to the second scan point.
  • the data acquisition time interval is a difference (interval) between acquisition timings of a plurality of data included in the time-series data, and is a parameter equivalent to a repetitive imaging rate.
  • the predetermined purpose may be, for example, that the same flow rate sensitivity can be obtained for different scan points, that the flow rates obtained for different scan points can be compared with each other (that is, that the relative flow rate can be calculated), and the like. .
  • any one of the following methods can be employed to set the scan condition for stabilizing the repetitive imaging rate between scan points: (1) One scan point The length of the path of the scan performed between the application of the A scan and the application of the next A scan to the same scan point is made constant; (2) The arrangement of the A scan is adjusted.
  • the A-scan speed (A-scan repetition rate) is assumed to be constant. That is, the time interval between one A scan and the next A scan is assumed to be constant.
  • the setting unit 231 may be configured to be able to set one or both of the scan condition corresponding to the method (1) and the scan condition corresponding to the method (2).
  • the subscript m indicates the order in which the B scan is applied, and the subscript n indicates the order in which the A scan is applied.
  • the number of scan points included in each of the M scan lines SL (m) is equal (N). Further, the lengths of the M scan lines SL (m) may be equal or may not be equal.
  • the scan point SP (m1, n1) is defined as a first scan point, and a different scan point SP (m2, n2) is defined as a second scan point. Therefore, one or both of m1 ⁇ m2 and n1 ⁇ n2 are satisfied.
  • the setting unit 231 sets the first path (scan line SL (m1)) and the second path (scan line SL (m2)) such that the above conditions are satisfied.
  • the scan lines may be set so that only some of the scan points belonging to the raster scan satisfy the above conditions, but typically, all the scan points satisfy the above conditions. Scanlines can be set.
  • the setting unit 231 sets the scan line so that the first path length, which is the length of the scan line SL (m1), and the second path length, which is the length of the scan line SL (m2), are substantially equal.
  • SL (m1) and scan line SL (m2) can be set.
  • M scan lines SL (m) having substantially the same length are set.
  • the setting unit 231 can set the scan point interval on the scan line SL (m1) and the scan point interval on the scan line SL (m2) to substantially equal values. That is, the setting unit 231 can set a scan line SL (m1) and a scan line SL (m2) in which the same number of scan points are arranged at the same interval. Typically, M scan lines SL (m) in which the same number of scan points are arranged at the same interval are set.
  • the ophthalmologic imaging apparatus 1 can execute panoramic OCT angiography. That is, the ophthalmologic imaging apparatus 1 can construct a wide-area motion contrast image by applying OCT motion contrast imaging to a plurality of different areas.
  • the wide area motion contrast image is a mosaic image obtained by combining a plurality of motion contrast images corresponding to a plurality of regions.
  • examples of the form of the region include a shape and a size.
  • the scan points belonging to the first region are set as the first scan points, and the second region is set as the first scan point.
  • FIG. 4 A specific example is shown in FIG.
  • the whole square area is divided into a central partial area 411 and a peripheral partial area 412 on the xy plane.
  • the central partial region 411 is located at the central portion of the fundus oculi Ef
  • the peripheral partial region 412 is located at the peripheral portion of the fundus oculi Ef.
  • the central partial region 411 has a square shape in the xy plane.
  • the peripheral partial region 412 has a shape defined by two concentric squares in the xy plane. The outer edge of the central partial area 411 and the inner edge of the peripheral partial area 412 are common.
  • the width (length of the side) of the central partial region 411 is half the outer size (length of the side of the outer edge) of the peripheral partial region 412.
  • the scan mode applied to the central partial region 411 is a raster scan including a plurality of scan lines (B scans) having the same length as the width of the central partial region 411.
  • the peripheral partial region 412 at least the region above the central partial region 411 in FIG. 4 is scanned by a plurality of B scans having the same length as the width of the central partial region 411.
  • the end point of one B scan coincides with the start point of another B scan. That is, by arranging two raster scans including a plurality of B scans having the same length as the width of the central partial region 411 in a direction along the B scans (a direction orthogonal to the B scan arrangement direction in the raster scans), the center is obtained.
  • a peripheral partial area 412 (a part thereof) having an outer size twice the width of the partial area 411 is scanned.
  • the central partial region 411 in the central portion of the fundus oculi Ef and the peripheral partial region 412 in the peripheral portion of the fundus oculi Ef, the (substantially) constant focus conditions (focal position, focal length) and ( It is possible to scan the central partial region 411 under substantially (constant) constant OCT optical path length conditions, and to scan the peripheral partial region 412 under (substantially) constant focus conditions and (substantially) constant OCT optical path length conditions. Can be.
  • By setting a plurality of regions according to the shape of the fundus as in this example it is possible to increase the efficiency of panoramic OCT angiography.
  • the setting unit 231 includes a first array that is an array of scan points SP (m1, n) in the first path (scan line SL (m1)) and a second array (scan line SL (m2)) in the second path.
  • a second array which is an array of scan points SP (m2, n)
  • the scan line may be set so that only a part of the scan points belonging to the raster scan satisfies the above condition. However, typically, the scan points are set so that all the scan points satisfy the above condition.
  • An array can be set.
  • the setting unit 231 can set the scan point interval on the scan line SL (m1) and the scan point interval on the scan line SL (m2) to different values.
  • the setting unit 231 can set the length of the scan line SL (m1) and the length of the scan line SL (m2) to different values.
  • the setting unit 231 can set a scan line SL (m1) and a scan line SL (m2) in which the same number of scan points are arranged at different intervals.
  • M scan lines SL (m) in which the same number of scan points are arranged at different intervals are set.
  • the setting unit 231 can set the number of scan points on the scan line SL (m1) and the number of scan points on the scan line SL (m2) to substantially equal values.
  • scan points belonging to the first region are set to the first region.
  • a scan point and a scan point belonging to the second area can be set as a second scan point. This makes it possible to adjust the arrangement of scan points on scan lines belonging to different areas. For example, the number of scan points on scan lines belonging to different areas can be made equal.
  • FIG. A specific example is shown in FIG.
  • the width (length of the side) of the central partial region 411 is half the outer size (length of the side of the outer edge) of the peripheral partial region 412.
  • Each arrow indicates one scan line.
  • Each black circle arranged on a scan line indicates one scan point.
  • the scan mode applied to the central partial region 411 is a raster scan including a plurality of scan lines (B scans) having the same length as the width of the central partial region 411.
  • a predetermined number (K) of scan points (A scans) are arranged in each B scan.
  • peripheral partial region 412 At least the region above the central partial region 411 in FIG. 5 is scanned by a plurality of B scans having the same length as the outer dimension of the peripheral partial region 412.
  • the number of A scans belonging to each B scan is the same as that in the central partial region 411, and is K.
  • the width of the central partial region 411 is half the outer dimension of the peripheral partial region 412
  • the A-scan density in the central partial region 411 is twice the A-scan density in the peripheral partial region 412
  • the A-scan interval in the central partial area 411 is half the scan interval in the peripheral partial area 412.
  • the repetitive imaging rate between scan points can be kept constant, and equivalent flow velocity sensitivity can be obtained for different scan points.
  • the relative flow velocity can also be calculated.
  • scan points are arranged at regular intervals on the B scan, but the embodiment is not limited to this.
  • the number of scan points arranged at unequal intervals is fixed.
  • the bias of the scan point density may be set, for example, according to the position of the fundus tissue or the lesion.
  • the scan point density at a site of interest such as the macula, optic disc, or blood vessel can be relatively high, and the scan point density at other locations can be relatively low. Further, it is possible to relatively increase the scan point density at the lesion and relatively reduce the scan point density at other locations. This concludes the description of an example in which the method (2) is adopted.
  • the scan mode to which the present embodiment is applicable is not limited to the raster scan.
  • the method disclosed in the method (1) can be used.
  • the number of scan points (A scans) belonging to each scan line is set while setting a plurality of scan lines having different lengths. be able to. That is, it is possible to adjust the scan point array (array interval, density, etc.) according to the difference in scan line length.
  • the scan point arrangement of each of these circle scans is determined based on the ratio of the length (circumference) of these circle scans. Can be set.
  • the number of scan points belonging to each of the circle scans is equal.
  • An ophthalmologic imaging apparatus (1) executes motion contrast imaging by applying optical coherence tomography (OCT) scanning to an eye to be examined, and includes a data acquisition unit, an image forming unit, and a control unit. .
  • OCT optical coherence tomography
  • the data acquisition unit repeatedly applies the A-scan, which is a one-dimensional scan along the depth direction, to each of a plurality of scan points in motion contrast imaging. Thereby, the data acquisition unit acquires the time-series data corresponding to each of the plurality of scan points.
  • the data acquisition unit includes the OCT unit 100 and elements (such as the retroreflector 41, the OCT focusing lens 43, the optical scanner 44, and the objective lens 22) in the fundus camera unit 2 that constitute a measurement arm. .
  • the image forming unit forms a motion contrast image from the plurality of time-series data acquired by the data acquiring unit.
  • the image forming unit includes the image forming unit 220.
  • the data acquisition unit acquires the first time-series data by repeatedly applying the A-scan to the first scan point among the plurality of scan points. Further, the second time-series data is obtained by repeatedly applying the A-scan to a second scan point different from the first scan point among the plurality of scan points.
  • the control unit controls the data acquisition unit so that the data acquisition time interval in the first time series data is substantially equal to the data acquisition time interval in the second time series data.
  • the control unit includes the main control unit 211.
  • the image forming unit forms a one-dimensional motion contrast image corresponding to the first scan point from the first time series data, and forms a one-dimensional motion contrast image corresponding to the second scan point from the second time series data. .
  • the image forming unit forms a one-dimensional motion contrast image corresponding to each of the plurality of scan points from the time-series data acquired by repeatedly applying the A-scan to the scan points. From a plurality of one-dimensional motion contrast images corresponding to a plurality of scan points, a two-dimensional motion contrast image, a three-dimensional motion contrast image (stack data, volume data), a rendering front image, and the like are constructed. It is possible.
  • the time interval for applying the A-scan to the first scan point is substantially equal to the A-scan application rate for the second scan point. be able to.
  • the A-scan application rate can be adjusted not only for the two points of the first scan point and the second scan point, but also for some or all of the plurality of scan points.
  • the scan mode to which the configuration according to the present embodiment can be applied is not limited to the raster scan, but may be any scan mode such as the concentric scan described above.
  • panoramic imaging is combined to increase the imaging range of OCT angiography, even when the sizes and shapes of a plurality of regions are irregular to improve the efficiency of imaging, repeated imaging in a plurality of regions is performed. It is possible to match the rates.
  • any of the configurations exemplified below can be employed.
  • the position of the A-scan application position in the direction orthogonal to the depth direction between the time when the A-scan is applied to the first scan point and the time when the next A-scan is applied to the first scan point is set.
  • the moving route is defined as a first route.
  • the moving path of the A-scan application position in the direction orthogonal to the depth direction between the time when the A-scan is applied to the second scan point and the time when the next A-scan is applied to the second scan point is This is the second route.
  • the ophthalmologic photographing apparatus may further include a first setting unit that sets a first path and a second path.
  • the control unit can control the data acquisition unit based on the first route and the second route set by the first setting unit.
  • the first setting unit includes the setting unit 231.
  • the first setting unit determines the first path and the first path so that the length of the first path (the first path length) is substantially equal to the length of the second path (the second path length). It may be configured to set a second route.
  • the first setting unit may be configured to set the scan point interval on the first path and the scan point interval on the second path to substantially equal values.
  • the first scan point is a scan point on the first scan line
  • the second scan point is a scan point on the second scan line.
  • the first path is a first scan line
  • the second path is a second scan line.
  • the control unit can control the data acquisition unit so that the OCT scan for the first scan line is continuously performed a predetermined number of times and the OCT scan for the second scan line is continuously performed a predetermined number of times.
  • the data acquisition unit can apply the motion contrast imaging to the first region and the second region having one or both of the different shapes and dimensions.
  • the first scan point is a scan point in the first area
  • the second scan point is a scan point in the second area.
  • the ophthalmologic photographing apparatus may further include a second setting unit.
  • the moving route is defined as a first route.
  • the second setting unit sets an array of scan points on the first path (first array) and an array of scan points on the second path (second array).
  • the control unit can control the data acquisition unit based on the first array and the second array set by the second setting unit.
  • the second setting unit may be configured to set the scan point interval on the first path and the scan point interval on the second path to different values.
  • the second setting unit may be configured to set the scan point density in the first path and the scan point density in the second path to different values.
  • the second setting unit is configured to set the length of the first path (first path length) and the length of the second path (second path length) to different values. Good.
  • the second setting unit may be configured to set the number of scan points on the first path and the number of scan points on the second path to substantially equal values.
  • the first scan point is a scan point on the first scan line
  • the second scan point is a scan point on the second scan line.
  • the first path is a first scan line
  • the second path is a second scan line.
  • the control unit can control the data acquisition unit so that the OCT scan for the first scan line is continuously performed a predetermined number of times and the OCT scan for the second scan line is continuously performed a predetermined number of times.
  • the data acquisition unit can apply the motion contrast imaging to the first region and the second region having one or both of different shapes and dimensions.
  • the first scan point is a scan point in the first area
  • the second scan point is a scan point in the second area.
  • a method for controlling an ophthalmologic imaging apparatus is a method for controlling an ophthalmologic imaging apparatus that performs motion contrast imaging by applying an optical coherence tomography (OCT) scan to an eye to be examined, and includes a data acquisition step And a control step and an image forming step.
  • OCT optical coherence tomography
  • time-series data corresponding to each of the plurality of scan points is obtained by repeatedly applying an A-scan which is a one-dimensional scan along the depth direction to each of the plurality of scan points in the motion contrast imaging. get.
  • the control step is executed in parallel with the data acquisition step.
  • the data acquisition time interval in the first time series data corresponding to the first scan point of the plurality of scan points is substantially equal to the data acquisition time interval in the second time series data corresponding to the second scan point. Control is performed as follows.
  • the image forming step forms a motion contrast image from the plurality of time-series data obtained in the data obtaining step.
  • the non-transitory recording medium may be in any form, and examples include a magnetic disk, an optical disk, a magneto-optical disk, and a semiconductor memory.
  • Ophthalmic imaging apparatus 100 OCT unit 210 Control unit 211 Main control unit 230 Data processing unit 231 Setting unit

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Abstract

実施形態の眼科撮影装置は、ＯＣＴスキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行し、データ取得部と画像形成部と制御部とを含む。データ取得部は、複数のスキャン点のそれぞれに対して、深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得する。画像形成部は、データ取得部により取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する。制御部は、複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるようにデータ取得部を制御する。

Description

眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体
　本発明は、眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体に関する。
　眼科分野において画像診断は重要な位置を占める。近年では光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）の活用が進んでいる。ＯＣＴは、被検眼のＢスキャン画像や３次元画像の取得だけでなく、Ｃスキャン画像やシャドウグラムなどの正面画像（ｅｎ－ｆａｃｅ画像）の取得にも利用されるようになってきている。
　また、被検眼の特定部位を強調した画像を構築する技術も実用化されている。例えば、網膜血管や脈絡膜血管が強調された画像を形成するＯＣＴ血管造影（ＯＣＴ－Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）が注目を集めている（例えば、特許文献１を参照）。
　一般に、スキャン部位の組織（構造）は時間的に不変であるが、血管内部の血流部分は時間的に変化する。ＯＣＴ血管造影では、このような時間的変化が存在する部分（血流信号）を強調して画像を形成する。
　ＯＣＴ血管造影は、ＯＣＴモーションコントラスト撮影（ｍｏｔｉｏｎ　ｃｏｎｔｒａｓｔ　ｉｍａｇｉｎｇ）などとも呼ばれる。また、ＯＣＴ血管造影により取得される画像は、血管造影画像、アンジオグラム、モーションコントラスト画像などと呼ばれる。
　典型的な従来のＯＣＴ血管造影では、既定サイズ（例えば、９ｍｍ×９ｍｍ）の３次元スキャンが適用され、眼底血管の３次元的分布を表現した画像が得られる。一方、より広範囲の血管造影画像を取得することが望まれている。眼底の広い範囲のＯＣＴデータを取得するための技術としてパノラマ撮影が知られている（例えば、特許文献２を参照）。
　パノラマ撮影は、異なる複数の領域に３次元スキャンをそれぞれ適用し、それにより得られた複数の３次元画像を合成して広域画像を構築する画像化手法である。典型的には、互いに隣接する領域に重複領域が設定され、この重複領域を基準として隣接する画像の間の相対位置が決定される。また、異なる複数の領域に対する３次元スキャンの順次的適用は、典型的には、光スキャナの制御及び／又は固視位置の制御によって実現される。
　パノラマ撮影によって取得された広域画像は、パノラマ画像、モザイク画像、モンタージュ画像などと呼ばれる。また、パノラマ撮影は、モンタージュ撮影などとも呼ばれる。また、モーションコントラスト技術で描出される対象は血流に限定されず、時間的に変化する任意の対象も描出される。また、ＯＣＴ血管造影に適用される３次元スキャンは、一般的にはラスタースキャンであるが、固視ずれの影響を低減するためにリサージュスキャン等が採用することもある（例えば、特許文献３を参照）。
特表２０１５－５１５８９４号公報 特開２００９－１８３３３２号公報 特開２０１８－６８５７８号公報
　前述したように、ＯＣＴ血管造影では、同じ箇所を繰り返し撮影し、得られた時間的変化からモーションコントラスト画像を生成する。このとき、検出可能な流速の範囲は、繰り返し撮影のレートに依存する。繰り返し時間間隔が一定でない場合、検出可能な流速の範囲もまちまちとなる。その結果、或る箇所では低速の血流を検出可能であるが、他の箇所ではそれを検出できないといった不都合が生じる可能性がある。換言すると、流速に対する感度（流速感度）が一定にならず、描出されるべき血管が描出されないといった問題が起こるおそれがある。
　また、ＯＣＴ血管造影の撮影範囲を広げる方法として前述のパノラマ撮影があるが、効率的に撮影を行うために、それぞれ３次元スキャンが適用される複数の領域のサイズや形状を不揃いにするといった工夫が施されることも想定される。
　また、固視ずれの影響を低減するためにリサージュスキャンを採用するなど、ラスタースキャン以外の３次元スキャンモードが用いられる場合がある。
　ここに挙げたいずれの場合においても、ＯＣＴ血管造影の適用範囲全体にわたって流速感度を合わせたり、相対的流速の算出を可能にするためには、繰り返し撮影レート（繰り返し時間間隔）を撮影範囲全体にわたって一定にする必要がある。
　本発明の目的は、ＯＣＴ血管造影における繰り返し撮影レートを一定にするための技術を提供することにある。
　実施形態の第１の態様は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置であって、複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、前記複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得するデータ取得部と、前記データ取得部により取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する画像形成部と、前記複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように前記データ取得部を制御する制御部とを含む。
　実施形態の第２の態様は、第１の態様の眼科撮影装置であって、前記第１スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第１経路と、前記第２スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第２経路とを設定する第１設定部を更に含み、前記制御部は、前記第１設定部により設定された前記第１経路及び前記第２経路に基づいて前記データ取得部を制御する。
　実施形態の第３の態様は、第２の態様の眼科撮影装置であって、前記第１設定部は、前記第１経路の長さである第１経路長と前記第２経路の長さである第２経路長とが略等しくなるように、前記第１経路及び前記第２経路を設定する。
　実施形態の第４の態様は、第３の態様の眼科撮影装置であって、前記第１設定部は、前記第１経路におけるスキャン点間隔と前記第２経路におけるスキャン点間隔とを略等しい値に設定する。
　実施形態の第５の態様は、第２～第４の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、前記第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点であり、前記第１経路は前記第１スキャンラインであり、且つ、前記第２経路は前記第２スキャンラインであり、前記制御部は、前記第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、前記第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、前記データ取得部を制御する。
　実施形態の第６の態様は、第２～第５の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用し、前記第１スキャン点は前記第１領域におけるスキャン点であり、前記第２スキャン点は前記第２領域におけるスキャン点である。
　実施形態の第７の態様は、第１の態様の眼科撮影装置であって、前記第１スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第１経路におけるスキャン点の配列である第１配列と、前記第２スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第２経路におけるスキャン点の配列である第２配列とを設定する第２設定部を更に含み、前記制御部は、前記第２設定部により設定された前記第１配列及び前記第２配列に基づいて前記データ取得部を制御する。
　実施形態の第８の態様は、第７の態様の眼科撮影装置であって、前記第２設定部は、前記第１経路におけるスキャン点間隔と前記第２経路におけるスキャン点間隔とを互いに異なる値に設定する。
　実施形態の第９の態様は、第８の態様の眼科撮影装置であって、前記第２設定部は、前記第１経路の長さである第１経路長と前記第２経路の長さである第２経路長とを互いに異なる値に設定する。
　実施形態の第１０の態様は、第７～第９の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記第２設定部は、前記第１経路におけるスキャン点の個数と前記第２経路におけるスキャン点の個数とを略等しい値に設定する。
　実施形態の第１１の態様は、第７～第１０の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、前記第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点であり、前記第１経路は前記第１スキャンラインであり、且つ、前記第２経路は前記第２スキャンラインであり、前記制御部は、前記第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、前記第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、前記データ取得部を制御する。
　実施形態の第１２の態様は、第７～第１１の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用し、前記第１スキャン点は前記第１領域におけるスキャン点であり、前記第２スキャン点は前記第２領域におけるスキャン点である。
　実施形態の第１３の態様は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置を制御する方法であって、複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、前記複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得するデータ取得ステップと、前記データ取得ステップと並行して、前記複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように制御を行う制御ステップと、前記データ取得ステップにより取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する画像形成ステップとを含む。
　実施形態の第１４の態様は、第１３の態様の制御方法をコンピュータに実行させるプログラムである。
　実施形態の第１５の態様は、第１４の態様のプログラムを記録したコンピュータ可読な非一時的記録媒体である。
　実施形態によれば、ＯＣＴ血管造影における繰り返し撮影レートを一定にすることができる。
例示的な実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。 例示的な実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。 例示的な実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図である。 例示的な実施形態に係る眼科撮影装置が実行する処理の一例を説明するための概略図である。 例示的な実施形態に係る眼科撮影装置が実行する処理の一例を説明するための概略図である。
　例示的な実施形態に係る眼科撮影装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体について、図面を参照しながら詳細に説明する。実施形態の眼科撮影装置は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を実行する機能を備えた眼科装置であり、ＯＣＴ血管造影を実行可能である。実施形態では眼底にＯＣＴ血管造影が適用されるが、ＯＣＴ血管造影の対象は眼底以外の部位（例えば前眼部）であってもよい。
　以下、スウェプトソースＯＣＴと眼底カメラとを組み合わせた眼科撮影装置について説明するが、実施形態はこれに限定されない。ＯＣＴの種別はスウェプトソースＯＣＴには限定されず、例えばスペクトラルドメインＯＣＴであってもよい。
　スウェプトソースＯＣＴは、波長可変光源（波長掃引光源）からの光を測定光と参照光とに分割し、被検物からの測定光の戻り光を参照光と重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光をバランスドフォトダイオード等で検出し、波長の掃引及び測定光のスキャンに応じて収集された検出データにフーリエ変換等を施して画像を形成する手法である。
　スペクトラルドメインＯＣＴは、低コヒーレンス光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検物からの測定光の戻り光を参照光と重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光のスペクトル分布を分光器で検出し、検出されたスペクトル分布にフーリエ変換等を施して画像を形成する手法である。
　このように、スウェプトソースＯＣＴは時分割でスペクトル分布を取得するＯＣＴ手法であり、スペクトラルドメインＯＣＴは空間分割でスペクトル分布を取得するＯＣＴ手法である。なお、実施形態に利用することが可能なＯＣＴ手法はこれらに限定されず、これらと異なる任意のＯＣＴ手法（例えば、タイムドメインＯＣＴ）を利用した実施形態を採用することも可能である。
　実施形態に係る眼科撮影装置は、被検眼の写真（デジタル写真）を取得する機能を備えていてもよいし、備えていなくてもよい。デジタル写真を取得する機能を有する眼科モダリティの典型的な例として、眼底カメラ、走査型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ）、スリットランプ顕微鏡、前眼部撮影カメラ、手術用顕微鏡などがある。眼底写真等の正面画像は、眼底の観察やスキャンエリアの設定やトラッキングなどに利用可能である。なお、実施形態に利用可能な眼科モダリティはこれらに限定されず、また、眼科以外のモダリティを利用した実施形態を採用することも可能である。
　本明細書においては、特に言及しない限り、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを区別しない。同様に、特に言及しない限り、被検眼の部位又は組織と、それを表す画像とを区別しない。
　さて、実施形態は、ＯＣＴ血管造影における繰り返し撮影レートを一定にするための例示的な技術を提供する。一般に、ＯＣＴ血管造影ではＡスキャン速度（Ａスキャンの繰り返しレート）は一定である。そのため、例示的な実施形態は、繰り返し撮影レートを一定にするために、次のいずれかの方法を採用することができる：（１）任意の箇所に対してＡスキャンを適用してから同箇所に次のＡスキャンを適用するまでの間に行われるスキャンの経路の長さを一定にする；（２）Ａスキャンの配列を調整する。
〈構成〉
　図１に示す例示的な眼科撮影装置１は、眼底カメラユニット２と、ＯＣＴユニット１００と、演算制御ユニット２００とを含む。眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの正面画像を取得するための光学系や機構と、ＯＣＴを実行するための光学系や機構とが設けられている。ＯＣＴユニット１００には、ＯＣＴを実行するための光学系や機構が設けられている。演算制御ユニット２００は、各種の処理（演算、制御等）を実行するように構成された１以上のプロセッサを含む。これらに加え、被検者の顔を支持するための部材（顎受け、額当て等）や、ＯＣＴが適用される部位を切り替えるためのレンズユニット（例えば、前眼部ＯＣＴ用アタッチメント）等の任意の要素やユニットが眼科撮影装置１に設けられてもよい。
　本明細書において「プロセッサ」は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｓｐｅｃｉｆｉｃ　Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｃｉｒｃｕｉｔ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、ＳＰＬＤ（Ｓｉｍｐｌｅ　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｌｏｇｉｃ　Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＰＬＤ（Ｃｏｍｐｌｅｘ　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｌｏｇｉｃ　Ｄｅｖｉｃｅ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ））等の回路を意味する。プロセッサは、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。
〈眼底カメラユニット２〉
　眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆを撮影するための光学系が設けられている。取得される眼底Ｅｆのデジタル画像（眼底像、眼底写真等と呼ばれる）は、一般に、観察画像、撮影画像等の正面画像である。観察画像は、近赤外光を用いた動画撮影により得られる。撮影画像は、可視領域のフラッシュ光を用いた静止画像である。
　眼底カメラユニット２は、照明光学系１０と撮影光学系３０とを含む。照明光学系１０は、被検眼Ｅに照明光を照射する。撮影光学系３０は、被検眼Ｅに照射された照明光の戻り光を検出する。ＯＣＴユニット１００からの測定光は、眼底カメラユニット２内の光路を通じて被検眼Ｅに導かれる。被検眼Ｅ（例えば、眼底Ｅｆ）に投射された測定光の戻り光は、眼底カメラユニット２内の同じ光路を通じてＯＣＴユニット１００に導かれる。
　照明光学系１０の観察光源１１から出力された光（観察照明光）は、凹面鏡１２により反射され、集光レンズ１３を経由し、可視カットフィルタ１４を透過して近赤外光となる。更に、観察照明光は、撮影光源１５の近傍にて一旦集束し、ミラー１６により反射され、リレーレンズ系１７、リレーレンズ１８、絞り１９、及びリレーレンズ系２０を経由して孔開きミラー２１に導かれる。そして、観察照明光は、孔開きミラー２１の周辺部（孔部の周囲の領域）にて反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて被検眼Ｅ（眼底Ｅｆ）を照明する。観察照明光の被検眼Ｅからの戻り光は、対物レンズ２２により屈折され、ダイクロイックミラー４６を透過し、孔開きミラー２１の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー５５を透過し、撮影合焦レンズ３１を経由し、ミラー３２により反射される。更に、この戻り光は、ハーフミラー３３Ａを透過し、ダイクロイックミラー３３により反射され、結像レンズ３４によりイメージセンサ３５の受光面に結像される。イメージセンサ３５は、所定のフレームレートで戻り光を検出する。なお、撮影光学系３０のフォーカスは、眼底Ｅｆ又は前眼部に合致するように調整される。
　撮影光源１５から出力された光（撮影照明光）は、観察照明光と同様の経路を通って眼底Ｅｆに照射される。被検眼Ｅからの撮影照明光の戻り光は、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってダイクロイックミラー３３まで導かれ、ダイクロイックミラー３３を透過し、ミラー３６により反射され、結像レンズ３７によりイメージセンサ３８の受光面に結像される。
　液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）３９は固視標（固視標画像）を表示する。ＬＣＤ３９から出力された光束は、その一部がハーフミラー３３Ａに反射され、ミラー３２に反射され、撮影合焦レンズ３１及びダイクロイックミラー５５を経由し、孔開きミラー２１の孔部を通過する。孔開きミラー２１の孔部を通過した光束は、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投射される。固視標は、典型的には、視線の誘導及び固定に利用される。被検眼Ｅの視線が誘導（及び固定）される方向、つまり被検眼Ｅの固視が促される方向は、固視位置と呼ばれる。
　ＬＣＤ３９の画面上における固視標画像の表示位置を変更することにより、固視標による被検眼Ｅの固視位置を変更することができる。固視位置の例として、黄斑を中心とする画像を取得するための固視位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための固視位置や、黄斑と視神経乳頭との間の位置（眼底中心）を中心とする画像を取得するための固視位置や、黄斑から大きく離れた部位（眼底周辺部）の画像を取得するための固視位置などがある。
　このような典型的な固視位置の少なくとも１つを指定するためのグラフィカルユーザーインターフェース（ＧＵＩ）等を設けることができる。また、固視位置（固視標の表示位置）をマニュアルで移動するためのＧＵＩ等を設けることができる。また、固視位置を自動で設定する構成を適用することも可能である。
　固視位置の変更が可能な固視標を被検眼Ｅに提示するための構成は、ＬＣＤ等の表示デバイスには限定されない。例えば、複数の発光部（発光ダイオード等）がマトリクス状に配列されたデバイス（固視マトリクス）を、表示デバイスの代わりに採用することができる。この場合、複数の発光部を選択的に点灯させることにより、固視標による被検眼Ｅの固視位置を変更することができる。他の例として、移動可能な１以上の発光部を備えたデバイスによって、固視位置の変更が可能な固視標を生成することができる。
　アライメント光学系５０は、被検眼Ｅに対する光学系のアライメントに用いられるアライメント指標を生成する。発光ダイオード（ＬＥＤ）５１から出力されたアライメント光は、絞り５２、絞り５３、及びリレーレンズ５４を経由し、ダイクロイックミラー５５により反射され、孔開きミラー２１の孔部を通過し、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２を介して被検眼Ｅに投射される。アライメント光の被検眼Ｅからの戻り光（角膜反射光等）は、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってイメージセンサ３５に導かれる。その受光像（アライメント指標像）に基づいてマニュアルアライメントやオートアライメントを実行することができる。
　フォーカス光学系６０は、被検眼Ｅに対するフォーカス調整に用いられるスプリット指標を生成する。撮影光学系３０の光路（撮影光路）に沿った撮影合焦レンズ３１の移動に連動して、フォーカス光学系６０は照明光学系１０の光路（照明光路）に沿って移動される。反射棒６７は、照明光路に対して挿脱される。フォーカス調整を行う際には、反射棒６７の反射面が照明光路に傾斜配置される。ＬＥＤ６１から出力されたフォーカス光は、リレーレンズ６２を通過し、スプリット指標板６３により２つの光束に分離され、二孔絞り６４を通過し、ミラー６５により反射され、集光レンズ６６により反射棒６７の反射面に一旦結像されて反射される。更に、フォーカス光は、リレーレンズ２０を経由し、孔開きミラー２１に反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２を介して被検眼Ｅに投射される。フォーカス光の被検眼Ｅからの戻り光（眼底反射光等）は、アライメント光の戻り光と同じ経路を通ってイメージセンサ３５に導かれる。その受光像（スプリット指標像）に基づいてマニュアルフォーカシングやオートフォーカシングを実行できる。
　孔開きミラー２１とダイクロイックミラー５５との間の撮影光路に、視度補正レンズ７０及び７１を選択的に挿入することができる。視度補正レンズ７０は、強度遠視を補正するためのプラスレンズ（凸レンズ）である。視度補正レンズ７１は、強度近視を補正するためのマイナスレンズ（凹レンズ）である。
　ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用光路とＯＣＴ用光路（測定アーム）とを合成する。ダイクロイックミラー４６は、ＯＣＴに用いられる波長帯の光を反射し、眼底撮影用の光を透過させる。測定アームには、ＯＣＴユニット１００側から順に、コリメータレンズユニット４０、リトロリフレクタ４１、分散補償部材４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、光スキャナ４４、及びリレーレンズ４５が設けられている。
　リトロリフレクタ４１は、図１に示す矢印の方向に移動可能とされ、それにより測定アームの長さが変更される。測定アーム長の変更は、例えば、眼軸長に応じた光路長補正や、干渉状態の調整などに利用される。
　分散補償部材４２は、参照アームに配置された分散補償部材１１３（後述）とともに、測定光ＬＳの分散特性と参照光ＬＲの分散特性とを合わせるよう作用する。
　ＯＣＴ合焦レンズ４３は、測定アームのフォーカス調整を行うために測定アームに沿って移動される。なお、撮影合焦レンズ３１の移動、フォーカス光学系６０の移動、及びＯＣＴ合焦レンズ４３の移動を連係的に制御することができる。
　光スキャナ４４は、実質的に、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な位置に配置される。光スキャナ４４は、測定アームにより導かれる測定光ＬＳを偏向する。光スキャナ４４は、例えば、２次元走査が可能なガルバノスキャナである。典型的には、光スキャナ４４は、測定光を±ｘ方向に偏向するための１次元スキャナと、測定光を±ｙ方向に偏向するための１次元スキャナとを含む。この場合、例えば、これら１次元スキャナのいずれか一方が瞳孔と光学的に共役な位置に配置されるか、或いは、瞳孔と光学的に共役な位置がこれら１次元スキャナの間に配置される。
〈ＯＣＴユニット１００〉
　図２に示す例示的なＯＣＴユニット１００には、スウェプトソースＯＣＴを実行するための光学系が設けられている。この光学系は干渉光学系を含む。この干渉光学系は、波長可変光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検眼Ｅに投射された測定光の戻り光と参照光路を経由した参照光とを重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光を検出する。干渉光の検出により得られたデータ（検出信号）は、干渉光のスペクトルを表す信号であり、演算制御ユニット２００に送られる。
　光源ユニット１０１は、例えば、出射光の波長を高速で変化させる近赤外波長可変レーザーを含む。光源ユニット１０１から出力された光Ｌ０は、光ファイバ１０２により偏波コントローラ１０３に導かれてその偏光状態が調整される。更に、光Ｌ０は、光ファイバ１０４によりファイバカプラ１０５に導かれて測定光ＬＳと参照光ＬＲとに分割される。測定光ＬＳの光路は測定アームなどと呼ばれ、参照光ＬＲの光路は参照アームなどと呼ばれる。
　ファイバカプラ１０５により生成された参照光ＬＲは、光ファイバ１１０によりコリメータ１１１に導かれて平行光束に変換され、光路長補正部材１１２及び分散補償部材１１３を経由し、リトロリフレクタ１１４に導かれる。光路長補正部材１１２は、参照光ＬＲの光路長と測定光ＬＳの光路長とを合わせるよう作用する。分散補償部材１１３は、測定アームに配置された分散補償部材４２とともに、参照光ＬＲと測定光ＬＳとの間の分散特性を合わせるよう作用する。リトロリフレクタ１１４は、これに入射する参照光ＬＲの光路に沿って移動可能であり、それにより参照アームの長さが変更される。参照アーム長の変更は、例えば、眼軸長に応じた光路長補正や、干渉状態の調整などに利用される。
　リトロリフレクタ１１４を経由した参照光ＬＲは、分散補償部材１１３及び光路長補正部材１１２を経由し、コリメータ１１６によって平行光束から集束光束に変換され、光ファイバ１１７に入射する。光ファイバ１１７に入射した参照光ＬＲは、偏波コントローラ１１８に導かれてその偏光状態が調整され、光ファイバ１１９を通じてアッテネータ１２０に導かれてその光量が調整され、光ファイバ１２１を通じてファイバカプラ１２２に導かれる。
　一方、ファイバカプラ１０５により生成された測定光ＬＳは、光ファイバ１２７を通じてコリメータレンズユニット４０に導かれて平行光束に変換され、リトロリフレクタ４１、分散補償部材４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、光スキャナ４４、及びリレーレンズ４５を経由し、ダイクロイックミラー４６により反射され、対物レンズ２２により屈折されて被検眼Ｅに投射される。測定光ＬＳは、被検眼Ｅの様々な深さ位置において散乱・反射される。測定光ＬＳの被検眼Ｅからの戻り光は、測定アームを逆向きに進行してファイバカプラ１０５に導かれ、光ファイバ１２８を経由してファイバカプラ１２２に到達する。
　ファイバカプラ１２２は、光ファイバ１２８を介して入射された測定光ＬＳと、光ファイバ１２１を介して入射された参照光ＬＲとを重ね合わせて干渉光を生成する。ファイバカプラ１２２は、生成された干渉光を所定の分岐比（例えば１：１）で分岐することで一対の干渉光ＬＣを生成する。一対の干渉光ＬＣは、それぞれ光ファイバ１２３及び１２４を通じて検出器１２５に導かれる。
　検出器１２５は、例えばバランスドフォトダイオードを含む。バランスドフォトダイオードは、一対の干渉光ＬＣをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを含み、これらにより得られた一対の検出信号の差分を出力する。検出器１２５は、この出力（差分信号等の検出信号）をデータ収集システム（ＤＡＱ）１３０に送る。
　データ収集システム１３０には、光源ユニット１０１からクロックＫＣが供給される。クロックＫＣは、光源ユニット１０１において、波長可変光源により所定の波長範囲内で掃引される各波長の出力タイミングに同期して生成される。光源ユニット１０１は、例えば、各出力波長の光Ｌ０を分岐して２つの分岐光を生成し、これら分岐光の一方を光学的に遅延させ、これら分岐光を合成し、得られた合成光を検出し、その検出信号に基づいてクロックＫＣを生成する。データ収集システム１３０は、検出器１２５から入力される検出信号（差分信号）のサンプリングをクロックＫＣに基づいて実行する。データ収集システム１３０は、このサンプリングで得られたデータを演算制御ユニット２００に送る。
　本例では、測定アーム長を変更するための要素（例えば、リトロリフレクタ４１）と、参照アーム長を変更するための要素（例えば、リトロリフレクタ１１４、又は参照ミラー）との双方が設けられているが、これら要素のうちの一方のみが設けられていてもよい。また、測定アーム長と参照アーム長との間の差（光路長差）を変更するための要素はこれらに限定されず、任意の要素（光学部材、機構など）を採用することが可能である。
〈演算制御ユニット２００〉
　演算制御ユニット２００は、眼底カメラユニット２、表示装置３及びＯＣＴユニット１００の各部を制御する。また、演算制御ユニット２００は、各種の演算処理を実行する。例えば、演算制御ユニット２００は、一連の波長走査毎に（Ａライン毎に）、データ収集システム１３０により得られたサンプリングデータ群に基づくスペクトル分布にフーリエ変換等の信号処理を施すことにより、各Ａラインにおける反射強度プロファイルを形成する。更に、演算制御ユニット２００は、各Ａラインの反射強度プロファイルを画像化することにより画像データを形成する。そのための演算処理は、従来のスウェプトソースＯＣＴと同様である。
　演算制御ユニット２００は、例えば、プロセッサ、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ　Ｏｎｌｙ　Ｍｅｍｏｒｙ）、ハードディスクドライブ、通信インターフェイスなどを含む。ハードディスクドライブ等の記憶装置には各種のコンピュータプログラムが格納されている。演算制御ユニット２００は、操作デバイス、入力デバイス、表示デバイスなどを含んでいてもよい。
〈制御系〉
　眼科撮影装置１の制御系（処理系）の構成の例を図３に示す。制御部２１０、画像形成部２２０及びデータ処理部２３０は、例えば演算制御ユニット２００に設けられる。
〈制御部２１０〉
　制御部２１０は、プロセッサを含み、眼科撮影装置１の各部を制御する。制御部２１０は、主制御部２１１と記憶部２１２とを含む。
〈主制御部２１１〉
　主制御部２１１は、プロセッサを含み、眼科撮影装置１の各要素（図１～図３に示された要素を含む）を制御する。主制御部２１１は、回路を含むハードウェアと、制御ソフトウェアとの協働により実現される。
　撮影光路に配置された撮影合焦レンズ３１と照明光路に配置されたフォーカス光学系６０とは、主制御部２１１の制御の下に、図示しない撮影合焦駆動部によって移動される。測定アームに設けられたリトロリフレクタ４１は、主制御部２１１の制御の下に、リトロリフレクタ（ＲＲ）駆動部４１Ａによって移動される。測定アームに配置されたＯＣＴ合焦レンズ４３は、主制御部２１１の制御の下に、ＯＣＴ合焦駆動部４３Ａによって移動される。測定アームに設けられた光スキャナ４４は、主制御部２１１の制御の下に動作する。参照アームに配置されたリトロリフレクタ１１４は、主制御部２１１の制御の下に、リトロリフレクタ（ＲＲ）駆動部１１４Ａによって移動される。これら駆動部のそれぞれは、主制御部２１１の制御の下に動作するパルスモータ等のアクチュエータを含む。
　移動機構１５０は、例えば、少なくとも眼底カメラユニット２を３次元的に移動する。典型的な例において、移動機構１５０は、±ｘ方向（左右方向）に移動可能なｘステージと、ｘステージを移動するｘ移動機構と、±ｙ方向（上下方向）に移動可能なｙステージと、ｙステージを移動するｙ移動機構と、±ｚ方向（奥行き方向）に移動可能なｚステージと、ｚステージを移動するｚ移動機構とを含む。これら移動機構のそれぞれは、主制御部２１１の制御の下に動作するパルスモータ等のアクチュエータを含む。
　主制御部２１１は、後述の設定部２３１により設定された条件に基づいてＯＣＴスキャン（ＯＣＴ血管造影、パノラマＯＣＴ血管造影）を実行することができる。
〈記憶部２１２〉
　記憶部２１２は各種のデータを記憶する。記憶部２１２に記憶されるデータとしては、例えば、ＯＣＴ画像の画像データ、眼底像の画像データ、被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者ＩＤや氏名などの被検者情報や、左眼／右眼の識別情報や、電子カルテ情報などを含む。
〈画像形成部２２０〉
　画像形成部２２０は、データ収集システム１３０により収集されたデータに基づいて画像データを形成する。画像形成部２２０は、プロセッサを含む。画像形成部２２０は、回路を含むハードウェアと、画像形成ソフトウェアとの協働により実現される。
　画像形成部２２０は、データ収集システム１３０により収集されたデータに基づいて断面像データを形成する。この処理には、従来のスウェプトソースＯＣＴと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）などの信号処理が含まれる。
　画像形成部２２０により形成される画像データは、ＯＣＴスキャンが適用されたエリアに配列された複数のＡライン（ｚ方向に沿うスキャンライン）における反射強度プロファイルを画像化することによって形成された一群の画像データ（一群のＡスキャン画像データ）を含むデータセットである。
　画像形成部２２０により形成される画像データは、例えば、１以上のＢスキャン画像データ、又は、複数のＢスキャン画像データを単一の３次元座標系に埋め込んで形成されたスタックデータなどである。画像形成部２２０は、スタックデータに補間処理等を施してボリュームデータ（ボクセルデータ）を形成することも可能である。スタックデータやボリュームデータは、３次元座標系により表現された３次元画像データの典型的な例である。
　ＯＣＴ血管造影が実施される場合、主制御部２１１は、眼底Ｅｆの同じ領域を所定回数だけ繰り返しスキャンする。画像形成部２２０は、この繰り返しスキャンにおいてデータ収集システム１３０により収集されたデータセットに基づいて、モーションコントラスト画像を形成することができる。このモーションコントラスト画像は、眼底Ｅｆの血流に起因する干渉信号の時間的変化を強調して画像化した血管造影画像である。典型的には、眼底Ｅｆの３次元領域に対してＯＣＴ血管造影が適用され、眼底Ｅｆの血管の３次元的な分布を表す画像が得られる。
　画像形成部２２０は、３次元画像データを加工することができる。例えば、画像形成部２２０は、３次元画像データにレンダリングを適用して新たな画像データを構築することができる。レンダリングの手法としては、ボリュームレンダリング、最大値投影（ＭＩＰ）、最小値投影（ＭｉｎＩＰ）、サーフェスレンダリング、多断面再構成（ＭＰＲ）などがある。また、画像形成部２２０は、３次元画像データをｚ方向（Ａライン方向、深さ方向）に投影してプロジェクションデータを構築することができる。また、画像形成部２２０は、３次元画像データの一部をｚ方向に投影してシャドウグラムを構築することができる。なお、シャドウグラムを構築するために投影される３次元画像データの一部は、例えば、後述のセグメンテーションを利用して設定される。
　ＯＣＴ血管造影が実施された場合、画像形成部２２０は、３次元血管造影画像データから、任意の２次元血管造影画像データ及び／又は任意の擬似的３次元血管造影画像データを構築することが可能である。例えば、画像形成部２２０は、３次元血管造影画像データに多断面再構成を適用することにより、眼底Ｅｆの任意の断面を表す２次元血管造影画像データを構築することができる。また、画像形成部２２０は、３次元血管造影画像データにセグメンテーションを適用して特定されたスラブから正面画像を構築することが可能である。
〈データ処理部２３０〉
　データ処理部２３０は、各種のデータ処理を実行する。例えば、データ処理部２３０は、ＯＣＴ画像データに画像処理や解析処理を適用することや、観察画像データ又は撮影画像データに画像処理や解析処理を適用することが可能である。データ処理部２３０は、例えば、プロセッサ及び専用回路基板の少なくともいずれかを含む。
〈設定部２３１〉
　データ処理部２３０は設定部２３１を含む。設定部２３１は、ＯＣＴ血管造影のためのスキャン条件を設定する。以下、眼科撮影装置１を用いて実施可能なＯＣＴ血管造影の例についてまず説明する。
　ＯＣＴ血管造影では、Ａスキャンの適用対象となる複数のスキャン点が設定される。典型的なＯＣＴ血管造影では、互いに平行な複数のＢスキャンからなるラスタースキャンが採用され、各Ｂスキャンは複数のＡスキャンからなる。スキャン点は、Ａスキャンが適用される位置である。
　眼科撮影装置１は、各スキャン点に対してＡスキャンを繰り返し適用することで、各スキャン点に対応する時系列データを取得する。各スキャン点に対するＡスキャンの繰り返し回数は、典型的には予め設定されており、例えば４回である。
　ラスタースキャンが採用される場合のＯＣＴモーションコントラスト撮影の一例において、眼科撮影装置１は、一のスキャンラインに対するＯＣＴスキャン（Ｂスキャン）を所定回数連続して実行し、その後に、次のスキャンラインに対するＢスキャンを連続して所定回数実行する。本例では、このような反復的ＯＣＴスキャンが、ラスタースキャンを構成する複数のスキャンラインに対し、所定の順序にしたがって順次に適用される。すなわち、眼科撮影装置１は、ラスタースキャンを構成する複数のスキャンラインそれぞれを単位として繰り返しスキャンを実行してよい。
　ラスタースキャンが採用される場合のＯＣＴモーションコントラスト撮影の他の例において、眼科撮影装置１は、２以上のスキャンラインからなるスキャンライン群を単位として繰り返しスキャンを行ってもよい。より具体的には、眼科撮影装置１は、一のスキャンライン群に含まれる２以上のスキャンラインに対してＯＣＴスキャン（Ｂスキャン）を順次に１回ずつ適用し、この順次的スキャンを所定回数実行する。その後、眼科撮影装置１は、次のスキャンライン群に対して同様のＯＣＴスキャンを適用する。本例では、このような反復的ＯＣＴスキャンが、ラスタースキャンに含まれる複数のスキャンライン群に対し、所定の順序にしたがって順次に適用される。これにより、ラスタースキャンを構成する各スキャンラインに対する反復的ＯＣＴスキャンが行われる。
　以上に例示したようなＯＣＴモーションコントラスト撮影により、眼科撮影装置１は、各スキャン点に対応する時系列データを取得する。時系列データは、Ａスキャンの繰り返し回数に対応する個数のデータを含む。典型的な時系列データは、Ａスキャンの繰り返し回数と等しい個数のデータを含む。なお、ラスタースキャン以外のスキャンモードが採用される場合においても、同じ要領でＯＣＴモーションコントラスト撮影を実行することが可能である。
　設定部２３１は、ＯＣＴモーションコントラスト撮影のためのスキャン条件を設定する。より具体的には、設定部２３１は、ＯＣＴモーションコントラスト撮影が適用される複数のスキャン点のそれぞれについて、一定の時間間隔でＯＣＴスキャンが繰り返し適用されるように、スキャン条件を設定する。
　すなわち、設定部２３１は、ＯＣＴモーションコントラスト撮影が適用される複数のスキャン点のうちの任意の第１スキャン点に対する反復的ＯＣＴスキャンの時間間隔（繰り返し撮影レート）と、任意の第２スキャン点に対する繰り返し撮影レートとが略等しくなるように、スキャン条件を設定する。
　これにより、第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と、第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが、略等しくなる。データ取得時間間隔は、時系列データに含まれる複数のデータの取得タイミングの差（間隔）であり、繰り返し撮影レートと同等のパラメータである。
　なお、異なるスキャン点の間における繰り返し撮影レートの差（つまり、異なるスキャン点に対応するデータ取得時間間隔の差）はゼロである必要はなく、所定の目的を達成可能な範囲における誤差が許容される。所定の目的は、例えば、異なるスキャン点について同等の流速感度が得られること、異なるスキャン点について得られた流速同士を比較可能であること（つまり、相対的流速を算出できること）などであってよい。
　前述したように、本実施形態では、スキャン点間における繰り返し撮影レートを一定化するスキャン条件を設定するために、次のいずれかの方法を採用することができる：（１）一のスキャン点にＡスキャンを適用してから同スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間に行われるスキャンの経路の長さを一定にする；（２）Ａスキャンの配列を調整する。なお、前述したように、Ａスキャン速度（Ａスキャンの繰り返しレート）は一定であるとする。つまり、一のＡスキャンと次のＡスキャンとの間の時間間隔は一定であるとする。
　設定部２３１は、方法（１）に対応するスキャン条件及び方法（２）に対応するスキャン条件のいずれか一方又は双方を設定可能に構成されてよい。
　方法（１）が採用される場合について説明する。一例として、ラスタースキャンがＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）（ｍ＝１，２，・・・，Ｍ）を含み、各スキャンラインＳＬ（ｍ）がＮ個のスキャン点ＳＰ（ｍ，ｎ）（ｎ＝１，２，・・・，Ｎ）を含むものとする。また、添字ｍはＢスキャンが適用される順序を示すものとし、添字ｎはＡスキャンが適用される順序を示すものとする。
　ここで、Ｍ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）それぞれに含まれるスキャン点の個数は等しい（Ｎ個）。また、Ｍ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）それぞれの長さは等しくてもよいし、等しくなくてもよい。
　スキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ１）を第１スキャン点とし、これと異なるスキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ２）を第２スキャン点とする。したがって、ｍ１≠ｍ２及びｎ１≠ｎ２のいずれか一方又は双方が満足される。
　また、繰り返しスキャンは、スキャンラインＳＬ（ｍ）それぞれを単位として実行されるものとする。つまり、スキャンラインＳＬ（ｍ）に繰り返しスキャンを適用した後にスキャンラインＳＬ（ｍ＋１）に繰り返しスキャンが適用される（ｍ＝１，２，・・・，Ｍ－１）。なお、２以上のスキャンラインからなるスキャンライン群を単位として繰り返しスキャンを行う場合については説明は省略するが、以下と同様の処理を適用可能である。
　第１スキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ１）にＡスキャンを適用してから第１スキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ１）に次のＡスキャンを適用するまでの期間には、スキャンラインＳＬ（ｍ１）に属する他のＮ－１個のスキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ）（ｎ＝１，２，・・・，Ｎ；ｎ≠ｎ１）に対するスキャンが行われる。よって、この期間に行われるスキャンの経路（第１経路）はスキャンラインＳＬ（ｍ１）であり、第１経路の長さはスキャンラインＳＬ（ｍ１）の長さに等しい。
　同様に、第２スキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ２）にＡスキャンを適用してから第２スキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ２）に次のＡスキャンを適用するまでの期間には、スキャンラインＳＬ（ｍ２）に属する他のＮ－１個のスキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ）（ｎ＝１，２，・・・，Ｎ；ｎ≠ｎ２）に対するスキャンが行われる。よって、この期間に行われるスキャンの経路（第２経路）はスキャンラインＳＬ（ｍ２）であり、第２経路の長さはスキャンラインＳＬ（ｍ２）の長さに等しい。
　方法（１）が採用される場合、設定部２３１は、以上の条件が満足されるように、第１経路（スキャンラインＳＬ（ｍ１））と第２経路（スキャンラインＳＬ（ｍ２））とを設定することができる。なお、ラスタースキャンに属するスキャン点の一部のみが上記条件を満足するようにスキャンラインを設定してもよいが、典型的には、全てのスキャン点が上記の条件を満足するように全てのスキャンラインを設定することができる。
　本例において、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）の長さである第１経路長とスキャンラインＳＬ（ｍ２）の長さである第２経路長とが略等しくなるように、スキャンラインＳＬ（ｍ１）及びスキャンラインＳＬ（ｍ２）を設定することができる。典型的には、略等しい長さのＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）が設定される。
　加えて、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）におけるスキャン点間隔とスキャンラインＳＬ（ｍ２）におけるスキャン点間隔とを略等しい値に設定することができる。すなわち、設定部２３１は、同じ個数のスキャン点が同じ間隔で配列されたスキャンラインＳＬ（ｍ１）とスキャンラインＳＬ（ｍ２）とを設定することができる。典型的には、同じ個数のスキャン点が同じ間隔で配列されたＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）が設定される。
　眼科撮影装置１は、パノラマＯＣＴ血管造影を実行可能である。すなわち、眼科撮影装置１は、互いに異なる複数の領域にＯＣＴモーションコントラスト撮影をそれぞれ適用することで広域モーションコントラスト画像を構築することができる。広域モーションコントラスト画像は、複数の領域に対応する複数のモーションコントラスト画像を合成して得られるモザイク画像である。
　前述したように、パノラマＯＣＴ血管造影の効率化を図るために、複数の領域の形態を不揃いにすることが考えられる。ここで、領域の形態の例として形状及び寸法がある。このように、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれＯＣＴモーションコントラスト撮影を適用する場合、第１領域に属するスキャン点を第１スキャン点とし、第２領域に属するスキャン点を第２スキャン点とすることができる。これにより、異なる領域に属するスキャンラインの長さを略等しくすることができる。
　具体例を図４に示す。本例では、ｘｙ面において正方形状の全体領域が中心部分領域４１１と周辺部分領域４１２とに分割されている。典型的には、中心部分領域４１１は眼底Ｅｆの中心部に配置され、周辺部分領域４１２は眼底Ｅｆの周辺部に配置される。中心部分領域４１１は、ｘｙ面において正方形状である。周辺部分領域４１２は、ｘｙ面において２つの同心正方形により画定された形状である。中心部分領域４１１の外縁と周辺部分領域４１２の内縁とが共通である。
　図４に示す各矢印は、１つのスキャンラインを示す。中心部分領域４１１の幅（辺の長さ）は、周辺部分領域４１２の外寸（外縁の辺の長さ）の半分である。中心部分領域４１１に適用されるスキャンモードは、中心部分領域４１１の幅と同じ長さを持つ複数のスキャンライン（Ｂスキャン）からなるラスタースキャンである。
　周辺部分領域４１２についても、少なくとも図４において中心部分領域４１１よりも上方の領域は、中心部分領域４１１の幅と同じ長さを持つ複数のＢスキャンによってスキャンされる。なお、図４に示すように、１つのＢスキャンの終点が他のＢスキャンの始点に一致している。すなわち、中心部分領域４１１の幅と同じ長さを持つ複数のＢスキャンからなるラスタースキャンを２つ、Ｂスキャンに沿う方向（ラスタースキャンにおけるＢスキャン配列方向に直交する方向）に並べることによって、中心部分領域４１１の幅の２倍の外寸の周辺部分領域４１２（その一部）をスキャンしている。
　このようにＢスキャン（スキャンライン）の長さを揃えることにより、スキャン点間における繰り返し撮影レートを一定にすることができ、異なるスキャン点について同等の流速感度を得ることができ、相対的流速の算出も可能になる。以上で、方法（１）が採用される場合の例の説明を終える。
　また、眼底Ｅｆの中心部に中心部分領域４１１を配置し、且つ、眼底Ｅｆの周辺部に周辺部分領域４１２を配置することで、（ほぼ）一定のフォーカス条件（焦点位置、焦点距離）及び（ほぼ）一定のＯＣＴ光路長条件で中心部分領域４１１のスキャンを行うことができ、また、（ほぼ）一定のフォーカス条件及び（ほぼ）一定のＯＣＴ光路長条件で周辺部分領域４１２のスキャンを行うことができる。本例のように、眼底形状に応じて複数の領域を設定することで、パノラマＯＣＴ血管造影の効率化を図ることが可能になる。
　次に、方法（２）が採用される場合について説明する。本例では、スキャン点間における繰り返し撮影レートを一定化するために、Ａスキャンの配列を調整する。以下、方法（１）の説明と同様に、ラスタースキャンがＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）（ｍ＝１，２，・・・，Ｍ）を含み、各スキャンラインＳＬ（ｍ）がＮ個のスキャン点ＳＰ（ｍ，ｎ）（ｎ＝１，２，・・・，Ｎ）を含むものとする。また、スキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ１）を第１スキャン点とし、これと異なるスキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ２）を第２スキャン点とする。
　設定部２３１は、上記の第１経路（スキャンラインＳＬ（ｍ１））におけるスキャン点ＳＰ（ｍ１，ｎ）の配列である第１配列と、上記の第２経路（スキャンラインＳＬ（ｍ２））におけるスキャン点ＳＰ（ｍ２，ｎ）の配列である第２配列とを設定することができる。なお、ラスタースキャンに属するスキャン点の一部のみが上記条件を満足するようにスキャンラインを設定してもよいが、典型的には、全てのスキャン点が上記の条件を満足するようにスキャン点配列を設定することができる。
　本例において、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）におけるスキャン点間隔とスキャンラインＳＬ（ｍ２）におけるスキャン点間隔とを互いに異なる値に設定することができる。
　例えば、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）の長さとスキャンラインＳＬ（ｍ２）の長さとを互いに異なる値に設定することができる。
　このようにスキャンラインＳＬ（ｍ１）の長さとスキャンラインＳＬ（ｍ２）の長さとが異なる場合に、スキャンラインＳＬ（ｍ１）に属するスキャン点の個数とスキャンラインＳＬ（ｍ２）に属するスキャン点の個数とを等しくすることができる。すなわち、設定部２３１は、同じ個数のスキャン点が互いに異なる間隔で配列されたスキャンラインＳＬ（ｍ１）とスキャンラインＳＬ（ｍ２）とを設定することができる。典型的には、同じ個数のスキャン点が異なる間隔で配列されたＭ本のスキャンラインＳＬ（ｍ）が設定される。
　より一般的に、設定部２３１は、スキャンラインＳＬ（ｍ１）におけるスキャン点の個数とスキャンラインＳＬ（ｍ２）におけるスキャン点の個数とを略等しい値に設定することができる。
　パノラマＯＣＴ血管造影の効率化を図るために形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれＯＣＴモーションコントラスト撮影を適用する場合、第１領域に属するスキャン点を第１スキャン点とし、第２領域に属するスキャン点を第２スキャン点とすることができる。これにより、互いに異なる領域に属するスキャンラインにおけるスキャン点配列を調整することができる。例えば、互いに異なる領域に属するスキャンラインにおけるスキャン点の個数を等しくすることができる。
　具体例を図５に示す。図４と同様の中心部分領域４１１及び周辺部分領域４１２を考慮する。中心部分領域４１１の幅（辺の長さ）は、周辺部分領域４１２の外寸（外縁の辺の長さ）の半分である。各矢印は、１つのスキャンラインを示す。スキャンライン上に配列された各黒丸は、１つのスキャン点を示す。
　中心部分領域４１１に適用されるスキャンモードは、中心部分領域４１１の幅と同じ長さを持つ複数のスキャンライン（Ｂスキャン）からなるラスタースキャンである。各Ｂスキャンには、所定個数（Ｋ個）のスキャン点（Ａスキャン）が配列されている。
　周辺部分領域４１２については、少なくとも図５において中心部分領域４１１よりも上方の領域は、周辺部分領域４１２の外寸と同じ長さを持つ複数のＢスキャンによってスキャンされる。各Ｂスキャンに属するＡスキャンの個数は、中心部分領域４１１におけるそれと同じでＫ個である。
　前述したように、中心部分領域４１１の幅は、周辺部分領域４１２の外寸の半分であるから、中心部分領域４１１におけるＡスキャン密度は周辺部分領域４１２におけるＡスキャン密度の２倍であり、また、中心部分領域４１１におけるＡスキャン間隔は周辺部分領域４１２におけるスキャン間隔の半分である。
　このように、長さが異なるスキャンラインに同じ個数のＡスキャンを設定することにより、スキャン点間における繰り返し撮影レートを一定にすることができ、異なるスキャン点について同等の流速感度を得ることができ、相対的流速の算出も可能になる。
　なお、上記の例では、Ｂスキャン上に等間隔でスキャン点が配列されているが、実施形態はこれに限定されない。例えば、スキャン点が非等間隔に配列されたＢスキャンを設定することができる。ただし、非等間隔に配列されたスキャン点の個数は一定とされる。
　スキャン点の密度の偏りは、例えば、眼底組織や病変部の位置に応じて設定されてよい。典型的には、黄斑や視神経乳頭、血管のような注目部位におけるスキャン点密度を相対的に高くし、他の箇所におけるスキャン点密度を相対的に低くすることができる。また、病変部におけるスキャン点密度を相対的に高くし、他の箇所におけるスキャン点密度を相対的に低くすることができる。以上で、方法（２）が採用される場合の例の説明を終える。
　以上、ラスタースキャンを例に説明したが、本実施形態を適用可能なスキャンモードは、ラスタースキャンに限定されない。
　例えば、同じ長さの複数のスキャンラインを設定可能である場合には、方法（１）に開示された方法を利用することができる。
　他方、同じ長さの複数のスキャンラインを設定可能である場合などには、長さが異なる複数のスキャンラインを設定しつつ、各スキャンラインに属するスキャン点（Ａスキャン）の個数を同じにすることができる。すなわち、スキャンラインの長さの違いに応じて、スキャン点配列（配列間隔、密度など）を調整することが可能である。一例として、中が共通であり且つ径が異なる複数のサークルスキャンからなる同心円スキャンが適用される場合、これらサークルスキャンの長さ（円周）の比に基づいてこれらサークルスキャンそれぞれのスキャン点配列を設定することができる。ここで、サークルスキャンそれぞれに属するスキャン点の個数は等しい。
〈作用・効果〉
　本実施形態に係る眼科撮影装置１の幾つかの作用及び幾つかの効果について説明する。
　本実施形態に係る眼科撮影装置（１）は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行し、データ取得部と、画像形成部と、制御部とを含む。
　データ取得部は、モーションコントラスト撮影における複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用する。それにより、データ取得部は、複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得する。上記の例において、データ取得部は、ＯＣＴユニット１００と、測定アームを構成する眼底カメラユニット２内の要素（リトロリフレクタ４１、ＯＣＴ合焦レンズ４３、光スキャナ４４、対物レンズ２２等）とを含む。
　画像形成部は、データ取得部により取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する。上記の例において、画像形成部は画像形成部２２０を含む。
　データ取得部は、複数のスキャン点のうちの第１スキャン点へのＡスキャンの反復適用により第１時系列データを取得する。また、複数のスキャン点のうち第１スキャン点とは異なる第２スキャン点へのＡスキャンの反復適用によって第２時系列データを取得する。
　制御部は、第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるようにデータ取得部の制御を行う。上記の例において、制御部は主制御部２１１を含む。
　画像形成部は、第１スキャン点に対応する１次元のモーションコントラスト画像を第１時系列データから形成し、第２スキャン点に対応する１次元のモーションコントラスト画像を第２時系列データから形成する。同様に、画像形成部は、複数のスキャン点のそれぞれに対応する１次元のモーションコントラスト画像を、当該スキャン点へのＡスキャンの反復適用によって取得された時系列データから形成する。このようにして得られた、複数のスキャン点に対応する複数の１次元モーションコントラスト画像から、２次元モーションコントラスト画像、３次元モーションコントラスト画像（スタックデータ、ボリュームデータ）、レンダリング正面画像などを構築することが可能である。
　このような例示的な実施形態によれば、第１スキャン点に対してＡスキャンを適用する時間間隔（Ａスキャン適用レート）と、第２スキャン点に対するＡスキャン適用レートとを実質的に等しくすることができる。
　なお、第１スキャン点及び第２スキャン点の２つの点だけでなく、複数のスキャン点の一部又は全部に対して、Ａスキャン適用レートを合わせることが可能である。
　また、本実施形態に係る構成を適用可能なスキャンモードは、ラスタースキャンに限定されず、例えば前述した同心円スキャンのような任意のスキャンモードであってよい。
　これによって、流速感度を一定化すること、及び、相対的流速を算出することが可能になる。
　また、ＯＣＴ血管造影の撮影範囲を広げるためにパノラマ撮影を組み合わせる場合において、撮影の効率化を図るために複数の領域のサイズや形状を不揃いにする場合であっても、複数の領域における繰り返し撮影レートを合わせることが可能である。
　繰り返し撮影レート（Ａスキャン適用レート）を合わせるために、以下に例示する構成のうちのいずれかを採用することが可能である。
　例示的な実施形態において、第１スキャン点にＡスキャンを適用してから第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における、深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路を、第１経路とする。同様に、第２スキャン点にＡスキャンを適用してから第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における、深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路を、第２経路とする。例示的な実施形態に係る眼科撮影装置は、第１経路及び第２経路を設定する第１設定部を更に含んでいてよい。制御部は、第１設定部により設定された第１経路及び第２経路に基づいてデータ取得部を制御することができる。上記の例において、第１設定部は設定部２３１を含む。
　例示的な実施形態において、第１設定部は、第１経路の長さ（第１経路長）と第２経路の長さ（第２経路長）とが略等しくなるように、第１経路及び第２経路を設定するように構成されていてよい。
　これに加えて、第１設定部は、第１経路におけるスキャン点間隔と第２経路におけるスキャン点間隔とを略等しい値に設定するように構成されていてよい。
　モーションコントラスト撮影における繰り返しスキャンを１本のスキャンラインを単位として行う場合、第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点である。また、第１経路は第１スキャンラインであり、且つ、第２経路は第２スキャンラインである。制御部は、第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、データ取得部を制御することができる。
　なお、上記の例において説明したように、モーションコントラスト撮影における繰り返しスキャンを、２本以上のスキャンラインからなるスキャンライン群を単位として同様の処理を行うことも可能である。
　形態が異なる複数の領域にパノラマＯＣＴ血管造影を適用する場合、データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用することできる。このとき、第１スキャン点は第１領域におけるスキャン点であり、第２スキャン点は第２領域におけるスキャン点である。
　例示的な実施形態に係る眼科撮影装置は、第２設定部を更に含んでいてよい。なお、前述したように、第１スキャン点にＡスキャンを適用してから第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における、深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路を、第１経路とする。同様に、第２スキャン点にＡスキャンを適用してから第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における、深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路を、第２経路とする。第２設定部は、第１経路におけるスキャン点の配列（第１配列）と、第２経路におけるスキャン点の配列（第２配列）とを設定する。制御部は、第２設定部により設定された第１配列及び第２配列に基づいてデータ取得部を制御することができる。
　例示的な実施形態において、第２設定部は、第１経路におけるスキャン点間隔と第２経路におけるスキャン点間隔とを互いに異なる値に設定するように構成されていてよい。例えば、第２設定部は、第１経路におけるスキャン点密度と第２経路におけるスキャン点密度とを互いに異なる値に設定するように構成されていてよい。
　これに加えて、第２設定部は、第１経路の長さ（第１経路長）と第２経路の長さ（第２経路長）とを互いに異なる値に設定するように構成されていてよい。
　また、例示的な実施形態において、第２設定部は、第１経路におけるスキャン点の個数と第２経路におけるスキャン点の個数とを略等しい値に設定するように構成されていてよい。
　モーションコントラスト撮影における繰り返しスキャンを１本のスキャンラインを単位として行う場合、第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点である。また、第１経路は第１スキャンラインであり、且つ、第２経路は第２スキャンラインである。制御部は、第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、データ取得部を制御することができる。
　なお、上記の例において説明したように、モーションコントラスト撮影における繰り返しスキャンを、２本以上のスキャンラインからなるスキャンライン群を単位として同様の処理を行うことも可能である。
　形態が異なる複数の領域にパノラマＯＣＴ血管造影を適用する場合、データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用することができる。このとき、第１スキャン点は第１領域におけるスキャン点であり、第２スキャン点は第２領域におけるスキャン点である。
　例示的な実施形態に係る眼科撮影装置の制御方法は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置を制御する方法であって、データ取得ステップと、制御ステップ、画像形成ステップとを含む。
　データ取得ステップは、モーションコントラスト撮影における複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得する。
　制御ステップは、データ取得ステップと並行して実行される。制御ステップは、複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように制御を行う。
　画像形成ステップは、データ取得ステップにより取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する。
　このような眼科撮影装置の制御方法をコンピュータに実行させるプログラムを作成することが可能である。また、このようなプログラムを記録したコンピュータ可読な非一時的記録媒体を作成することが可能である。この非一時的記録媒体は、任意の形態であってよく、その例として、磁気ディスク、光ディスク、光磁気ディスク、半導体メモリなどがある。
　以上に説明した実施形態は本発明の一例に過ぎない。本発明を実施しようとする者は、本発明の要旨の範囲内における変形（省略、置換、付加等）を任意に施すことが可能である。
１　眼科撮影装置
１００　ＯＣＴユニット
２１０　制御部
２１１　主制御部
２３０　データ処理部
２３１　設定部

 

Claims (15)

  1. 　光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置であって、
    　複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、前記複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得するデータ取得部と、
    　前記データ取得部により取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する画像形成部と、
    　前記複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように前記データ取得部を制御する制御部と
    　を含む眼科撮影装置。
  2. 　前記第１スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第１経路と、前記第２スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第２経路とを設定する第１設定部を更に含み、
    　前記制御部は、前記第１設定部により設定された前記第１経路及び前記第２経路に基づいて前記データ取得部を制御する
    　ことを特徴とする請求項１の眼科撮影装置。
  3. 　前記第１設定部は、前記第１経路の長さである第１経路長と前記第２経路の長さである第２経路長とが略等しくなるように、前記第１経路及び前記第２経路を設定する
    　ことを特徴とする請求項２の眼科撮影装置。
  4. 　前記第１設定部は、前記第１経路におけるスキャン点間隔と前記第２経路におけるスキャン点間隔とを略等しい値に設定する
    　ことを特徴とする請求項３の眼科撮影装置。
  5. 　前記第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、前記第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点であり、
    　前記第１経路は前記第１スキャンラインであり、且つ、前記第２経路は前記第２スキャンラインであり、
    　前記制御部は、前記第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、前記第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、前記データ取得部を制御する
    　ことを特徴とする請求項２～４のいずれかの眼科撮影装置。
  6. 　前記データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用し、
    　前記第１スキャン点は前記第１領域におけるスキャン点であり、前記第２スキャン点は前記第２領域におけるスキャン点である
    　ことを特徴とする請求項２～５のいずれかの眼科撮影装置。
  7. 　前記第１スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第１スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第１経路におけるスキャン点の配列である第１配列と、前記第２スキャン点にＡスキャンを適用してから前記第２スキャン点に次のＡスキャンを適用するまでの間における前記深さ方向に直交する方向へのＡスキャン適用位置の移動経路である第２経路におけるスキャン点の配列である第２配列とを設定する第２設定部を更に含み、
    　前記制御部は、前記第２設定部により設定された前記第１配列及び前記第２配列に基づいて前記データ取得部を制御する
    　ことを特徴とする請求項１の眼科撮影装置。
  8. 　前記第２設定部は、前記第１経路におけるスキャン点間隔と前記第２経路におけるスキャン点間隔とを互いに異なる値に設定する
    　ことを特徴とする請求項７の眼科撮影装置。
  9. 　前記第２設定部は、前記第１経路の長さである第１経路長と前記第２経路の長さである第２経路長とを互いに異なる値に設定する
    　ことを特徴とする請求項８の眼科撮影装置。
  10. 　前記第２設定部は、前記第１経路におけるスキャン点の個数と前記第２経路におけるスキャン点の個数とを略等しい値に設定する
    　ことを特徴とする請求項７～９のいずれかの眼科撮影装置。
  11. 　前記第１スキャン点は第１スキャンラインにおけるスキャン点であり、且つ、前記第２スキャン点は第２スキャンラインにおけるスキャン点であり、
    　前記第１経路は前記第１スキャンラインであり、且つ、前記第２経路は前記第２スキャンラインであり、
    　前記制御部は、前記第１スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させ、且つ、前記第２スキャンラインに対するＯＣＴスキャンを所定回数連続して実行させるように、前記データ取得部を制御する
    　ことを特徴とする請求項７～１０のいずれかの眼科撮影装置。
  12. 　前記データ取得部は、形状及び寸法のいずれか一方又は双方が異なる第１領域及び第２領域にそれぞれモーションコントラスト撮影を適用し、
    　前記第１スキャン点は前記第１領域におけるスキャン点であり、前記第２スキャン点は前記第２領域におけるスキャン点である
    　ことを特徴とする請求項７～１１のいずれかの眼科撮影装置。
  13. 　光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを被検眼に適用してモーションコントラスト撮影を実行する眼科撮影装置を制御する方法であって、
    　複数のスキャン点のそれぞれに対して深さ方向に沿う１次元スキャンであるＡスキャンを繰り返し適用することにより、前記複数のスキャン点のそれぞれに対応する時系列データを取得するデータ取得ステップと、
    　前記データ取得ステップと並行して、前記複数のスキャン点のうちの第１スキャン点に対応する第１時系列データにおけるデータ取得時間間隔と第２スキャン点に対応する第２時系列データにおけるデータ取得時間間隔とが略等しくなるように制御を行う制御ステップと、
    　前記データ取得ステップにより取得された複数の時系列データからモーションコントラスト画像を形成する画像形成ステップと
    　を含む、眼科撮影装置の制御方法。
  14. 　請求項１３の制御方法をコンピュータに実行させるプログラム。
  15. 　請求項１４のプログラムを記録したコンピュータ可読な非一時的記録媒体。

     
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