WO2022215755A1 - 眼科装置、眼科装置の制御方法、及びプログラム - Google Patents

眼科装置、眼科装置の制御方法、及びプログラム Download PDF

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WO2022215755A1
WO2022215755A1 PCT/JP2022/017409 JP2022017409W WO2022215755A1 WO 2022215755 A1 WO2022215755 A1 WO 2022215755A1 JP 2022017409 W JP2022017409 W JP 2022017409W WO 2022215755 A1 WO2022215755 A1 WO 2022215755A1
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light
polarization state
scanning
polarization
signal light
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PCT/JP2022/017409
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English (en)
French (fr)
Inventor
泰士 田邉
泰史 西
Original Assignee
株式会社ニコン
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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]

Definitions

  • the technology of the present disclosure relates to an ophthalmologic apparatus, an ophthalmologic apparatus control method, and a program.
  • An ophthalmic device includes: an interference optical system for detecting interference light between signal light obtained by scanning an eye to be inspected with light from a light source and reference light obtained by splitting the light from the light source; arranged in the optical path of at least one of the signal light and the reference light, and adjusting the polarization state of the light propagating in the at least one optical path such that the polarization state of the signal light and the reference light are the same an adjusting unit for adjusting; a control unit that controls the adjustment unit according to a scanning angle at which the eye to be inspected is scanned; Prepare.
  • a control method for an ophthalmologic apparatus includes: A control method performed by a processor of the ophthalmic device, comprising: arranged in the optical path of at least one of the signal light and the reference light, and adjusts the polarization state of light propagating in the at least one optical path such that the polarization state of the signal light and the polarization state of the reference light are the same; obtaining an adjustment amount of the adjustment unit corresponding to the scanning angle of the OCT signal light; controlling the adjustment unit based on the adjustment amount; including.
  • a program includes to the computer, arranged in the optical path of at least one of the signal light and the reference light, and adjusts the polarization state of light propagating in the at least one optical path such that the polarization state of the signal light and the polarization state of the reference light are the same; obtaining an adjustment amount of the adjustment unit corresponding to the scanning angle of the OCT signal light; controlling the adjustment unit based on the adjustment amount; to run.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an example of the configuration of an ophthalmologic system
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram showing an example of the overall configuration of an ophthalmologic apparatus
  • FIG. 1 is a conceptual diagram showing an example of a schematic configuration of a wide-angle optical system included in an ophthalmologic apparatus
  • FIG. 2 is a block diagram showing an example of functions of an ophthalmologic apparatus
  • FIG. 10 is a flowchart showing an example of the flow of table creation processing
  • FIG. 4 is an image diagram showing an example of contents of a table
  • 4 is a flowchart showing an example of the flow of imaging processing by OCT
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of a display screen including a tomographic image
  • FIG. 10 is a flowchart showing an example of the flow of table creation processing;
  • FIG. 10 is an explanatory diagram of an example regarding derivation of an optimum adjustment amount;
  • FIG. 4 is an image diagram showing an example of contents of a table;
  • 1 is a block diagram showing an example of an OCT unit;
  • scanning laser ophthalmoscope Scanning Laser Ophthalmoscope
  • OCT optical coherence tomography
  • the ophthalmic system 100 includes an ophthalmic device 110, an eye axial length measuring device 120, a server device (hereinafter referred to as “server”) 140, and an image display device (hereinafter referred to as "viewer”) 150. and have.
  • the ophthalmologic apparatus 110 acquires a fundus image and a tomographic image.
  • the axial length measuring device 120 measures the axial length of the subject.
  • the server 140 stores a plurality of fundus images and axial lengths obtained by photographing the funduses of a plurality of subjects with the ophthalmologic apparatus 110 in association with the IDs of the subjects.
  • the viewer 150 displays the fundus image acquired by the server 140 and the data obtained by analyzing the fundus image.
  • the fundus image includes an SLO fundus image captured by SLO, an OCT image (also referred to as a tomographic image) captured by OCT, and the like.
  • the ophthalmologic apparatus 110, the eye axial length measuring apparatus 120, the server 140, and the viewer 150 are interconnected via the network 130.
  • the ophthalmic device 110 includes an imager 14 and a controller 16 .
  • the photographing device 14 photographs the fundus of the subject's eye.
  • the control device 16 is implemented by a computer having a CPU (Central Processing Unit) 16A, a RAM (Random Access Memory) 16B, a ROM (Read-Only Memory) 16C, and an input/output (I/O) port 16D.
  • the ophthalmic device 110 is an example of the ophthalmic device of the technology of the present disclosure.
  • a storage device 17 is connected to the input/output (I/O) port 16D.
  • the storage device 17 is configured by, for example, a non-volatile memory (NVM).
  • the input/output (I/O) port 16D is connected to the network 130 via the communication interface (I/F) 15 .
  • the control device 16 also includes an input/display device 16E connected to the CPU 16A via an I/O port 16D.
  • the input/display device 16E has a graphic user interface that displays an image obtained by photographing and receives various instructions including instructions for photographing.
  • a graphical user interface is a touch panel display.
  • the storage device 17 stores a data processing program 17A.
  • a case where the data processing program 17A is stored in the storage device 17 is described, but the technology of the present disclosure is not limited to this, and the data processing program 17A is stored in the ROM 16C.
  • the data processing program 17A is an example of an ophthalmic program of the technology of the present disclosure.
  • the horizontal direction when the ophthalmologic apparatus 110 is installed on a horizontal plane is defined as the "X direction”
  • the vertical direction with respect to the horizontal plane is defined as the "Y direction”.
  • the direction connecting the eyeball center O is defined as the “Z direction”. Therefore, the X, Y and Z directions are perpendicular to each other.
  • Imager 14 operates under the control of controller 16 .
  • Imager 14 includes SLO unit 18 , wide-angle optical system 19 , and OCT unit 20 .
  • the wide-angle optical system 19 includes a first optical scanner 22 configured by a polygon mirror or the like that deflects light from the SLO unit 18 in the X direction (horizontal direction), and a first optical scanner 22 that deflects light from the OCT unit 10 in the X direction (horizontal direction). ), a dichroic mirror 26, and a third scanner 29 composed of a galvanomirror for deflecting light in the Y direction (vertical direction).
  • the optical path of the SLO light and the optical path of the OCT light are synthesized by the dichroic mirror 26, and the SLO light and the OCT light are irradiated through the pupil of the subject's eye 12 via the common optical system 28 onto the imageable region 12A of the fundus.
  • the photographable area 12A is within a range of approximately 200 degrees when converted to an internal illumination angle from the center O of the eyeball.
  • the SLO unit 18 includes a light source 18A, a detection element 18B, a dichroic mirror 18C, and the like, and is configured to photograph the fundus of the eye 12 to be examined.
  • the light source 18A includes an R light (red light) light source, a G light (green light) light source, a B light (blue light) light source, and an infrared light (for example, near infrared light) light source. Or/and it is configured to be switchable between a mode emitting B light and a mode emitting infrared rays (for example, near-infrared rays).
  • the light from the light source 18A passes through the dichroic mirror 18C and travels toward the wide-angle optical system 19.
  • the SLO light is deflected in the X direction (horizontal direction) by the first optical scanner 22 , passes through the dichroic mirror 26 , and is deflected in the Y direction (vertical direction) by the third optical scanner 29 of the common optical system 28 .
  • the first optical scanner 22 and the third optical scanner 29 are controlled by the control device 16 to scan the photographable region 12A of the fundus.
  • Reflected light from the fundus passes through the wide-angle optical system 19, is reflected by the dichroic mirror 18C, and is received by the detection element 18B.
  • the controller 16 generates an SLO fundus image (hereinafter referred to as an "SLO image”), which is a front image of the fundus, based on the detection signal from the detection element 18B.
  • SLO image an SLO fundus image
  • the OCT unit 20 will be described using Fourier domain type OCT as an example.
  • the ophthalmologic apparatus 110 according to the technology of the present disclosure has an OCT unit 20 for swept-source type OCT (SS-OCT) using a swept-wavelength light source.
  • SS-OCT swept-source type OCT
  • the OCT unit 20 includes a light source 20A, a sensor 20B, fiber couplers 20C and 20D, and a reference optical system 20G including a polarization adjuster 20F.
  • the light source 20A is a wavelength swept light source that emits light in the near-infrared wavelength region.
  • Signal light Light from the light source 20A of the OCT unit 20 (hereinafter referred to as signal light (LS)) is split by the fiber coupler 20C, and one signal light is scanned by the second optical scanner 24 of the wide-angle optical system 19 in the X direction (horizontal direction). ), reflected by the dichroic mirror 26 , and deflected in the Y direction (vertical direction) by the third optical scanner 29 of the common optical system 28 .
  • the second optical scanner 22 and the third optical scanner 29 are controlled by the control device 16 to scan the area for OCT imaging in the imaging area 12A of the fundus.
  • a region for OCT imaging is specified by the user of the ophthalmologic apparatus 110 or the like.
  • A-scan which is a single-point scan of the fundus
  • linear B-scan for acquiring a tomographic image of the fundus
  • planar C-scan for acquiring OCT volume data. scans, etc.
  • the signal light reflected by the fundus enters the fiber coupler 20D via the wide-angle optical system 19 and the fiber coupler 20C.
  • the other signal light that is, the signal light traveling to the light source 20A, fiber coupler 20C, polarization adjuster 20F, and sensor 20B is called reference light (LR).
  • the other reference light branched by the fiber coupler 20C has its polarization state adjusted by the polarization adjuster 20F and enters the fiber coupler 20D.
  • the reference light whose polarization is adjusted interferes with the signal light reflected by the fundus, and the interference light enters the sensor 20B.
  • the sensor 20B detects the intensity of the interference light for each wavelength and outputs it to the controller 16 as a detection signal.
  • control device 16 performs processing such as Fourier transform on the detection signal of the sensor 20B to generate an OCT image or a tomographic image (hereinafter referred to as an "OCT image").
  • the optical path length of the signal light is determined from the light source 20A to the fundus and from the fundus to the sensor 20B.
  • the optical path length of the reference light is also controlled to be the same as the optical path length of the signal light.
  • the reflected light reflected from the fundus and incident on the signal optical fiber coupler 20D is particularly referred to as return light.
  • the OCT unit 20 is an example of an interference optical system of the technology of the present disclosure.
  • the polarization adjuster 20F is an example of the adjuster of the technology of the present disclosure.
  • the polarization adjusting section 20F is connected to the driving section 20E, adjusts the incident light into a polarized state according to the driving amount of the driving section 20E, and emits the light.
  • Polarization states are indicated including azimuth angles. It should be noted that the polarization state may be represented by an amplitude ratio and a phase difference in orthogonal coordinates.
  • a half-wave plate that provides a phase difference ( ⁇ /2) is used as an example of the polarization adjustment unit 20F, and the incident linearly polarized light is rotated by the half-wave plate and emitted.
  • a half-wave plate, which is an example of the polarization adjuster 20F is an example of an optical member of the technology of the present disclosure.
  • both the SLO light and the signal light are light that is two-dimensionally scanned in the X and Y directions.
  • the signal light is generically called "scanning light”.
  • common optical system 28 includes slit mirror 30 and elliptical mirror 32 in addition to third optical scanner 29 .
  • the dichroic mirror 26, the slit mirror 30, and the elliptical mirror 32 are shown in a side end view.
  • the common optical system 28 may be configured using a mirror such as a concave mirror, a parabolic mirror, or a free-form mirror, or a plurality of lens groups, instead of the slit mirror 30 and the elliptical mirror 32 .
  • the slit mirror 30 has an elliptical first reflecting surface 30A.
  • the first reflecting surface 30A has a first focus P1 and a second focus P2.
  • the elliptical mirror 32 also has an elliptical second reflecting surface 32A.
  • the second reflecting surface 32A has a first focus P3 and a second focus P4.
  • the slit mirror 30, the elliptical mirror 32, and the third optical scanner 29 are arranged so that the first focus P3 and the second focus P2 are at a common position on the third optical scanner 29.
  • the slit mirror 30, the elliptical mirror 32, and the third optical scanner 29 are arranged so that the second focal point P4 is positioned at the center of the pupil of the eye 12 to be examined.
  • the first optical scanner 22 , the second optical scanner 24 and the slit mirror 30 are arranged such that the first focal point P 1 is located at the first optical scanner 22 and the second optical scanner 24 .
  • the first optical scanner 22, the second optical scanner 24, and the third optical scanner 29 are arranged at positions conjugate with the center of the pupil of the eye 12 to be examined.
  • the wide-angle optical system 19 shown in FIG. 3 makes the field of view (FOV) of the fundus large and allows observation of a wide fundus area.
  • the wide fundus region will be described by distinguishing between the external irradiation angle of the scanning light from the outside by the ophthalmologic apparatus 110 and the internal irradiation angle as the irradiation angle inside the subject's eye irradiated with the scanning light.
  • an external illumination angle of 120 degrees corresponds to an internal illumination angle of approximately 160 degrees.
  • the internal illumination angle is 200 degrees.
  • the external irradiation angle is the light irradiation angle from the ophthalmologic apparatus 110 side, that is, from the outside of the subject's eye 12 .
  • the external illumination angle is the angle at which the scanning light travels toward the center 27 of the pupil of the eye 12 to be inspected (that is, the central point of the pupil in the normal view (see also FIG. 2)) with respect to the fundus of the eye 12 to be inspected.
  • This external illumination angle is also equal to the angle of light reflected from the fundus and exiting the subject's eye 12 from the center of the pupil 27 toward the ophthalmic device 110 .
  • the internal irradiation angle represents a light irradiation angle that can be substantially photographed by irradiating the fundus of the subject's eye 12 with scanning light, with the center O of the eyeball of the subject's eye 12 as a reference position.
  • the external illumination angle A and the internal illumination angle B are in a corresponding relationship, the external illumination angle is used as the illumination angle corresponding to the viewing angle of the fundus in the following description because it is an ophthalmologic apparatus.
  • the ophthalmologic apparatus 110 captures an image within the imageable area 12A (see also FIG. 2), which is the fundus area of the subject's eye 12 at the external illumination angle.
  • the photographable area 12A is, for example, the maximum area that can be scanned by the wide-angle optical system 19 with the scanning light.
  • UWFSLO image An SLO image obtained by imaging the imageable region 12A of the eye 12 to be examined by the ophthalmologic apparatus 110 is referred to as a UWFSLO image.
  • UWF is an abbreviation for Ultra-Widefield.
  • the wide-angle optical system 30, which has an ultra-wide field of view (FOV) of the fundus, can image the area beyond the posterior pole of the fundus of the eye 12 to be examined and beyond the equator. You can take pictures of existing structures.
  • FOV ultra-wide field of view
  • the data processing program 17A has a setting function, an SLO image acquisition function, an OCT image acquisition function (image acquisition function, image processing function, image display function), and a transmission function.
  • the CPU 16A executes the data processing program 17A having these functions, the CPU 16A, as shown in FIG. 212 , image display unit 214 ), and transmission unit 208 .
  • the control device 16 of the ophthalmologic apparatus 110 includes an input/display device 16E, but the technology of the present disclosure is not limited to this.
  • the controller 16 of the ophthalmic device 110 may not have the input/display device 16E and may have a separate display device that is physically separate from the ophthalmic device 110 .
  • the display device includes an image processing processor unit that operates under the control of the CPU 16A of the control device 16, and the image processing processor unit displays an SLO image or the like based on an image signal instructed to be output by the image display section 214. You may make it display.
  • table data may be transmitted to the server 140 and acquired from the server 140 .
  • the table data may be derived and stored at the time of setup such as installation of the apparatus, or may be stored in the server 140 and acquired.
  • the table TB is an example of the table of the technique of the present disclosure.
  • the information for adjusting the polarization state is information indicating to adjust the relationship between the polarization state of the signal light and the polarization state of the reference light when acquiring an OCT image in a preferable state.
  • tomography of interference light obtained by causing each return light obtained by irradiating the fundus from the pupil of the eye 12 to be inspected with the signal light to interfere with the reference light is performed.
  • tomography with coherent light By performing tomography with coherent light in this manner, a tomographic region is imaged, and an OCT image showing the tomographic region is acquired by the image acquisition unit 210 .
  • the polarization state of the signal light and the polarization state of the reference light are the same.
  • the polarization states (for example, the polarization directions) of the measurement light and the reference light may not match, and interference is suppressed when the polarization states do not match, resulting in a decrease in the contrast of the OCT image.
  • the amount of change in polarization changes depending on the scanning angle corresponding to the external illumination angle
  • the amount of change in polarization changes according to the imaging region of the fundus.
  • the reflecting surfaces 30A and 32A of the elliptical mirror may not be perfectly elliptical due to manufacturing precision limits.
  • the shape of the ellipsoidal surface of the elliptical mirror may vary even among a plurality of ophthalmologic apparatuses 110 due to errors in manufacturing the elliptical mirrors. Due to variations in shape during manufacture of these elliptical mirrors, each ophthalmologic apparatus 110 has a different polarization state.
  • the change in the polarization state of the signal light (return light) suppresses the interference between the signal light (return light) and the reference light.
  • the image quality of the captured OCT image deteriorates. For this reason, it is preferable to make the polarization state of each of the signal light and the reference light common according to the scanning angle at which the signal light is scanned. Further, it is more preferable to share the polarization state of each of the signal light and the reference light according to the fundus position (hereinafter referred to as scanning position) when the signal light is scanned.
  • the fundus is spherical, and when the signal light is scanned through the center of the pupil, which is far from the center of the eyeball, the total optical path length of the signal light and the return light changes according to the scanning position. This is because it is possible to suppress the
  • the relationship between the scanning angle and the polarization state of the signal light at that scanning angle can be derived in advance. Therefore, based on the relationship between the scanning angle and the polarization state of the signal light at that scanning angle, adjustment is performed to suppress the change in the polarization state of the signal light and the polarization state of the reference light at each scanning angle.
  • the polarization state of each of the light and the reference light is made common.
  • the relationship between this scanning angle and the polarization state of the signal light at that scanning angle is created in advance as a table, and the polarization state is adjusted according to the scanning angle when acquiring an OCT image.
  • the CPU 16A of the control device 16 of the ophthalmologic apparatus 110 executes the table creation processing process included in the data processing program 17A, thereby realizing the table creation processing shown in FIG.
  • the table creating process shown in FIG. 5 is performed by the creating unit 200 of the CPU 16A.
  • the creation unit 200 confirms placement of the eye model on the ophthalmologic apparatus 110 . In this case, confirmation is made by the doctor or operator operating the input/display device 16E to instruct the completion of the placement of the model eye.
  • a scanning range is set.
  • the scanning range is the range in which signal light is scanned when acquiring an OCT image in the ophthalmologic apparatus 110, that is, the range of scanning angles.
  • the scanning angle is set to an initial value. As an initial value, any scanning angle in scanning within the scanning range set in step S102 is predetermined. For example, a maximum scan angle is set.
  • step S106 the eye model is scanned at the set scanning angle, and in step S108, the polarization state of the signal light obtained by scanning is acquired and stored. Specifically, the polarization state of signal light is measured and stored.
  • a polarization measurement device such as a polarization camera is used to measure the polarization state.
  • the polarimetry device is installed in the sensor 20B of the OCT unit 20.
  • FIG. The sensor 20B of the OCT unit 20 according to this embodiment has a polarization measurement function and can operate as a polarization measurement device.
  • a polarization camera which is an example of a polarization measurement device, is equipped with a polarizer having a different azimuth angle for each pixel on the light incident side of a line sensor and a two-dimensional sensor. , the azimuth angle (direction of polarization) can be measured as the polarization state of the incident light.
  • a polarimeter can also be used as another example of the polarimeter. That is, the polarization state of light is measured by transmitting light through a polarizer and rotating the polarizer.
  • a table TBw is set for each ophthalmologic apparatus 110 based on the standardized eye model. Therefore, it is possible to eliminate the influence of changes in the polarization state caused by variations in shape during manufacture of the elliptical mirror. Therefore, any ophthalmologic apparatus 110 can be used to eliminate the influence of variations in polarization state in the eye to be examined and an optical system such as an elliptical mirror, and stable OCT imaging can be performed.
  • step S110 the adjustment amount of the polarization adjustment unit 20F corresponding to the polarization state stored in step S108 is derived.
  • the polarization adjustment section 20F adjusts the polarization state according to the driving amount of the drive section 20E.
  • the relationship between the driving amount of the driving section 20E and the azimuth angle of the polarized light is known, and the driving amount of the polarization adjusting section 20F corresponding to the polarization state is derived as the adjustment amount.
  • the scan angle in the direction along the optical axis passing through the center of the pupil and the center of the eyeball is used as a reference, and the drive amount from the polarization state of the signal light on that reference is used as the adjustment amount.
  • step S112 the scanning angle, the polarization state, and the adjustment amount are associated and stored.
  • step S114 it is determined whether or not scanning of the scanning angle covering the scanning range has been completed. If the determination is affirmative, the process proceeds to step S118, and if the determination is negative, the process proceeds to step S116. In step S116, the scan angle is updated and the process returns to step S106. In step S118, each of the scanning angle, polarization state, and adjustment amount associated in step S112 is created and stored as a table TB.
  • a table TBw is shown in FIG. 6 as an example of the table TB.
  • the table TBw in the example shown in FIG. 6 associates the scanning angle ⁇ that determines the scanning position, the polarization state PZ corresponding to the scanning angle, and the adjustment amount W of the polarization adjusting section 20F.
  • the table TBw is stored in the storage device 17 of the control device 16 as the table TB.
  • the table TBw in the example shown in FIG. 8 shows the signal light when the scanning angle ⁇ in the direction along the optical axis passing through the center of the pupil and the center of the eyeball is used as the reference (0 degrees), and the scanning angle ⁇ is increased or decreased by 10 degrees.
  • the adjustment amount W which is the driving amount for driving the polarization adjusting section 20F, are associated with each other.
  • the range of scanning angles of ⁇ 70 degrees is shown in the table TB, but the range of scanning angles shown in FIG. 6 is not limiting.
  • a predetermined range may be set such as a range of scanning angles of ⁇ 75 degrees and ⁇ 80 degrees, or a range of scanning angles of ⁇ 100 degrees corresponding to the field of view of a person.
  • the range of scanning angles is not limited to being set evenly from the reference (0 degrees).
  • a partial angular range within the scanning angle range of ⁇ 100 degrees may be set.
  • FIG. 6 shows an example of the table TB in which the scanning angle ⁇ for every 10 degrees, the polarization state PZ of the signal light, and the adjustment amount W are associated with each other. is not limited to the correspondence relationship between the polarization state PZ and the adjustment amount W of . For example, it may be less than 10 degrees or more than 10 degrees.
  • the created table TB may be transmitted to the server 140 and acquired from the server 140 .
  • the table data may be derived and stored at the time of setup such as installation of the apparatus, or may be stored in the server 140 and acquired.
  • OCT Imaging Using Polarization Information of Table imaging processing using OCT by the ophthalmologic apparatus 110 will be described.
  • the OCT imaging process shown in FIG. 7 is realized by the CPU 16A of the control device 16 of the ophthalmologic apparatus 110 executing the OCT imaging process included in the data processing program 17A.
  • the setting unit 202 performs initial settings.
  • the initial setting includes, for example, adjusting the optical system for focus and alignment in the ophthalmologic apparatus 110, performing control such as eye tracking that follows the movement of the eye, and identifying the subject. Refers to the process of accepting input of information. Further, in step S200, the reading process of the table TB described above is also performed.
  • step S202 the SLO image acquisition unit 204 acquires an SLO image by executing SLO imaging, and then proceeds to step S208.
  • a live SLO image is displayed on the input/display device 16E by executing the process of step S202 by the SLO image acquisition unit 204.
  • FIG. The SLO image is displayed as a live view image on the input/display device 16E.
  • the OCT image acquisition unit 206 acquires OCT images. Specifically, first, in step S206, the image acquisition unit 210 receives designation of a scanning range, which is an OCT imaging range. Specifically, the operator looks at the live SLO image displayed as the live view image on the input/display device 16E, and confirms the location where the OCT imaging is performed based on the data indicating the instruction sheet. The operator sets the ophthalmologic apparatus 110 so that OCT imaging is performed on the confirmed location. Specifically, for example, the operator operates the mouse to specify the scanning range 872, which is the OCT imaging range. That is, in step S ⁇ b>206 , image acquisition unit 210 accepts designation of scanning range 872 . A B-scan line is designated as the scanning range 872 . Note that the OCT imaging range may be specified as a C-scan rectangular range.
  • step S208 OCT imaging is performed on the scanning range 872 with the polarization states of the signal light and the reference light being common.
  • image acquisition unit 210 sets the scanning angle to an initial value.
  • the initial value of the scanning angle for example, the maximum value or minimum value of the scanning angle within the scanning range is set.
  • step S210 the table TB is referenced to acquire the polarization adjustment amount corresponding to the scanning angle. Scan the subject's eye in the adjusted state.
  • step S216 the image acquisition unit 210 determines whether scanning of the scanning range has ended. If the determination in step S216 is negative, the scanning angle is incremented or decremented in step S218, the process returns to step S210, and the above process is repeated. When the scanning of the scanning range is completed and the determination in step S216 is affirmative, the process proceeds to step S220. In step S ⁇ b>220 , the image acquiring unit 210 outputs to the image processing unit 212 a detection signal of interference light obtained by scanning the scanning range.
  • step S222 the image processing unit 212 performs signal processing such as Fourier transform on the detection signal of the interference light to generate OCT data composed of a plurality of pieces of A-scan data. Then, image processing such as averaging processing and eyeball shape correction processing is performed on the OCT data to generate a tomographic image. After generating the tomographic image, the process proceeds to step S224.
  • step S224 the image display unit 214 causes the input/display device 16E to display the tomographic image obtained by performing the image processing by executing the process of step S222, and then the process proceeds to step S226. Transition.
  • FIG. 8 shows a tomographic image displayed on the input/display device 16E.
  • the display screen 800 includes a tomographic image 810 and a navigation image in which an arrow 830 indicating the positional information of the tomographic image is superimposed on a reduced SLO image 820 as positional information about the position where the OCT data was acquired. ing.
  • step S226 the transmission unit 208 transmits the image data representing the tomographic image obtained by the image processing performed in step S222 together with the identification information of the subject to the server 140. , terminate this data processing.
  • OCT data may be sent to the server 140 together with the image data.
  • the content of the control in step S212 described above is an example of the content of control by the control unit of the technique of the present disclosure.
  • the server 140 transmits image data and the like to the viewer 150 based on a request from the viewer 150 .
  • the viewer 150 causes the display 156 to display SLO images and OCT images, which are images of the eye to be inspected, based on the image data.
  • the user can diagnose the subject's eye 12 while viewing the SLO image and the OCT image displayed on the display 156 .
  • the signal light is scanned, and the return light reflected by the retina of the eye to be inspected is caused to interfere with the reference light branched from the signal light.
  • the polarization state of the reference light is adjusted according to the scanning angle so that interference occurs when the tomographic region of the retina at the position in the depth direction is imaged.
  • the second embodiment has the same configuration as the first embodiment, the same parts are denoted by the same reference numerals and detailed description thereof is omitted.
  • the polarization state of the polarization adjustment section 20F is measured, and the adjustment amount of the polarization adjustment section 20F is derived from the measurement result and stored as a table.
  • the adjustment amount of the polarization adjuster 20F that optimizes the polarization state is experimentally determined and stored as a table.
  • the table creation process shown in FIG. 9 is obtained by replacing steps S106 to S112 in the table creation process shown in FIG. 5 with steps S120 to S132.
  • the table creating process shown in FIG. 9 is performed by the creating unit 200 .
  • the creating unit 200 sets the scanning range and sets the scanning angle to an initial value.
  • step S120 the adjustment amount of the polarization adjustment section 20F is set to the initial value.
  • An example of an initial value is to set the azimuth angle of polarization to 0 degrees.
  • step S122 similar to step S106 in FIG. 5, the model eye is scanned at the scanning angle set in step S104.
  • step S124 the image contrast of the signal light obtained by scanning is obtained and stored as the polarization state of the signal light.
  • step S126 it is determined whether or not the processing of steps S122 and S124 has been completed for the range in which the polarization state of the polarization adjustment unit 20F can be adjusted.
  • step S126 the adjustment amount is updated by driving the polarization adjustment unit 20F by a predetermined adjustment amount in step S128. Specifically, by setting the drive amount of the drive unit 20E to a predetermined drive amount, the polarization state is adjusted to the updated adjustment amount.
  • step S130 the optimum adjustment amount is derived in step S130. Specifically, as shown in FIG. 10, among the plurality of image contrasts stored in step S124, the maximum image contrast adjustment amount (indicated as the optimum value in FIG. 10) is set to the polarization adjustment at the set scanning angle. It is derived as an adjustment amount of the part 20F. Then, in step S132, the image contrast adjustment amount derived in step S130 and the scanning angle are associated and stored.
  • steps S114 to S118 the correspondence between the scanning angles covering the scanning range and the adjustment amounts is created and stored as a table TB.
  • Table TBv is shown in FIG. 11 as an example of table TB.
  • the scanning angle ⁇ that determines the scanning position is associated with the adjustment amount V of the adjusting section 20F corresponding to the scanning angle.
  • Table TBv is stored in storage device 17 of control device 16 as table TB.
  • the table TBv in the example shown in FIG. 11 is based on the scanning angle ⁇ in the direction along the optical axis passing through the center of the pupil and the center of the eyeball, and the scanning angle ⁇ is increased or decreased by 10 degrees. It is associated with an adjustment amount V that is a drive amount for driving the portion 20F.
  • the adjustment amount that provides the maximum contrast is derived based on the image contrast obtained by driving the polarization adjustment section 20F, so the polarization state is adjusted according to the actual equipment.
  • the reference optical system 20G including the polarization adjustment section 20F such as a half-wave plate is provided.
  • the technology of the present disclosure is not limited to this.
  • the reference optical system 20G is provided with a depolarizer that emits light that is incident in a constant polarization state as non-polarized light instead of the polarization adjusting section 20F such as a half-wave plate. be.
  • a mirror type depolarizer 20M is provided in the reference optical system 20G instead of the polarization adjustment unit 20F such as the half-wave plate shown in FIG. It is.
  • the other signal light branched by the fiber coupler 20C has its polarization state adjusted by reflection at the mirror-type depolarizer 20M, and enters the sensor 20B via the fiber coupler 20D.
  • the depolarizer 20M is connected to the drive unit 20E as described above, and adjusts the incident light into a polarized state according to the amount of drive of the drive unit 20E and emits the light.
  • the reference optical system 20G in the optical path of the other light split by the fiber coupler 20C is provided with the polarization adjusting section 20F such as a half-wave plate.
  • the technique of the present disclosure is not limited to providing the polarization adjusting section 20F only in the reference optical system 20G.
  • the polarization adjusting section 20F may be provided between the fiber coupler 20C and the fiber coupler 20D, which is the optical path of the return light of the signal light, specifically, the optical path of the return light toward the sensor 20B.
  • the polarization adjuster 20F may be provided on both the optical path of the other light split by the fiber coupler 20C and the optical path of the returned light toward the sensor 20B.
  • the ophthalmic system 100 including the ophthalmic device 110, the axial length measuring device 120, the server 140, and the viewer 150 has been described as an example, but the technology of the present disclosure is not limited to this.
  • the axial length measuring device 120 may be omitted.
  • the ophthalmologic apparatus 110 may further have the functions of at least one of the server 140 and the viewer 150 . Accordingly, at least one of the server 140 and the viewer 150 corresponding to the functions of the ophthalmologic apparatus 110 can be omitted. Further, server 140 may be omitted and viewer 150 may perform the functions of server 140 .
  • the ophthalmologic apparatus 110 has been described as an OCT unit using swept source type OCT (SS-OCT), a type other than the swept source type, for example, spectral domain OCT (SD- It can also be applied to an ophthalmic apparatus using OCT).
  • SS-OCT swept source type OCT
  • SD- It can also be applied to an ophthalmic apparatus using OCT.
  • the ophthalmologic apparatus 110 having the SLO imaging system function and the OCT imaging system function has been described. It is also possible to combine OCT units having such configurations.
  • the technique of the present disclosure can be applied to a stand-alone OCT apparatus including a control device, an OCT unit, and a wide-angle optical system.
  • a stand-alone OCT apparatus is an ophthalmologic device specialized for acquiring an OCT image of an eye to be examined.
  • a stand-alone OCT apparatus uses a front image generated from OCT volume data instead of an SLO image to determine an OCT imaging position.
  • a CPU is used as an example of a general-purpose processor, but in the above, the processor refers to a processor in a broad sense, and may be a general-purpose processor (for example, CPU: Central Processing Unit, etc.) or , dedicated processors such as GPUs (Graphics Processing Units), ASICs (Application Specific Integrated Circuits), FPGAs (Field Programmable Gate Arrays), programmable logic devices, etc.).
  • the operations of the processors in the above-described embodiments may be performed not only by a single processor but also by a plurality of processors working together. It may be something that is made by working.
  • data processing is realized by a software configuration using a computer
  • data processing may be executed only by a hardware configuration such as FPGA or ASIC.
  • a part of the data processing may be performed by a software configuration, and the rest of the data processing may be performed by a hardware configuration.
  • a program written in computer-processable code for the above-described processes may be stored in a storage medium such as an optical disc and distributed.

Abstract

光源からの光により被検眼を走査して得られた信号光と、前記光源からの光が分割された参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、前記信号光及び前記参照光の少なくとも一方の光路に配置され、前記信号光の偏光状態と前記参照光の偏光状態とが同じになるように、前記少なくとも一方の光路を伝播する光の偏光状態を調整する調整部と、前記被検眼を走査した走査角度に応じて、前記調整部を制御する制御部と、を備える。

Description

眼科装置、眼科装置の制御方法、及びプログラム
　本開示の技術は、眼科装置、眼科装置の制御方法、及びプログラムに関する。
　従来、被検眼を経由した信号光と、信号光との干渉光に基づいて、眼底断層像を取得する光画像計測装置が知られている。従来から信号光と参照光の偏光状態を調整することが求められている（例えば、特開２０１５－７０９１９号公報参照）。
　本開示の技術の第１の態様の眼科装置は、
　光源からの光により被検眼を走査して得られた信号光と、前記光源からの光が分割された参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、
　前記信号光及び前記参照光の少なくとも一方の光路に配置され、前記信号光の偏光状態と前記参照光の偏光状態とが同じになるように、前記少なくとも一方の光路を伝播する光の偏光状態を調整する調整部と、
　前記被検眼を走査した走査角度に応じて、前記調整部を制御する制御部と、
　を備える。
　本開示の技術の第２の態様の眼科装置の制御方法は、
　前記眼科装置のプロセッサが行う制御方法であって、
　信号光及び参照光の少なくとも一方の光路に配置され、前記信号光の偏光状態と前記参照光の偏光状態とが同じになるように、前記少なくとも一方の光路を伝播する光の偏光状態を調整する調整部の、ＯＣＴの信号光の走査角度に対応する、調整量を取得するステップと、
　前記調整量に基づいて、前記調整部を制御するステップと、
　を含む。
　本開示の技術の第３の態様のプログラムは、
　コンピュータに、
　信号光及び参照光の少なくとも一方の光路に配置され、前記信号光の偏光状態と前記参照光の偏光状態とが同じになるように、前記少なくとも一方の光路を伝播する光の偏光状態を調整する調整部の、ＯＣＴの信号光の走査角度に対応する、調整量を取得するステップと、
　前記調整量に基づいて、前記調整部を制御するステップと、
　を実行させる。
眼科システムの構成の一例を示すブロック図である。 眼科装置の全体構成の一例を示す概略構成図である。 眼科装置に含まれる広角光学系の概略的な構成の一例を示す概念図である。 眼科装置の機能の一例を示すブロック図である。 テーブルの作成処理の流れの一例を示すフローチャートである。 テーブルの内容の一例を示すイメージ図である。 ＯＣＴによる撮影処理の流れの一例を示すフローチャートである。 断層画像を含む表示画面の一例を示す図である。 テーブルの作成処理の流れの一例を示すフローチャートである。 最適な調整量の導出に関する一例の説明図である。 テーブルの内容の一例を示すイメージ図である。 ＯＣＴユニットの一例を示すブロック図である。
　以下、図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。なお、以下では、説明の便宜上、走査型レーザ検眼鏡（Ｓｃａｎｎｉｎｇ　Ｌａｓｅｒ　Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）を「ＳＬＯ」と称する。また、以下では、説明の便宜上、光干渉断層計（Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）を「ＯＣＴ」と称する。
　［第１の実施形態］
　図１を参照して、眼科システム１００の構成の一例を説明する。
　図１に示すように、眼科システム１００は、眼科装置１１０と、眼軸長測定装置１２０と、サーバ装置（以下、「サーバ」という）１４０と、画像表示装置（以下、「ビューワ」という）１５０と、を備えている。眼科装置１１０は、眼底画像と断層画像とを取得する。眼軸長測定装置１２０は、被検者の眼軸長を測定する。サーバ１４０は、眼科装置１１０によって複数の被検者の眼底が撮影されることにより得られた複数の眼底画像及び眼軸長を、被検者のＩＤに対応して記憶する。ビューワ１５０は、サーバ１４０により取得した眼底画像や眼底画像を解析して得られたデータを表示する。眼底画像には、ＳＬＯで撮影されたＳＬＯ眼底画像や、ＯＣＴで撮影されたＯＣＴ画像（あるいは、断層画像とも称する）などが含まれる。
　眼科装置１１０、眼軸長測定装置１２０、サーバ１４０、ビューワ１５０は、ネットワーク１３０を介して、相互に接続されている。
　次に、図２を参照して、眼科装置１１０の構成を説明する。
　図２に示すように、眼科装置１１０は、撮影装置１４および制御装置１６を含む。撮影装置１４は、被検眼の眼底を撮影する。制御装置１６は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）１６Ａ、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）１６Ｂ、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ－Ｏｎｌｙ　ｍｅｍｏｒｙ）１６Ｃ、および入出力（Ｉ／Ｏ）ポート１６Ｄを備えたコンピュータによって実現される。
　眼科装置１１０は、本開示の技術の眼科装置の一例である。
　入出力（Ｉ／Ｏ）ポート１６Ｄには、記憶装置１７が接続されている。なお、記憶装置１７とは、例えば、不揮発性メモリ（Ｎｏｎ－ｖｏｌａｔｉｌｅ　ｍｅｍｏｒｙ（ＮＶＭ））で構成される。また、入出力（Ｉ／Ｏ）ポート１６Ｄは、通信インターフェース（Ｉ／Ｆ）１５を介して、ネットワーク１３０に接続されている。
　また、制御装置１６は、Ｉ／Ｏポート１６Ｄを介してＣＰＵ１６Ａに接続された入力／表示装置１６Ｅを備えている。入力／表示装置１６Ｅは、撮影されて得られた画像を表示したり、撮影の指示を含む各種指示を受け付けたりするグラフィックユーザインターフェースを有する。グラフィックユーザインターフェースの一例としては、タッチパネル・ディスプレイが挙げられる。
　記憶装置１７には、データ処理プログラム１７Ａが記憶されている。なお、ここでは、記憶装置１７にデータ処理プログラム１７Ａが記憶されている場合について説明しているが、本開示の技術はこれに限定されるものではなく、ＲＯＭ１６Ｃにデータ処理プログラム１７Ａが記憶されていてもよい。
　データ処理プログラム１７Ａは、本開示の技術の眼科プログラムの一例である。
　なお、以下の説明では、眼科装置１１０が水平面に設置された場合の水平方向を「Ｘ方向」、水平面に対する垂直方向を「Ｙ方向」とし、被検眼１２の前眼部の瞳孔の中心２７と眼球の中心Ｏとを結ぶ方向を「Ｚ方向」とする。従って、Ｘ方向、Ｙ方向、およびＺ方向は互いに垂直である。
　次に、撮影装置１４について説明する。撮影装置１４は、制御装置１６の制御下で作動する。撮影装置１４は、ＳＬＯユニット１８、広角光学系１９、およびＯＣＴユニット２０を含む。
　広角光学系１９は、ＳＬＯユニット１８からの光をＸ方向（水平方向）に光を偏向するポリゴンミラーなどで構成される第１光学スキャナ２２と、ＯＣＴユニット１０からの光をＸ方向（水平方向）に光を偏向するガルバノミラーなどによって構成される第２スキャナ２４と、ダイクロイックミラー２６と、Ｙ方向（垂直方向）に光を偏向するガルバノミラーなどで構成する第３スキャナ２９を含む共通光学系２８を、含む。ダイクロイックミラー２６で、ＳＬＯ光の光路とＯＣＴ光の光路が合成され、ＳＬＯ光とＯＣＴ光は、共通光学系２８を介して被検眼１２の瞳孔を通して眼底の撮影可能領域１２Ａに照射される。なお、撮影可能領域１２Ａは、眼球の中心Ｏからの内部照射角に換算すると約２００度の範囲内である。
　ＳＬＯユニット１８は、光源１８Ａ、検出素子１８Ｂ、およびダイクロイックミラー１８Ｃ等を含んで、被検眼１２の眼底を撮影するように構成されている。光源１８Ａは、Ｒ光（赤色光）の光源、Ｇ光（緑色光）の光源、Ｂ光（青色光）の光源、赤外線（例えば、近赤外光）の光源を備え、Ｒ光、Ｇ光又は/及びＢ光を発するモードと、赤外線（例えば、近赤外線）を発するモードとに切り替え可能に構成されている。
　光源１８Ａからの光（以下、「ＳＬＯ光」という。）はダイクロイックミラー１８Ｃを透過し、広角光学系１９に向かう。ＳＬＯ光は、第１光学スキャナ２２によりＸ方向（水平方向）に偏向され、ダイクロイックミラー２６を透過し、共通光学系２８の第３光学スキャナ２９によりＹ方向（垂直方向）に偏向される。第１光学スキャナ２２と第３光学スキャナ２９が制御装置１６により制御され、眼底の撮影可能領域１２Ａが走査される。眼底からの反射光は、広角光学系１９を介して、ダイクロイックミラー１８Ｃで反射され検出素子１８Ｂで受光される。検出素子１８Ｂから検出信号による眼底の正面画像であるＳＬＯ眼底画像（以下、「ＳＬＯ画像」という）が制御装置１６で生成される。
　ＯＣＴユニット２０は、フーリエドメインタイプのＯＣＴを一例として説明する。特に、本開示の技術に係る眼科装置１１０は、波長掃引光源を用いたスウェプトソースタイプのＯＣＴ（ＳＳ－ＯＣＴ）のＯＣＴユニット２０を有する。
　ＯＣＴユニット２０は、光源２０Ａ、センサ２０Ｂ、ファイバカプラ２０Ｃ、２０Ｄ、及び、偏光調整部２０Ｆを含む参照光学系２０Ｇを含む。光源２０Ａは近赤外の波長領域の光を発する波長掃引型の光源である。
　ＯＣＴユニット２０の光源２０Ａからの光（以下、信号光（ＬＳ）という。）が、ファイバカプラ２０Ｃで分岐し、一方の信号光は、広角光学系１９の第２光学スキャナ２４によりＸ方向（水平方向）に偏向され、ダイクロイックミラー２６で反射し、共通光学系２８の第３光学スキャナ２９によりＹ方向（垂直方向）に偏向される。第２光学スキャナ２２と第３光学スキャナ２９が制御装置１６により制御され、眼底の撮影可能領域１２ＡにおけるＯＣＴ撮影を行う領域が走査される。ＯＣＴ撮影を行う領域は眼科装置１１０のユーザなどにより指定される。当該走査には様々な走査のパターンがあり、眼底１点のスキャンであるＡスキャン、眼底の断層画像を取得するための線状のＢスキャンや、ＯＣＴボリュームデータを取得するための面状のＣスキャンなどがある。
　眼底で反射した信号光は、広角光学系１９、ファイバカプラ２０Ｃを介してファイバカプラ２０Ｄに入射する。また、他方の信号光、すなわち、光源２０Ａ、ファイバカプラ２０Ｃ、偏光調整部２０Ｆ、及びセンサ２０Ｂに進む信号光を、参照光（ＬＲ）と言う。ファイバカプラ２０Ｃで分岐した他方の参照光は、偏光調整部２０Ｆで偏光状態が調整されて、ファイバカプラ２０Ｄに入射する。ファイバカプラ２０Ｄにて、偏光が調整された参照光と、眼底で反射した信号光が干渉し、当該干渉光がセンサ２０Ｂに入射する。センサ２０Ｂは、干渉光の強度を波長ごとに検出し、検出信号として制御装置１６に出力する。
　そして、制御装置１６は、センサ２０Ｂの検出信号に対してフーリエ変換などの処理を施し、ＯＣＴ画像あるいは断層画像、以下「ＯＣＴ画像」という）を生成する。
　ここで、信号光（ＬＳ）の光路長は、光源２０Ａから眼底までと、眼底からセンサ２０Ｂまでとにより定まる。そして、参照光の光路長も、信号光の光路長と同じになるように制御される。
　なお、信号光の内、眼底から反射してきた信号光ファイバカプラ２０Ｄに入射する反射光を特に戻り光と言う。
　ＯＣＴユニット２０は、本開示の技術の干渉光学系の一例である。また、偏光調整部２０Ｆは、本開示の技術の調整部の一例である。
　本実施形態では、偏光調整部２０Ｆは、駆動部２０Ｅに連結されており、入射された光を、駆動部２０Ｅの駆動量に応じた偏光状態に調整して射出する。偏光状態は、方位角を含んで示される。なお、偏光状態として直交座標の振幅の比と位相差で示してもよい。本実施形態では、偏光調整部２０Ｆの一例として、位相差（λ／２）を与える１／２波長板を用い、１／２波長板により、入射された直線偏光を回転させて射出する。
　偏光調整部２０Ｆの一例である１／２波長板は、本開示の技術の光学部材の一例である。
　以下の説明では、ＳＬＯ光および信号光は共にＸ方向およびＹ方向に２次元的に走査される光であるので、ＳＬＯ光および信号光を区別して説明する必要がない場合には、ＳＬＯ光および信号光を総称して「走査光」という。
　次に、図３を参照して、眼科装置１１０に含まれる広角光学系１９の構成を説明する。
　図３に示すように、共通光学系２８は、第３光学スキャナ２９の他に、スリットミラー３０および楕円鏡３２を含む。なお、ダイクロイックミラー２６、スリットミラー３０、および楕円鏡３２が側面視端面図で表されている。なお、共通光学系２８は、スリットミラー３０および楕円鏡３２に代えて、凹面鏡、放物面鏡、自由曲面鏡などのミラーや、複数のレンズ群を用いた構成でもよい。
　スリットミラー３０は、楕円状の第１反射面３０Ａを有する。第１反射面３０Ａは、第１焦点Ｐ１および第２焦点Ｐ２を有する。楕円鏡３２も、楕円状の第２反射面３２Ａを有する。第２反射面３２Ａは、第１焦点Ｐ３および第２焦点Ｐ４を有する。
　スリットミラー３０、楕円鏡３２、および第３光学スキャナ２９は、第１焦点Ｐ３および第２焦点Ｐ２が第３光学スキャナ２９で共通の位置になるように配置されている。また、スリットミラー３０、楕円鏡３２、および第３光学スキャナ２９は、第２焦点Ｐ４が被検眼１２の瞳孔の中心部に位置するように配置されている。更に、第１光学スキャナ２２、第２光学スキャナ２４、およびスリットミラー３０は、第１焦点Ｐ１が第１光学スキャナ２２および第２光学スキャナ２４に位置するように配置されている。
　つまり、第１光学スキャナ２２、第２光学スキャナ２４、および第３光学スキャナ２９は、被検眼１２の瞳孔の中心部と共役な位置に配置されている。
　本実施形態では、図３に示す広角光学系１９により、眼底の視野角（ＦＯＶ：Ｆｉｅｌｄ　ｏｆ　Ｖｉｅｗ）を大きな角度とし、広範囲の眼底領域を観察できる。当該広範囲の眼底領域を、眼科装置１１０による外部からの走査光についての外部照射角と、走査光が照射される被検眼の内部での照射角としての内部照射角とを区別して説明する。例えば、外部照射角が１２０度の場合、内部照射角は約１６０度に相当する。本実施の形態では、内部照射角は２００度としている。
　外部照射角とは、眼科装置１１０側から、すなわち被検眼１２の外部からの光照射角である。つまり、被検眼１２の眼底に対して走査光が被検眼１２の瞳孔の中心２７（すなわち、瞳孔の正対視中央点（図２も参照））へ向かう角度が外部照射角である。この外部照射角はまた眼底から反射して瞳孔の中心２７から被検眼１２の外部に射出して眼科装置１１０へ向かう光の角度に等しい。
　一方、内部照射角とは、被検眼１２の眼球の中心Ｏを基準位置として、被検眼１２の眼底が走査光により照射されることで実質的に撮影可能な光照射角を表している。外部照射角Ａと内部照射角Ｂとは、対応関係にあるが、以下の説明では、眼科装置としての説明であるため、眼底の視野角に対応する照射角として、外部照射角を用いる。
　眼科装置１１０は、外部照射角による被検眼１２の眼底領域である撮影可能領域１２Ａ（図２も参照）内を撮影する。この撮影可能領域１２Ａは、例えば、広角光学系１９による走査光の走査可能な最大領域である。
　眼科装置１１０が被検眼１２の撮影可能領域１２Ａを撮影して得たＳＬＯ画像をＵＷＦＳＬＯ画像と称する。なお、ＵＷＦとは、Ｕｌｔｒａ－Ｗｉｄｅｆｉｅｌｄ（超広角）の略称を指す。眼底の視野角（ＦＯＶ）を超広角な角度とした広角光学系３０により、被検眼１２の眼底の後極部から赤道部を超える領域を撮影することができ、渦静脈などの眼底周辺部に存在する構造物を撮影できる。
　次に、図４を参照して、眼科装置１１０の制御装置１６のＣＰＵ１６Ａがデータ処理プログラム１７Ａを実行することで実現される各種機能の一例について説明する。
　データ処理プログラム１７Ａは、設定機能、ＳＬＯ画像取得機能、ＯＣＴ画像取得機能（画像取得機能、画像処理機能、画像表示機能）、送信機能を備えている。ＣＰＵ１６Ａがこの各機能を有するデータ処理プログラム１７Ａを実行することで、ＣＰＵ１６Ａは、図５に示すように、設定部２０２、ＳＬＯ画像取得部２０４、ＯＣＴ画像取得部２０６（画像取得部２１０、画像処理部２１２、画像表示部２１４）、送信部２０８として機能する。
　また、本実施形態では、図２に示すように、眼科装置１１０の制御装置１６が入力／表示装置１６Ｅを備えているが、本開示の技術はこれに限定されない。例えば、眼科装置１１０の制御装置１６は入力／表示装置１６Ｅを備えず、眼科装置１１０とは物理的に独立した別個の表示装置を備えるようにしてもよい。この場合、当該表示装置は、制御装置１６のＣＰＵ１６Ａの制御下で動作する画像処理プロセッサユニットを備え、画像処理プロセッサユニットが、画像表示部２１４が出力指示した画像信号に基づいて、ＳＬＯ画像等を表示するようにしてもよい。
（１）偏光と走査角度の対応関係を示すテーブルの作成
　最初に、眼科システム１００の眼科装置１１０を使用するより前に、ＯＣＴ画像を取得する場合に用いる偏光状態を調整する情報を収集する。収集した情報はテーブルＴＢとして記憶しておき、後述するＯＣＴ画像を取得する際に用いる。なお、テーブルＴＢのデータ（以下、テーブルデータという。）は、サーバ１４０へ送信し、サーバ１４０から取得してもよい。また、テーブルデータは、装置の設置時等のセットアップ時に導出して記憶してもよく、サーバ１４０に記憶しておき、取得してもよい。
　なお、テーブルＴＢは、本開示の技術のテーブルの一例である。
　ここで、上述のように、ＯＣＴ撮影処理が実行されるより前には、ＯＣＴ画像を取得する場合に用いる偏光状態を調整する情報が収集される。ここで、収集される情報について詳細に説明する。偏光状態を調整する情報は、ＯＣＴ画像を好ましい状態で取得する場合に、信号光の偏光状態及び参照光の偏光状態の関係を調整することを示す情報である。
　ＯＣＴでは、信号光が被検眼１２の瞳孔より眼底に照射されることで得られた各戻り光と参照光とを干渉させて得られた干渉光のトモグラフィーが行われる。このように干渉光のトモグラフィーが行われることで、断層領域が撮影され、断層領域を示すＯＣＴ画像が画像取得部２１０によって取得される。
　戻り光と参照光とが干渉するには、信号光の偏光状態と参照光の偏光状態とが等しいことが理想である。ところが、ＯＣＴでは、測定光と参照光で偏光状態（例えば、偏光の方向）が一致しない場合があり、偏光状態が一致しない状態では干渉作用が抑制されて、結果としてＯＣＴ画像のコントラストの低下を招く。例えば、右回りの円偏光の信号光が被検眼の眼底に照射された場合、眼球が複屈折性を有しないと仮定すると、被検眼の眼底で反射された戻り光は左回りの円偏光となる。また、偏光の変化量は外部照射角に対応する走査角度によって変化するため、眼底の撮影領域に応じて偏光の変化量が変化する。また、図３に示すように広角光学系１９として楕円鏡を用いた構成では、楕円鏡の反射面である３０Ａや３２Ａが製造時の精度の限界から完璧な楕円面で無い場合がある。さらに、個々の眼科装置１１０においても、楕円鏡製造時の誤差などにより、複数の眼科装置１１０でも楕円鏡の楕円面の形状にばらつきができることがある。これらの楕円鏡製造時における形状のばらつきによって、それぞれの眼科装置１１０で、偏光状態も異なることになる。
　従って、参照光の偏光状態を一定の偏光状態に維持した場合、信号光（戻り光）の偏光状態が変化することで、信号光（戻り光）と参照光とによる干渉が抑制され、ＯＣＴにより撮影したＯＣＴ画像の画質が劣化する。このため、信号光を走査した走査角度に応じて信号光及び参照光の各々の偏光状態を共通にすることが好ましい。また、信号光を走査した際の眼底位置（以下、走査位置という。）に応じて信号光及び参照光の各々の偏光状態を共通にすることがさらに好ましい。これは、眼底は球面であり、眼球の中心から離れた瞳孔の中心を介して信号光を走査した場合に、信号光及び戻り光の全体の光路長が走査位置に応じて変化することによる影響の抑制が可能であるためである。
　走査角度と、その走査角度における信号光の偏光状態との関係は予め導出することができる。そこで、走査角度と、その走査角度における信号光の偏光状態との関係に基づいて、走査角度各々における信号光の偏光状態と参照光の偏光状態との変化を抑制する調整を行うことで、信号光及び参照光の各々の偏光状態を共通にする。この走査角度と、その走査角度における信号光の偏光状態との関係を、テーブルとして予め作成しておき、ＯＣＴ画像を取得する場合に走査角度に応じて偏光状態を調整する。
　次に、図５を参照して、テーブルＴＢの作成処理の一例を説明する。
　眼科装置１１０の制御装置１６のＣＰＵ１６Ａがデータ処理プログラム１７Ａに含まれるテーブル作成処理プロセスを実行することで、図５に示すテーブル作成処理が実現される。
　図５に示すテーブル作成処理は、ＣＰＵ１６Ａの作成部２００によって行われる。
　先ず、ステップＳ１００で、作成部２００は、眼科装置１１０に模型眼の設置を確認する。この場合、医者またはオペレータが入力／表示装置１６Ｅを操作して模型眼の設置の完了を指示することで、確認される。次のステップＳ１０２では、走査範囲を設定する。走査範囲とは、眼科装置１１０においてＯＣＴ画像を取得する場合に信号光を走査する範囲、すなわち走査角度の範囲である。次に、ステップＳ１０４では、走査角度を初期値に設定する。初期値はステップＳ１０２で設定された走査範囲の内を走査する場合における何れかの走査角度が予め定められる。例えば、最大の走査角度が設定される。
　ステップ１０６では、設定された走査角度で模型眼を走査し、走査して得られた信号光の偏光状態を、ステップＳ１０８で、取得して記憶する。具体的には信号光の偏光状態を測定し、記憶する。偏光状態の測定には、例えば偏光カメラ等の偏光測定装置を用いる。偏光測定装置はＯＣＴユニット２０のセンサ２０Ｂに設置することが好ましい。なお、本実施形態に係るＯＣＴユニット２０のセンサ２０Ｂは、偏光測定機能を有し、偏光測定装置として動作することが可能になっている。偏光測定装置の一例である偏光カメラは、ラインセンサ及び２次元センサの光の入射側に画素毎に方位角が異なる偏光子が取り付けられ、各々所定方位角の偏光状態の光のみ透過することで、入射光の偏光状態として、方位角（偏光の方向）を測定可能である。また、偏光測定装置の他の例として、ポラリメータを用いることも可能である。すなわち、偏光子に光を透過させ、その偏光子を回転することで光の偏光状態を測定する。
　また、規格が統一された模型眼を基準にして、眼科装置１１０ごとにテーブルＴＢｗを設定する。そのため、楕円鏡製造時における形状のばらつきによって生じる偏光状態の変化の影響を除去することができる。よって、どの眼科装置１１０を用いても被検眼及び楕円鏡などの光学系における偏光状態のばらつきの影響を除去することができ、安定的なＯＣＴ撮影を行うことができる。
　ステップＳ１１０では、ステップＳ１０８で記憶した偏光状態に対応する偏光調整部２０Ｆの調整量を導出する。具体的には、偏光調整部２０Ｆは駆動部２０Ｅの駆動量に応じた偏光状態に調整される。この駆動部２０Ｅの駆動量と偏光の方位角との関係は既知であり、偏光状態に対応する偏光調整部２０Ｆの駆動量を調整量として導出する。例えば、瞳孔の中心及び眼球の中心を通る光軸に沿う方向の走査角度を基準にして、その基準における信号光の偏光状態からの駆動量を調整量とする。そして、ステップＳ１１２では、走査角度、偏光状態、及び調整量を対応付けて記憶する。
　ステップＳ１１４では、走査範囲を網羅する走査角度の走査が完了したか否かを判断し、肯定判断した場合は、ステップＳ１１８へ処理を移行し、否定判断した場合はステップＳ１１６へ処理を移行する。ステップＳ１１６では、走査角度を更新して処理をステップＳ１０６へ戻す。ステップＳ１１８では、ステップＳ１１２で対応付けた走査角度、偏光状態、及び調整量の各々をテーブルＴＢとして作成し、記憶する。
　図６にはテーブルＴＢの一例としてテーブルＴＢｗが示されている。図６に示す例のテーブルＴＢｗは、走査位置を定める走査角度θと、走査角度に対応する偏光状態ＰＺと、偏光調整部２０Ｆの調整量Ｗとが対応づけられている。テーブルＴＢｗは、テーブルＴＢとして制御装置１６の記憶装置１７に記憶される。図８に示す例のテーブルＴＢｗは、瞳孔の中心及び眼球の中心を通る光軸に沿う方向の走査角度θを基準（０度）にして、１０度の走査角度θを増減した場合における信号光の偏光状態ＰＺと偏光調整部２０Ｆを駆動する駆動量である調整量Ｗとが対応付けられている。
　なお、図６に示す例では、±７０度の走査角度の範囲をテーブルＴＢとした一例を示したが、図６に示す走査角度の範囲に限定されるものではない。例えば、±７５度及び±８０の走査角度の範囲のように所定範囲を設定してもよく、人物の名の視野に対応する±１００度の走査角度の範囲に設定してもよい。また、走査角度の範囲は、基準（０度）から均等に設定することに限定されず、例えば、プラス側の最大値又は及びマイナス側の最小値の走査角度を異ならせてもよく、また、例えば、±１００度の走査角度の範囲の一部の角度範囲を設定してもよい。
　また、図６では、１０度毎の走査角度θ、信号光の偏光状態ＰＺ及び調整量Ｗを対応付けたテーブルＴＢの一例を示したが、テーブルＴＢは１０度毎の走査角度θ、信号光の偏光状態ＰＺ及び調整量Ｗの対応関係に限定されるものではない。例えば、１０度未満でもよく、１０度を超えてもよい。
　なお、作成したテーブルＴＢは、サーバ１４０へ送信し、サーバ１４０から取得してもよい。また、テーブルデータは、装置の設置時等のセットアップ時に導出して記憶してもよく、サーバ１４０に記憶しておき、取得してもよい。
（２）テーブルの偏光情報を用いたＯＣＴ撮影
　次に、眼科装置１１０によるＯＣＴを用いた撮影処理を説明する。
　眼科装置１１０の制御装置１６のＣＰＵ１６Ａがデータ処理プログラム１７Ａに含まれるＯＣＴ撮影処理プロセスを実行することで、図７に示すＯＣＴ撮影処理が実現される。
　図７に示すＯＣＴ撮影処理では、先ず、ステップＳ２００で、設定部２０２は、初期設定を行う。具体的には、初期設定とは、例えば、眼科装置１１０におけるフォーカス、アライメントなどのために光学系を調整したり、眼の動きに追従するアイトラッキングなどの制御を行ったり、被検者の識別情報の入力を受け付けたりする処理を指す。また、ステップＳ２００では、上述のテーブルＴＢの読み取り処理も行われる。
　次のステップＳ２０２で、ＳＬＯ画像取得部２０４は、ＳＬＯによる撮影を実行することでＳＬＯ画像を取得し、その後、ステップＳ２０８へ処理を移行する。ステップＳ２０２の処理がＳＬＯ画像取得部２０４によって実行されることで、ライブＳＬＯ画像が入力／表示装置１６Ｅに表示される。入力／表示装置１６Ｅには、ＳＬＯ画像がライブビュー画像として表示される。
　ステップＳ２０６～Ｓ２２４で、ＯＣＴ画像取得部２０６は、ＯＣＴ画像を取得する。詳細には、まず、ステップＳ２０６で、画像取得部２１０は、ＯＣＴ撮影範囲である走査範囲の指定を受け付ける。具体的には、入力／表示装置１６Ｅにライブビュー画像として表示されたライブＳＬＯ画像をオペレータが見て、ＯＣＴによる撮影が指示書を示すデータに基づいて行われる箇所を確認する。オペレータは、確認した箇所についてＯＣＴによる撮影が行われるように、眼科装置１１０を設定する。具体的には、例えば、オペレータは、マウスを操作して、ＯＣＴ撮影範囲である走査範囲８７２を指定する。すなわち、ステップＳ２０６で、画像取得部２１０は、走査範囲８７２の指定を受け付ける。走査範囲８７２は、Ｂ－ｓｃａｎのラインが指定される。なお、ＯＣＴ撮影範囲は、Ｃ－ｓｃａｎの矩形範囲を指定してもよい。
　そして、ステップＳ２０８～Ｓ２２０で、走査範囲８７２を、信号光と参照光の各偏光状態を共通にしてＯＣＴ撮影する。具体的には、ステップＳ２０８で、画像取得部２１０は、走査角度を初期値に設定する。走査角度の初期値は、例えば、走査範囲内の走査角度の最大値または最小値が設定される。次に、ステップＳ２１０で、テーブルＴＢを参照し、走査角度に対応する偏光の調整量を取得し、ステップＳ２１４で、設定された走査角度について参照光の偏光状態が信号光の偏光状態と共通に調整された状態で被検眼を走査する。
　次のステップＳ２１６で、画像取得部２１０は、走査範囲の走査が終了したか否かを判断する。ステップＳ２１６で否定判断の場合はステップＳ２１８で走査角度をインクリメントまたはデクリメントしてステップＳ２１０へ処理を戻し、上記処理を繰り返す。走査範囲の走査が終了し、ステップＳ２１６で肯定判断の場合はステップＳ２２０へ処理を移行する。ステップＳ２２０で、画像取得部２１０は、走査範囲の走査によって得られた干渉光の検出信号を画像処理部２１２へ出力する。
　ステップＳ２２２で、画像処理部２１２は、干渉光の検出信号に対してフーリエ変換などの信号処理を行い、複数のＡスキャンデータからなるＯＣＴデータを生成する。そして、ＯＣＴデータに対して加算平均化処理、眼球形状補正処理などの画像処理を行い、断層画像を生成する。断層画像を生成した後、ステップＳ２２４へ移行する。
　ステップＳ２２４では、画像表示部２１４は、ステップＳ２２２の処理が実行されることによって画像処理が施されて得られた断層画像を、入力／表示装置１６Ｅに表示させ、その後、本処理はステップＳ２２６へ移行する。
　図８に、入力/表示装置１６Ｅに表示された断層画像を示す。表示画面８００には、断層画像８１０と、ＯＣＴデータが取得された位置に関する位置情報として縮小されたＳＬＯ画像８２０に断層画像の位置情報を示す矢印８３０が重畳表示されているナビゲーション画像とが含まれている。
　ステップＳ２２６で、送信部２０８は、ステップＳ２２２の処理が実行されることによって画像処理が施されて得られた断層画像を示す画像データを、被検者の識別情報と共にサーバ１４０へ送信し、その後、本データ処理を終了する。なお、当該画像データとともに、ＯＣＴデータをサーバ１４０へ送付するようにしてもよい。
　上述したステップＳ２１２の制御の内容は、本開示の技術の制御部による制御の内容の一例である。
　一方、サーバ１４０は、ビューワ１５０からの要求に基づいて画像データなどをビューワ１５０に送信する。ビューワ１５０は、画像データに基づいて被検眼画像であるＳＬＯ画像やＯＣＴ画像をディスプレイ１５６に対して表示させる。ユーザは、ディスプレイ１５６に表示されたＳＬＯ画像やＯＣＴ画像を見ながら、被検眼１２を診断することができる。
　以上説明したように本開示の技術では、信号光を走査して、信号光が被検眼の眼底の網膜で反射された戻り光と、信号光から分岐した参照光とを干渉させて、各走査位置の網膜の奥行方向の断層領域を撮影する際に、干渉が生ずるように参照光の偏光状態を走査角度に応じて調整する。これによって、本開示の技術では、信号光を走査しながら網膜の断層領域が撮影される際に、網膜で反射された戻り光と参照光との偏光状態が走査角度によらず一定に維持することができる。よって、網膜で反射された戻り光と参照光により得られる干渉光から走査角度によって異なる偏光の影響を除去することができる。これらのことから、広角でＯＣＴ撮影を行う場合に、走査角度によって異なる偏光の影響を除去し、高解像度な断層画像を取得することができる。
　［第２の実施形態］
　次に、第２の実施形態を説明する。なお、第２の実施形態は、第１の実施形態と同様の構成のため、同一部分には同一符号を付して詳細な説明を省略する。
　第１の実施形態では、偏光調整部２０Ｆの偏光状態を測定し、測定結果から偏光調整部２０Ｆの調整量を導出してテーブルとして記憶した。第２の実施形態は、偏光状態が最適になる偏光調整部２０Ｆの調整量を実験的に求めてテーブルとして記憶するものである。
　次に、図９を参照して、本実施形態に係るテーブルＴＢの作成処理を説明する。
　図９に示すテーブル作成処理のプロセスは、図５に示すテーブル作成処理におけるステップＳ１０６からステップＳ１１２の処理を、ステップＳ１２０からステップＳ１３２の処理に代えたものである。図９に示すテーブル作成処理は、作成部２００によって行われる。
　先ず、ステップＳ１００からステップＳ１０４の処理で、作成部２００は、走査範囲を設定し、走査角度を初期値に設定する。
　次に、ステップＳ１２０で、偏光調整部２０Ｆの調整量を初期値に設定する。初期値の一例には、偏光の方位角を０度に設定することが挙げられる。次のステップＳ１２２では、図５のステップＳ１０６と同様に、ステップＳ１０４で設定された走査角度で模型眼を走査する。ステップＳ１２４では、走査して得られた信号光による画像コントラストを信号光の偏光状態として、取得して記憶する。次に、ステップＳ１２６で、偏光調整部２０Ｆの偏光状態を調整可能な範囲についてステップＳ１２２及びステップＳ１２４の処理が終了したか否かを判断する。ステップＳ１２６で否定判断の場合は、ステップＳ１２８で、偏光調整部２０Ｆを所定調整量だけ駆動させることで、調整量を更新する。具体的には、駆動部２０Ｅの駆動量を所定駆動量に設定することで、更新された調整量になるように偏光状態が調整される。一方、ステップＳ１２６で、肯定判断の場合は、ステップＳ１３０で、最適な調整量を導出する。具体的には、図１０に示すように、ステップＳ１２４で記憶した複数の画像コントラストのうち、最大の画像コントラストの調整量（図１０では最適値として示す）を、設定された走査角度における偏光調整部２０Ｆの調整量として導出する。そして、ステップＳ１３２で、ステップＳ１３０で導出した画像コントラストの調整量と、走査角度とを対応付けて記憶する。
　そして、ステップＳ１１４からステップＳ１１８で、走査範囲を網羅する走査角度と調整量との対応関係をテーブルＴＢとして作成し、記憶する。
　図１１にはテーブルＴＢの一例としてテーブルＴＢｖが示されている。図１１に示す例のテーブルＴＢｖは、走査位置を定める走査角度θと、走査角度に対応する調整部２０Ｆの調整量Ｖとが対応づけられている。テーブルＴＢｖは、テーブルＴＢとして制御装置１６の記憶装置１７に記憶される。図１１に示す例のテーブルＴＢｖは、瞳孔の中心及び眼球の中心を通る光軸に沿う方向の走査角度θを基準（０度）にして、１０度の走査角度θを増減した場合における偏光調整部２０Ｆを駆動する駆動量である調整量Ｖとが対応付けられている。
　なお、図１１に示す例でも、図６に示す例と同様に、±７０度の走査角度の範囲をテーブルＴＢとすることに限定されるものではない。
　以上説明したように本開示の技術では、偏光調整部２０Ｆを駆動して得られる画像コントラストに基づいて、最大コントラストとなる調整量を導出するので、実機に則して偏光状態が調整される。
［第１の変形例］
　上記では、ＯＣＴユニット２０の一例として、１／２波長板などの偏光調整部２０Ｆを含む参照光学系２０Ｇを備えた場合を説明した。本開示の技術はこれに限定されない。第１の変形例は、１／２波長板などの偏光調整部２０Ｆに代えて、一定の偏光状態で入射された光を非偏光の光として射出するデポラライザを参照光学系２０Ｇに備えたものである。
　次に、図１２を参照して、第１の変形例を説明する。
　図１２に示すように、変形例は、ＯＣＴユニット２０の一例として、図２に示す１／２波長板などの偏光調整部２０Ｆに代えて、ミラー型のデポラライザ２０Ｍを参照光学系２０Ｇに備えたものである。
　ファイバカプラ２０Ｃで分岐した他方の信号光は、ミラー型のデポラライザ２０Ｍにおける反射により偏光状態が調整されて、ファイバカプラ２０Ｄを介してセンサ２０Ｂに入射する。デポラライザ２０Ｍは、上述のように、駆動部２０Ｅに連結されており、入射された光を、駆動部２０Ｅの駆動量に応じた偏光状態に調整して射出する。
［第２の変形例］
　上記では、ＯＣＴユニット２０の一例として、ファイバカプラ２０Ｃで分割された他方の光の光路における参照光学系２０Ｇに１／２波長板などの偏光調整部２０Ｆを設けた場合を説明した。本開示の技術は、参照光学系２０Ｇのみに偏光調整部２０Ｆを設けることに限定されない。例えば、信号光の戻り光の光路、具体的には戻り光がセンサ２０Ｂへ向かう光路であるファイバカプラ２０Ｃとファイバカプラ２０Ｄとの間に偏光調整部２０Ｆを設けてもよい。また、ファイバカプラ２０Ｃで分割された他方の光の光路、及び戻り光がセンサ２０Ｂへ向かう光路の双方に偏光調整部２０Ｆを設けてもよい。
［第３の変形例］
　上記では、ＯＣＴ撮影位置を定めるためにＳＬＯ画像（ＵＷＦＳＬＯ画像）を用いる例を説明したが、眼底カメラによる眼底画像でもよいし、画角が比較的小さい（例えば、内部照射角で１００°以下）のＳＬＯ眼科装置あるいは眼底カメラなど、さまざまな眼科装置で撮影された眼底画像でも適用できることは言うまでもない。
［第４の変形例］
　上記では、走査角度に応じて信号光と参照光の各々の偏光状態が共通になるように、信号光の偏光状態、及び参照光の偏光状態の少なくとも一方の偏光状態を調整する場合を説明した。本開示の技術は、走査角度に応じて偏光状態を調整することに限定されるのもではなく、例えば被検眼の眼底の走査位置に応じて、信号光と参照光の各々の偏光状態が共通になるように、偏光状態を調整してもよい。例えば、Ａ－Ｓｃａｎ単位で、信号光と参照光の各々の偏光状態が共通になるように、信号光の偏光状態、及び参照光の偏光状態の少なくとも一方の偏光状態を調整してもよい。
［その他の変形例］
　上記実施形態では、眼科装置１１０、眼軸長測定装置１２０、サーバ１４０、及びビューワ１５０を備えた眼科システム１００を例として説明したが、本開示の技術はこれに限定されない。例えば、第１の例として、眼軸長測定装置１２０を省略してもよい。
　また、第２の例として、眼科装置１１０が、サーバ１４０及びビューワ１５０の少なくとも一方の機能を更に有してもよい。これにより、眼科装置１１０が備える機能に対応するサーバ１４０及びビューワ１５０の少なくとも一方の装置を省略することができる。
　更に、サーバ１４０を省略し、ビューワ１５０がサーバ１４０の機能を実行するようにしてもよい。
　なお、本開示の技術に係る眼科装置１１０は、スウェプトソースタイプのＯＣＴ（ＳＳ－ＯＣＴ）を用いたＯＣＴユニットで説明したが、なお、スウェプトソースタイプ以外のタイプ、たとえばスペクトラルドメインのＯＣＴ（ＳＤ－ＯＣＴ）を用いる眼科装置に適用することも可能である。
　また、本開示の技術では、ＳＬＯ撮影系機能及びＯＣＴ撮影系機能を有する眼科装置１１０について説明したが、眼底カメラ等の眼底撮影装置、スリットランプ、眼科手術用顕微鏡などと、本開示の技術に係る構成を有するＯＣＴユニットを組み合わせることも可能である。
　また、本開示の技術を、制御装置、ＯＣＴユニット及び広角光学系とから構成されるスタンドアローン型のＯＣＴ装置に適用することも可能である。スタンドアローン型のＯＣＴ装置とは、被検眼のＯＣＴ画像を取得することに特化した眼科機器である。スタンドアローン型のＯＣＴ装置では、ＯＣＴ撮影位置を決定するにあたり、ＳＬＯ画像に代えてＯＣＴボリュームデータから生成した正面画像を用いる。
　上記実施形態で説明したデータ処理はあくまでも一例である。従って、主旨を逸脱しない範囲内において不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ替えたりしてもよいことは言うまでもない。
　また、上記実施形態では、汎用的なプロセッサの一例としてＣＰＵを用いて説明したが、上記において、プロセッサとは広義的なプロセッサを指し、汎用的なプロセッサ（例えばＣＰＵ：　Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ、等）や、専用のプロセッサ（例えばＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｓｐｅｃｉｆｉｃ　Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）、プログラマブル論理デバイス、等）を含むものである。
　また、上述した実施形態におけるプロセッサの動作は、１つのプロセッサによって成すのみでなく、複数のプロセッサが連携して成すものであってもよく、物理的に離れた位置に存在する複数のプロセッサが協働して成すものであってもよい。
　上記実施形態では、コンピュータを利用したソフトウェア構成によりデータ処理が実現される場合を例示したが、本開示の技術はこれに限定されるものではない。例えば、コンピュータを利用したソフトウェア構成に代えて、ＦＰＧＡ又はＡＳＩＣ等のハードウェア構成のみによって、データ処理が実行されるようにしてもよい。データ処理のうちの一部の処理がソフトウェア構成により実行され、残りの処理がハードウェア構成によって実行されるようにしてもよい。
　さらに、上述した実施形態における処理をコンピュータにより実行させるために、上述した処理をコンピュータで処理可能なコードで記述したプログラムを光ディスク等の記憶媒体等に記憶して流通するようにしてもよい。
　本明細書に記載された全ての文献、特許出願、及び技術規格は、個々の文献、特許出願、及び技術規格が参照により取り込まれることが具体的かつ個々に記された場合と同程度に、本明細書中に参照により取り込まれる。

Claims (10)

  1. 　光源からの光により被検眼を走査して得られた信号光と、前記光源からの光が分割された参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、
    　前記信号光及び前記参照光の少なくとも一方の光路に配置され、前記信号光の偏光状態と前記参照光の偏光状態とが同じになるように、前記少なくとも一方の光路を伝播する光の偏光状態を調整する調整部と、
    　前記被検眼を走査した走査角度に応じて、前記調整部を制御する制御部と、
    　を備えた眼科装置。
  2. 　前記制御部は、前記被検眼を走査した走査角度に対応する前記被検眼を走査した位置に応じて、前記少なくとも一方の光路の偏光状態を調整する制御を行う
    　請求項１に記載の眼科装置。
  3. 　前記調整部は、偏光の方向を調整する光学部材を含む、
    請求項１又は請求項２に記載の眼科装置。
  4. 　前記光学部材は、１／２波長板を含み、前記１／２波長板を回転することで偏光の方向を調整する、
    　請求項３に記載の眼科装置。
  5. 　前記光学部材は、光路長を調整する反射部材を含み、前記反射部材の光軸方向の位置を調整することで偏光の方向を調整する、
    　請求項３又は請求項４に記載の眼科装置。
  6. 　前記光学部材は、デポラライザを含み、前記デポラライザによる非偏光の光を射出することで、偏光の方向を調整する、
    　請求項３乃至請求項５の何れか１項に記載の眼科装置。
  7. 　前記制御部は、
    　前記被検眼を走査する走査角度を検出し、
    　検出された走査角度に基づく調整量を算出する、
    　ことを特徴とする請求項１乃至請求項６の何れか１項に記載の眼科装置。
  8. 　前記調整部は、前記被検眼を走査した走査角度と前記偏光状態を調整する調整量とを対応付けて予め記憶されたテーブルに基づいて、前記調整量を導出する
    　請求項７に記載の眼科装置。
  9. 　請求項１の眼科装置のプロセッサが行う制御方法であって、
    　信号光及び参照光の少なくとも一方の光路に配置され、前記信号光の偏光状態と前記参照光の偏光状態とが同じになるように、前記少なくとも一方の光路を伝播する光の偏光状態を調整する調整部の、ＯＣＴの信号光の走査角度に対応する、調整量を取得するステップと、
    　前記調整量に基づいて、前記調整部を制御するステップと、
    　を含む眼科装置の制御方法。
  10. 　コンピュータに、
    　信号光及び参照光の少なくとも一方の光路に配置され、前記信号光の偏光状態と前記参照光の偏光状態とが同じになるように、前記少なくとも一方の光路を伝播する光の偏光状態を調整する調整部の、ＯＣＴの信号光の走査角度に対応する、調整量を取得するステップと、
    　前記調整量に基づいて、前記調整部を制御するステップと、
    　を実行させるプログラム。
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