JP2018114230A - 眼科装置 - Google Patents

Abstract

【課題】深さ方向におけるデータ収集レンジが変更された場合でもそれぞれのデータ収集レンジで好適な計測結果を得ることが可能な眼科装置を提供する。【解決手段】眼科装置は、データ収集部と、収集レンジ変更部と、ビームサイズ変更部と、制御部とを含む。データ収集部は、光ビームを用いて被検眼をスキャンしてデータを収集する。収集レンジ変更部は、スキャンの深さ方向におけるデータ収集レンジを変更する。ビームサイズ変更部は、光ビームのサイズを変更する。制御部は、収集レンジ変更部により変更されたデータ収集レンジに基づいてビームサイズ変更部を制御する。【選択図】図３

Description

本発明は、眼科装置に関する。

眼科分野において画像診断は重要な位置を占め、近年では走査型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ）や光干渉断層計の活用が進んでいる。ＳＬＯは、共焦点光学系を利用して微弱な光ビームで眼底を高速でスキャンすることにより画像を形成する装置であり、眼疾患のスクリーニングや診断に利用されている。光干渉断層計は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）と呼ばれる技術を応用した光計測装置であり、眼底の２次元領域や３次元領域をスキャンすることにより断面像や３次元画像や機能画像を形成する。また、光干渉断層計は角膜等の画像化にも用いられる。

一般に、光学的計測装置の分解能（横分解能）δは、δ＝０．６１λ／ＮＡ（ここで、λは光の波長を示し、ＮＡは対物レンズの開口数を示す）で表される。よって、計測に用いられるビームの径（像側の開口数）が大きいほど分解能が高くなる。つまり、ビーム径が大きいほど計測精度や画質が向上する。

特開２０１６−５４８５４号公報

しかしながら、計測に用いられるビームの径を大きくすると、フォーカス位置ではＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）が向上するのに対し、デフォーカス位置では分解能が低下する。従って、従来の光学的計測装置では、像面の深さ方向の計測レンジ（データ収集レンジ）に合わせて精度等が最良になるようにビーム径を決定せざるを得なかった。それにより、計測レンジが変更された場合、好適な計測結果を取得することができなかった。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであり、その目的は、データ収集レンジが変更された場合でもそれぞれのデータ収集レンジで好適な計測結果を得ることが可能な眼科装置を提供することにある。

実施形態に係る眼科装置は、データ収集部と、収集レンジ変更部と、ビームサイズ変更部と、制御部とを含む。データ収集部は、光ビームを用いて被検眼をスキャンしてデータを収集する。収集レンジ変更部は、スキャンの深さ方向におけるデータ収集レンジを変更する。ビームサイズ変更部は、光ビームのサイズを変更する。制御部は、収集レンジ変更部により変更されたデータ収集レンジに基づいてビームサイズ変更部を制御する。

本発明によれば、データ収集レンジが変更された場合でもそれぞれのデータ収集レンジで好適な計測結果を得ることが可能な眼科装置を提供することが可能になる。

第１実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を示す概略図である。 第１実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を示す概略図である。 第１実施形態に係る眼科装置の制御系の構成の一例を示す概略図である。 第１実施形態に係る眼科装置の動作例を示すフロー図である。 第１実施形態に係る眼科装置の動作例を示すフロー図である。 第２実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を示す概略図である。 第２実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を示す概略図である。 第２実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を示す概略図である。 第２実施形態に係る眼科装置の制御系の構成の一例を示す概略図である。

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

実施形態に係る眼科装置は、少なくともＯＣＴを実行する機能を備え、被測定物体としての被検眼に対してＯＣＴを実行することにより被検眼に関する情報を取得する光学的計測装置である。実施形態に係る眼科装置は、後述のフーリエドメインＯＣＴを実行するための光学系を備え、当該光学系の光軸方向（深さ方向、Ａスキャン方向、測定光の入射方向）のデータ収集レンジ（計測レンジ、測定レンジ）を変更することが可能である。例えば、眼科装置は、当該光軸方向のデータ収集レンジを任意のレンジに変更する。眼科装置は、変更されたデータ収集レンジをスキャンすることにより収集されたデータに基づいて被検眼に関する情報を取得する。被検眼に関する情報には、断層像や、眼軸長などの被検眼の眼内距離などがあるが、実施形態はこれらに限定されるものではない。

実施形態に係る眼科装置は、フーリエドメインＯＣＴと前眼部撮影機能を有する眼底カメラとを組み合わせた眼科装置である。この眼科装置は、スウェプトソースＯＣＴを実行する機能を備えているが、実施形態はこれに限定されない。例えば、ＯＣＴの種別はスウェプトソースＯＣＴには限定されず、スペクトラルドメインＯＣＴ等であってもよい。スウェプトソースＯＣＴは、波長掃引型（波長走査型）光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被測定物体を経由した測定光の戻り光を参照光と干渉さ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する手法である。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すことにより画像を形成することが可能である。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、被測定物体を経由した測定光の戻り光を参照光と干渉さ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する手法である。検出されたスペクトル分布にフーリエ変換等を施すことにより画像を形成することが可能である。

実施形態に係る眼科装置には、眼底カメラの代わりに、走査型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ）や、スリットランプ顕微鏡や、手術用顕微鏡や、光凝固装置などが設けられてもよい。以下、この明細書では、ＯＣＴによって取得される画像をＯＣＴ画像と総称し、測定光の光路を測定光路と表記し、フーリエドメインＯＣＴを実行するための光学系の光軸方向のデータ収集レンジを深さレンジと表記することがある。

＜第１実施形態＞
第１実施形態に係る眼科装置は、深さレンジが異なる複数の計測モード（動作モード、撮影モード）のうち選択された計測モードに対応した深さレンジで被検眼に対してＯＣＴを実行する。以下、説明の便宜上、第１実施形態に係る眼科装置は、通常計測モード（通常ＯＣＴモード）と全眼球計測モード（全眼球ＯＣＴモード、ホールアイモード）のいずれかで動作可能であるものとする。通常計測モードは、被検眼の眼底又は前眼部だけを含む第１深さレンジでＯＣＴを実行する動作モードである。例えば、通常計測モードでＯＣＴを実行することにより、被検眼の眼底又は前眼部の断層像を高画質で取得することができる。全眼球計測モードは、被検眼の全眼球を含む第２深さレンジ（第１深さレンジより広い測定レンジ）でＯＣＴを実行する動作モードである。例えば、全眼球計測モードでＯＣＴを実行することにより、被検眼の角膜（前眼部）から眼底までの範囲の断層像を高画質で取得したり、一度の計測で角膜厚や前房深度や眼軸長などの高精度な眼内距離を取得したりすることが可能である。

［構成］
図１に示すように、実施形態に係る眼科装置１は、眼底カメラユニット２、ＯＣＴユニット１００及び演算制御ユニット２００を含む。眼底カメラユニット２は、従来の眼底カメラとほぼ同様の光学系を有する。ＯＣＴユニット１００には、ＯＣＴを実行するための光学系が設けられている。演算制御ユニット２００は、各種の演算処理や制御処理等を実行するプロセッサを具備している。

本明細書において「プロセッサ」は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、ＳＰＬＤ（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＰＬＤ（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ））等を含む処理回路を意味する。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〕
眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの表面形態を表す２次元画像（眼底像）を取得するための光学系が設けられている。眼底像には、観察画像や撮影画像などが含まれる。観察画像は、例えば、近赤外光を用いて所定のフレームレートで形成されるモノクロの動画像である。撮影画像は、例えば、可視光をフラッシュ発光して得られるカラー画像、又は近赤外光若しくは可視光を照明光として用いたモノクロの静止画像であってもよい。眼底カメラユニット２は、これら以外の画像、例えばフルオレセイン蛍光画像やインドシアニングリーン蛍光画像や自発蛍光画像などを取得可能に構成されていてもよい。

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

照明光学系１０の観察光源１１は、例えばハロゲンランプ又はＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）により構成される。観察光源１１から出力された光（観察照明光）は、曲面状の反射面を有する反射ミラー１２により反射され、集光レンズ１３を経由し、可視カットフィルタ１４を透過して近赤外光となる。更に、観察照明光は、撮影光源１５の近傍にて一旦集束し、ミラー１６により反射され、リレーレンズ１７、１８、絞り１９及びリレーレンズ２０を経由する。そして、観察照明光は、孔開きミラー２１の周辺部（孔部の周囲の領域）にて反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆを照明する。

観察照明光の眼底反射光は、対物レンズ２２により屈折され、ダイクロイックミラー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、この眼底反射光は、ハーフミラー３３Ａを透過し、ダイクロイックミラー３３により反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に結像される。ＣＣＤイメージセンサ３５は、例えば所定のフレームレートで眼底反射光を検出する。表示装置３には、ＣＣＤイメージセンサ３５により検出された眼底反射光に基づく画像（観察画像）が表示される。なお、撮影光学系３０のピントが前眼部に合わせられている場合、被検眼Ｅの前眼部の観察画像が表示される。以下、撮影光学系３０は、主として被検眼Ｅの眼底像を取得する場合について説明するが、眼底像と同様に被検眼Ｅの前眼部像を取得することが可能である。

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

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

ＬＣＤ３９から出力された光は、その一部がハーフミラー３３Ａにて反射され、ミラー３２に反射され、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に照射される。ＬＣＤ３９の画面上における固視標の表示位置を変更することにより、被検眼Ｅの固視位置を変更できる。

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

アライメント光学系５０のＬＥＤ５１から出力された光（アライメント光）は、絞り５２、５３及びリレーレンズ５４を経由してダイクロイックミラー５５により反射され、孔開きミラー２１の孔部を通過する。孔開きミラー２１の孔部を通過した光は、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により被検眼Ｅの角膜に照射される。

アライメント光の角膜反射光は、対物レンズ２２、ダイクロイックミラー４６及び上記孔部を経由し、その一部がダイクロイックミラー５５を透過し、撮影合焦レンズ３１を通過する。撮影合焦レンズ３１を通過した角膜反射光は、ミラー３２により反射され、ハーフミラー３３Ａを透過し、ダイクロイックミラー３３に反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に投影される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（アライメント視標）は、観察画像とともに表示装置３に表示される。ユーザは、従来の眼底カメラと同様の操作を行ってアライメントを実施する。また、演算制御ユニット２００がアライメント視標の位置を解析して光学系を移動させることによりアライメントを行ってもよい（オートアライメント機能）。

フォーカス光学系６０は、撮影光学系３０の光路に沿った撮影合焦レンズ３１の移動に連動して、照明光学系１０の光路に沿って移動可能である。フォーカス光学系６０の反射棒６７は、照明光路に対して挿脱可能である。

フォーカス調整を行う際には、照明光路上に反射棒６７の反射面が斜設される。フォーカス光学系６０のＬＥＤ６１から出力された光（フォーカス光）は、リレーレンズ６２を通過し、スプリット視標板６３により２つの光束に分離され、二孔絞り６４を通過する。二孔絞り６４を通過した光は、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により反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに照射される。

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

反射棒６７は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆと光学的に略共役な照明光路上の位置に挿入される。照明光学系１０の光路に挿入されている反射棒６７の反射面の位置は、スプリット視標板６３と光学的に略共役な位置である。スプリット視標光束は、前述のように、二孔絞り６４などの作用により２つに分離される。被検眼Ｅの眼底Ｅｆと反射棒６７の反射面とが共役ではない場合、ＣＣＤイメージセンサ３５により取得されたスプリット視標像は、例えば、左右方向に２つに分離して表示装置３に表示される。被検眼Ｅの眼底Ｅｆと反射棒６７の反射面とが略共役である場合、ＣＣＤイメージセンサ３５により取得されたスプリット視標像は、例えば、上下方向に一致して表示装置３に表示される。眼底Ｅｆとスプリット視標板６３とが常に光学的に共役になるように撮影合焦レンズ３１と連動してフォーカス光学系６０が照明光学系１０の光路に沿って移動される。眼底Ｅｆとスプリット視標板６３とが共役になっていない場合にはスプリット視標像が２つに分離するため、２つのスプリット視標像が上下方向に一致するようにフォーカス光学系６０を移動することにより、撮影合焦レンズ３１の位置が求められる。なお、この実施形態では、２つのスプリット視標像が取得される場合について説明したが、３以上のスプリット視標像であってよい。

ダイクロイックミラー４６は、眼底計測用の光路からＯＣＴ用の光路を分岐させている。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、計測用の光を透過させる。このＯＣＴ用の光路には、ＯＣＴユニット１００側から順に、コリメータレンズユニット４０と、光路長変更部４１と、光スキャナ４２と、ＯＣＴ合焦レンズ４３と、ミラー４４と、リレーレンズ４５とが設けられている。

コリメータレンズユニット４０は、コリメータレンズを含む。コリメータレンズユニット４０は、光ファイバによりＯＣＴユニット１００と光学的に接続されている。この光ファイバの出射端を臨む位置に、コリメータレンズユニット４０のコリメータレンズが配置されている。コリメータレンズユニット４０は、光ファイバの出射端から出射された測定光ＬＳ（後述）を平行光束にするとともに、被検眼Ｅからの測定光の戻り光を当該出射端に集光する。

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

光スキャナ４２は、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な位置に配置されている。光スキャナ４２は、ＯＣＴ用の光路を通過する光（測定光ＬＳ）の進行方向を変更する。それにより、被検眼Ｅを測定光ＬＳでスキャンすることができる。光スキャナ４２は、例えば、測定光ＬＳをｘ方向にスキャンするガルバノミラーと、ｙ方向にスキャンするガルバノミラーと、これらを独立に駆動する機構とを含んで構成される。それにより、測定光ＬＳをｘｙ平面上の任意の方向にスキャンすることができる。

コリメータレンズユニット４０と光スキャナ４２との間の平行光の光路である測定光路に対して絞り８０が挿脱される。絞り８０は、測定光ＬＳの光束を制限することにより測定光ＬＳのビーム径（ビームサイズ、光束径、測定光ＬＳの進行方向に直交する方向の径）を変更するビーム径変更部材である。このような絞り８０は、例えば、光束通過領域と、光束通過領域の周囲に設けられた光束遮断領域とが設けられた平面部材を含んで構成される。通常計測モードでは絞り８０が測定光路から退避され、全眼球計測モードでは絞り８０が測定光路に配置される。それにより、通常計測モードに対応した第１データ収集レンジのとき測定光ＬＳのビーム径が第１サイズとなり、全眼球計測モードに対応した第２データ収集レンジのとき測定光ＬＳのビーム径が第１サイズより小さい第２サイズとなる。すなわち、深さレンジが長くなるほど測定光ＬＳのビーム径を小さくすることができる。この実施形態では、眼科装置１の深さレンジに対応した計測モード（動作モード）に応じて上記の測定光路に対して絞り８０が挿脱される。

〔ＯＣＴユニット〕
ＯＣＴユニット１００の構成の一例を図２に示す。ＯＣＴユニット１００には、被検眼ＥのＯＣＴ画像を取得するための光学系が設けられている。この光学系は、波長掃引型（波長走査型）光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検眼Ｅからの測定光の戻り光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光を検出する干渉光学系である。干渉光学系による干渉光の検出結果（検出信号）は、干渉光のスペクトルを示す干渉信号であり、演算制御ユニット２００に送られる。

光源ユニット１０１は、一般的なスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様に、出射光の波長を掃引（走査）可能な波長掃引型（波長走査型）光源を含んで構成される。波長掃引型光源は、共振器を含むレーザー光源を含んで構成される。光源ユニット１０１は、人眼では視認できない近赤外の波長帯において、出力波長を時間的に変化させる。後述の制御部からの制御を受け、波長掃引型光源の波長掃引周波数（波長掃引速度）及び波長掃引幅の少なくとも一方は変更可能である。

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

偏波コントローラ１０３により偏光状態が調整された光Ｌ０は、光ファイバ１０４によりファイバカプラ１０５に導かれて測定光ＬＳと参照光ＬＲとに分割される。

参照光ＬＲは、光ファイバ１１０によりコリメータ１１１に導かれて平行光束となる。平行光束となった参照光ＬＲは、光路長補正部材１１２および分散補償部材１１３を経由し、コーナーキューブ１１４に導かれる。光路長補正部材１１２は、参照光ＬＲの光路長（光学距離）と測定光ＬＳの光路長とを合わせるための遅延手段として作用する。分散補償部材１１３は、参照光ＬＲと測定光ＬＳとの間の分散特性を合わせるための分散補償手段として作用する。

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

なお、図１及び図２に示す構成においては、測定光ＬＳの光路（測定光路、測定アーム）の長さを変更するための光路長変更部４１と、参照光ＬＲの光路（参照光路、参照アーム）の長さを変更するためのコーナーキューブ１１４の双方が設けられている。しかしながら、コーナーキューブ１１４だけが設けられていてもよい。また、これら以外の光学部材を用いて、測定光路長と参照光路長との差を変更することも可能である。

コーナーキューブ１１４を経由した参照光ＬＲは、分散補償部材１１３および光路長補正部材１１２を経由し、コリメータ１１６によって平行光束から集束光束に変換されて光ファイバ１１７に入射し、偏波コントローラ１１８に導かれて参照光ＬＲの偏光状態が調整される。

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

一方、ファイバカプラ１０５により生成された測定光ＬＳは、光ファイバ１２７により導かれ、コリメータレンズユニット４０により平行光束とされる。測定光路から絞り８０が退避されている場合、平行光束とされた測定光ＬＳは、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、ミラー４４及びリレーレンズ４５を経由してダイクロイックミラー４６に導かれる。測定光路に絞り８０が配置されている場合、平行光束とされた測定光ＬＳは、絞り８０、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、ミラー４４及びリレーレンズ４５を経由してダイクロイックミラー４６に導かれる。ダイクロイックミラー４６に導かれてきた測定光ＬＳは、ダイクロイックミラー４６により反射され、対物レンズ２２により屈折されて被検眼Ｅに照射される。測定光ＬＳは、被検眼Ｅの様々な深さ位置において散乱（反射を含む）される。このような後方散乱光を含む測定光ＬＳの戻り光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ１０５に導かれ、光ファイバ１２８を経由してファイバカプラ１２２に到達する。

ファイバカプラ１２２は、光ファイバ１２８を介して入射された測定光ＬＳと、光ファイバ１２１を介して入射された参照光ＬＲとを合成して（干渉させて）干渉光を生成する。ファイバカプラ１２２は、所定の分岐比（例えば１：１）で、測定光ＬＳと参照光ＬＲとの干渉光を分岐することにより、一対の干渉光ＬＣを生成する。ファイバカプラ１２２から出射した一対の干渉光ＬＣは、それぞれ光ファイバ１２３、１２４により検出器１２５に導かれる。

検出器１２５は、例えば一対の干渉光ＬＣをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを有し、これらによる検出結果の差分を出力するバランスドフォトダイオード（Ｂａｌａｎｃｅｄ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）である。検出器１２５は、その検出結果（干渉信号）をＤＡＱ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）１３０に送る。ＤＡＱ１３０には、光源ユニット１０１からクロックＫＣが供給される。クロックＫＣは、光源ユニット１０１において、設定された波長範囲（波長掃引幅）内で波長掃引型光源により掃引（走査）される各波長の出力タイミングに同期して生成される。光源ユニット１０１は、例えば、各出力波長の光Ｌ０を分岐することにより得られた２つの分岐光の一方を光学的に遅延させた後、これらの合成光を検出した結果に基づいてクロックＫＣを生成する。ＤＡＱ１３０は、クロックＫＣに基づき、検出器１２５の検出結果をサンプリングする。ＤＡＱ１３０は、サンプリングされた検出器１２５の検出結果を演算制御ユニット２００に送る。演算制御ユニット２００は、例えば一連の波長走査毎に（Ａライン毎に）、検出器１２５により得られた検出結果に基づくスペクトル分布にフーリエ変換等を施すことにより、各Ａラインにおける反射強度プロファイルを形成する。更に、演算制御ユニット２００は、各Ａラインの反射強度プロファイルを画像化することにより画像データを形成する。

以上のようなＯＣＴユニット１００に設けられた光学系は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆ、前眼部又は前眼部から眼底Ｅｆまでの範囲のＯＣＴ画像を取得するために用いられる。

この実施形態では、ＤＡＱ１３０によるサンプリングレートは一定で、波長掃引型光源の波長掃引周波数（波長掃引速度）及び波長掃引幅の少なくとも一方を変更することにより深さレンジ（データ収集レンジ）を変更する。ＤＡＱ１３０によるサンプリングレートを変更したり、ＤＡＱ１３０によるサンプリングレート、波長掃引型光源の波長掃引周波数（波長掃引速度）及び波長掃引幅の少なくとも１つを変更したりすることにより、深さレンジを変更するようにしてもよい。

〔演算制御ユニット〕
演算制御ユニット２００の構成について説明する。演算制御ユニット２００は、検出器１２５から入力される干渉信号を解析して被検眼ＥのＯＣＴ画像を形成したり、被検眼Ｅの眼内距離を算出したりする。ＯＣＴ画像を形成するための演算処理や眼内距離を算出するための処理は、従来のスウェプトソースタイプの眼科装置と同様である。

また、演算制御ユニット２００は、眼底カメラユニット２、表示装置３及びＯＣＴユニット１００の各部を制御する。例えば演算制御ユニット２００は、被検眼ＥのＯＣＴ画像を表示装置３に表示させる。

演算制御ユニット２００は、例えば、従来のコンピュータと同様に、マイクロプロセッサ、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、眼科装置１を制御するためのコンピュータプログラムが記憶されている。演算制御ユニット２００は、各種の回路基板、例えばＯＣＴ画像を形成するための回路基板を備えていてもよい。また、演算制御ユニット２００は、キーボードやマウス等の操作デバイス（入力デバイス）や、ＬＣＤ等の表示デバイスを備えていてもよい。

〔制御系〕
眼科装置１の制御系（処理系）の構成について図３を参照しつつ説明する。なお、図３においては、眼科装置１のいくつかの構成要素が省略されており、この実施形態を説明するために特に必要な構成要素が選択的に示されている。

（制御部）
演算制御ユニット２００は、制御部２１０と、画像形成部２２０と、データ処理部２３０とを含む。制御部２１０は、例えば、マイクロプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、通信インターフェイス等を含んで構成される。制御部２１０には、主制御部２１１と記憶部２１２とが設けられている。

（主制御部）
主制御部２１１は前述の各種制御を行う。特に、図３に示すように、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２の移動機構３１Ａ、挿脱機構８０Ａ、ＣＣＤイメージセンサ３５及び３８、ＬＣＤ３９、光路長変更部４１、及び光スキャナ４２を制御する。また、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００の光源ユニット１０１、移動機構１１４Ａ、検出器１２５及びＤＡＱ１３０などを制御する。

実施形態に係る眼科装置１は、深さレンジが異なる２以上の計測モードに応じて被検眼Ｅに入射する測定光ＬＳのビーム径を変更する。計測モードの選択（指定）は、主制御部２１１により行われてもよいし、ユーザが後述の操作部２４２を操作することにより行われてもよい。主制御部２１１により計測モードが選択される場合、前回と同じ計測モードが選択されたり、被検者や被検眼の計測部位や診断目的に応じて選択されたりしてよい。

移動機構３１Ａは、撮影光学系３０の光軸に沿って撮影合焦レンズ３１を移動する。移動機構３１Ａには、撮影合焦レンズ３１を保持する保持部材と、この保持部材を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。アクチュエータは、例えばパルスモータにより構成される。伝達機構は、例えば歯車の組み合わせやラック・アンド・ピニオンなどによって構成される。それにより、制御部２１０からの制御を受けた移動機構３１Ａが撮影合焦レンズ３１を移動することにより、撮影光学系３０の合焦位置が変更される。なお、手動又はユーザの操作部２４２に対する操作により移動機構３１Ａが撮影光学系３０の光軸に沿って撮影合焦レンズ３１を移動するようにしてもよい。

挿脱機構８０Ａは、コリメータレンズユニット４０と光スキャナ４２との間の測定光路に対して絞り８０を挿脱する。挿脱機構８０Ａには、絞り８０を保持する保持部材と、この保持部材を測定光路に対して挿脱するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。それにより、制御部２１０からの制御を受けた挿脱機構８０Ａが測定光路に対して絞り８０を挿脱することにより、測定光ＬＳのビーム径が変更される。なお、手動又はユーザの操作部２４２に対する操作により挿脱機構８０Ａが測定光路に対して絞り８０を挿脱するようにしてもよい。

なお、主制御部２１１は、図示しない光学系駆動部を制御して、眼科装置１に設けられた光学系を３次元的に移動させることができる。この制御は、アライメントやトラッキングにおいて用いられる。トラッキングとは、被検眼Ｅの運動に合わせて装置光学系を移動させるものである。トラッキングを行う場合には、事前にアライメントとピント合わせが実行される。トラッキングは、被検眼Ｅを動画撮影して得られる画像に基づき被検眼Ｅの位置や向きに合わせて装置光学系をリアルタイムで移動させることにより、アライメントとピントが合った好適な位置関係を維持する機能である。

移動機構１１４Ａは、参照光路に設けられたコーナーキューブ１１４を移動する。移動機構１１４Ａには、コーナーキューブ１１４を保持する保持部材と、この保持部材を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。それにより、参照光路の長さが変更される。なお、手動又はユーザの操作部２４２に対する操作により移動機構１１４Ａが参照光路に沿ってコーナーキューブ１１４を移動するようにしてもよい。

（記憶部）
記憶部２１２は、各種のデータを記憶する。記憶部２１２に記憶されるデータとしては、例えば、眼科装置１の動作モード、ＯＣＴ画像の画像データ、眼底像の画像データ、被検眼の眼内距離データ、被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者ＩＤや氏名などの被検者に関する情報や、左眼／右眼の識別情報などの被検眼に関する情報を含む。また、記憶部２１２には、眼科装置１を動作させるための各種プログラムやデータが記憶されている。

（画像形成部）
画像形成部２２０は、検出器１２５（ＤＡＱ１３０）からの干渉信号に基づいて眼底Ｅｆの断層像の画像データを形成する。すなわち、画像形成部２２０は、干渉光学系による干渉光ＬＣの検出結果に基づいて被検眼Ｅの画像データを形成する。この処理には、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）などの処理が含まれている。このようにして取得される画像データは、複数のＡライン（被検眼Ｅ内における各測定光ＬＳの経路）における反射強度プロファイルを画像化することにより形成された一群の画像データを含むデータセットである。

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

また、画像形成部２２０は、撮影合焦レンズ３１を通過した被検眼Ｅからの２以上のスプリット視標の戻り光に基づいてＣＣＤ３５により検出された画像信号から、２以上のスプリット視標像が描出された画像を形成する。なお、当該２以上のスプリット視標像が描出された画像の形成は、主制御部２１１により行われてもよい。

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

（データ処理部）
データ処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された画像に対して各種のデータ処理（画像処理）や解析処理を施す。例えば、データ処理部２３０は、画像の輝度補正や分散補正等の補正処理を実行する。また、データ処理部２３０は、眼底カメラユニット２により得られた画像（眼底像、前眼部像等）に対して各種の画像処理や解析処理を施す。

データ処理部２３０は、断層像の間の画素を補間する補間処理などの公知の画像処理を実行することにより、被検眼Ｅのボリュームデータ（ボクセルデータ）を形成することができる。ボリュームデータに基づく画像を表示させる場合、データ処理部２３０は、このボリュームデータに対してレンダリング処理を施して、特定の視線方向から見たときの擬似的な３次元画像を形成する。

データ処理部２３０は、眼内距離算出部２３１を含む。眼内距離算出部２３１は、干渉光学系による２以上の干渉光ＬＣの検出データに基づいて被検眼Ｅの１以上の眼内距離を算出する。眼内距離算出部２３１は、検出データに含まれる当該２つの干渉光に基づく２つの干渉信号の位置の間隔に基づいて被検眼Ｅの眼内距離を算出する。このような眼内距離算出部２３１は、角膜厚、前房深度、水晶体厚、眼軸長などを算出することが可能である。

データ処理部２３０は、眼底像とＯＣＴ画像との位置合わせを行うことができる。眼底像とＯＣＴ画像とが並行して取得される場合には、双方の光学系が同軸であることから、（ほぼ）同時に取得された眼底像とＯＣＴ画像とを、撮影光学系３０の光軸を基準として位置合わせすることができる。また、眼底像とＯＣＴ画像との取得タイミングに関わらず、ＯＣＴ画像のうち眼底Ｅｆの相当する画像領域の少なくとも一部をｘｙ平面に投影して得られる正面画像と、眼底像との位置合わせをすることにより、そのＯＣＴ画像とその眼底像とを位置合わせすることも可能である。この位置合わせ手法は、眼底像取得用の光学系とＯＣＴ用の光学系とが同軸でない場合においても適用可能である。また、双方の光学系が同軸でない場合であっても、双方の光学系の相対的な位置関係が既知であれば、この相対位置関係を参照して同軸の場合と同様の位置合わせを実行することが可能である。

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

（ユーザインターフェイス）
ユーザインターフェイス２４０には、表示部２４１と操作部２４２とが含まれる。表示部２４１は、前述した演算制御ユニット２００の表示デバイスや表示装置３を含んで構成される。操作部２４２は、前述した演算制御ユニット２００の操作デバイスを含んで構成される。操作部２４２には、眼科装置１の筐体や外部に設けられた各種のボタンやキーが含まれていてもよい。また、表示部２４１は、眼底カメラユニット２の筺体に設けられたタッチパネルなどの各種表示デバイスを含んでいてもよい。

なお、表示部２４１と操作部２４２は、それぞれ個別のデバイスとして構成される必要はない。例えばタッチパネルのように、表示機能と操作機能とが一体化されたデバイスを用いることも可能である。その場合、操作部２４２は、このタッチパネルとコンピュータプログラムとを含んで構成される。操作部２４２に対する操作内容は、電気信号として制御部２１０に入力される。また、表示部２４１に表示されたグラフィカルユーザインターフェイス（ＧＵＩ）と、操作部２４２とを用いて、操作や情報入力を行うようにしてもよい。

ＯＣＴユニット１００から光スキャナ４２を経由して対物レンズ２２に至るまでの光学系は、実施形態に係る「データ収集部」の一例である。光源ユニット１０１の波長掃引型光源（波長掃引型光源の制御を行う制御部を含む）は、実施形態に係る「収集レンジ変更部」の一例である。絞り８０及び挿脱機構８０Ａは、実施形態に係る「ビームサイズ変更部」の一例である。ＯＣＴユニット１００に含まれる光学系は、実施形態に係る「干渉光学系」の一例である。操作部２４２は、実施形態に係る「指定部」の一例である。通常計測モードは、実施形態に係る「第１動作モード」の一例である。全眼球計測モードは、実施形態に係る「第２動作モード」の一例である。

［動作例］
第１実施形態に係る眼科装置１の動作について説明する。

図４Ａ及び図４Ｂに、第１実施形態に係る眼科装置１の動作の一例を示す。

（Ｓ１）
まず、主制御部２１１は、眼科装置１の計測モードが全眼球計測モードであるか否かを判定する。例えば、記憶部２１２には眼科装置１の計測モードの設定内容を表す計測モード情報が記憶されている。主制御部２１１は、記憶部２１２に記憶された計測モード情報を参照することにより眼科装置１の計測モードが全眼球計測モードであるか否かを判定することができる。

計測モードが全眼球計測モードではないと判定されたとき（Ｓ１：Ｎ）、眼科装置１の動作はＳ２に移行する。計測モードが全眼球計測モードであると判定されたとき（Ｓ１：Ｙ）、眼科装置１の動作はＳ４に移行する。

（Ｓ２）
Ｓ１において計測モードが全眼球計測モードではないと判定されたとき（Ｓ１：Ｎ）、主制御部２１１は、計測モードが通常計測モードであると判断し、測定光ＬＳのビーム径が通常計測用ビーム径に設定されているか否かを判定する。主制御部２１１は、挿脱機構８０Ａに対する制御内容を参照することにより測定光ＬＳのビーム径が通常計測用ビーム径に設定されているか否かを判定することができる。また、測定光路に対する絞り８０の挿脱状態を検出するセンサーを設け、主制御部２１１は、センサーからの検出信号に基づいて測定光ＬＳのビーム径が通常計測用ビーム径であるか否かを判定してもよい。

測定光ＬＳのビーム径が通常計測用ビーム径に設定されていると判定されたとき（Ｓ２：Ｙ）、眼科装置１の動作はＳ６に移行する。測定光ＬＳのビーム径が通常計測用ビーム径に設定されてないと判定されたとき（Ｓ２：Ｎ）、眼科装置１の動作はＳ３に移行する。

（Ｓ３）
Ｓ２において測定光ＬＳのビーム径が通常計測用ビーム径に設定されてないと判定されたとき（Ｓ２：Ｎ）、主制御部２１１は、挿脱機構８０Ａを制御して測定光路から絞り８０を退避させる。それにより、測定光ＬＳのビーム径は、通常計測用ビーム径に変更される。眼科装置１の動作はＳ６に移行する。

（Ｓ４）
Ｓ１において計測モードが全眼球計測モードであると判定されたとき（Ｓ１：Ｙ）、主制御部２１１は、測定光ＬＳのビーム径が全眼球計測用ビーム径に設定されているか否かを判定する。主制御部２１１は、Ｓ２と同様に、挿脱機構８０Ａに対する制御内容を参照することにより測定光ＬＳのビーム径が全眼球計測用ビーム径に設定されているか否かを判定することができる。また、上記のように、測定光路に対する絞り８０の挿脱状態を検出するセンサーを設け、主制御部２１１は、センサーからの検出信号に基づいて測定光ＬＳのビーム径が全眼球計測用ビーム径であるか否かを判定してもよい。

測定光ＬＳのビーム径が全眼球計測用ビーム径に設定されていると判定されたとき（Ｓ４：Ｙ）、眼科装置１の動作はＳ６に移行する。測定光ＬＳのビーム径が全眼球計測用ビーム径に設定されていないと判定されたとき（Ｓ４：Ｎ）、眼科装置１の動作はＳ５に移行する。

（Ｓ５）
Ｓ４において測定光ＬＳのビーム径が全眼球計測用ビーム径に設定されていないと判定されたとき（Ｓ４：Ｎ）、主制御部２１１は、挿脱機構８０Ａを制御して測定光路に絞り８０を配置させる。それにより、測定光ＬＳのビーム径は、全眼球計測用ビーム径に変更される。眼科装置１の動作はＳ６に移行する。

（Ｓ６）
主制御部２１１は、撮影光学系３０により被検眼Ｅの前眼部を撮影することにより前眼部像を取得する。

（Ｓ７）
主制御部２１１は、Ｓ６において取得された前眼部像に基づいて、上記の光学系駆動部を制御することにより光学系を３次元的に移動して、被検眼Ｅに対する光学系の位置合わせを行う（ｘ方向、ｙ方向、及びｘ方向とｙ方向の双方に直交するｚ方向）。

（Ｓ８）
主制御部２１１は、光スキャナ４２をあらかじめ決められた初期位置に移動させる。

（Ｓ９）
主制御部２１１は、光源ユニット１０１をオンにし、波長掃引型光源に対し計測モードに対応した波長掃引周波数及び波長掃引幅のうち少なくとも１つを設定する。続いて、主制御部２１１は、光スキャナ４２を制御することにより光源ユニット１０１からの光Ｌ０に基づく測定光ＬＳで被検眼Ｅのスキャンを開始させる。画像形成部２２０は、上記のように、計測モードに応じて検出器１５５による干渉光の検出結果に基づいて眼底Ｅｆ、前眼部、又は前眼部から眼底Ｅｆまでの範囲のＯＣＴ画像を形成する。

（Ｓ１０）
主制御部２１１は、撮影光学系３０により得られた前眼部像から網膜のフォーカス方向のアライメントを行う。それにより、ＯＣＴユニット１００が備える光学系の光軸方向の位置の微調整が可能になる。更に、主制御部２１１は、ＯＣＴ光学系１４０により得られた干渉光の検出信号に基づいて、ＯＣＴユニット１００が備える光学系の焦点位置を変更してもよい。主制御部２１１は、例えば、所定の干渉光の検出信号の振幅が最大となるようにＯＣＴ合焦レンズ４３を光軸方向に移動することにより光学系の焦点位置を変更する。

（Ｓ１１）
主制御部２１１は、再び、光スキャナ４２を制御することにより光源ユニット１０１からの光Ｌ０に基づく測定光ＬＳで被検眼Ｅのスキャンを開始させることによりＯＣＴ計測を実行する。例えば、通常計測モードでは、主制御部２１１は、検出器１２５による干渉光の検出結果に基づいて眼底Ｅｆ又は前眼部のＯＣＴ画像を画像形成部２２０に形成させる。通常計測モードにおいて、主制御部２１１は、眼底Ｅｆ又は前眼部における所定の眼内距離を眼内距離算出部２３１に算出させるようにしてもよい。例えば、全眼球計測モードでは、主制御部２１１は、検出器１２５による干渉光の検出結果に基づいて、角膜厚、前房深度、水晶体厚及び眼軸長の少なくとも１つを眼内距離算出部２３１に算出させる。全眼球計測モードにおいて、主制御部２１１は、前眼部から眼底Ｅｆまでの範囲のＯＣＴ画像を画像形成部２２０に形成させるようにしてもよい。

（Ｓ１２）
主制御部２１１は、次の撮影を通常計測モードで行うか否かを判定する。例えば、主制御部２１１は、操作部２４２に対するユーザの操作内容に基づいて、次の撮影を通常計測モードで行うか否かを判定することができる。

次の撮影を通常計測モードで行うと判定されたとき（Ｓ１２：Ｙ）、眼科装置１の動作はＳ２に移行する。次の撮影を通常計測モードで行わないと判定されたとき（Ｓ１２：Ｎ）、眼科装置１の動作はＳ１３に移行する。

（Ｓ１３）
Ｓ１２において次の撮影を通常計測モードで行わないと判定されたとき（Ｓ１２：Ｎ）、主制御部２１１は、次の撮影を全眼球計測モードで行うか否かを判定する。例えば、主制御部２１１は、操作部２４２に対するユーザの操作内容に基づいて、次の撮影を全眼球計測モードで行うか否かを判定することができる。

次の撮影を全眼球計測モードで行うと判定されたとき（Ｓ１３：Ｙ）、眼科装置１の動作はＳ４に移行する。次の撮影を全眼球計測モードで行わないと判定されたとき（Ｓ１３：Ｎ）、眼科装置１の動作は終了する（エンド）。

以上説明したように、第１実施形態によれば、深さレンジに応じて測定光ＬＳの入射光束径を変更するようにしたので、深さレンジを変更した場合でも高画質のＯＣＴ画像や高精度なＯＣＴ計測結果を取得することが可能になる。特に、測定光路に対して絞り８０を挿脱することにより測定光ＬＳの入射光束径を変更するようにしたので、深さレンジを変更した場合でも簡素な構成で高画質のＯＣＴ画像や高精度なＯＣＴ計測結果を取得することが可能になる。

なお、第１実施形態において、測定光路に対する絞り８０の挿脱制御に連係して波長掃引型光源が発する光の光量を制御するようにしてもよい。例えば、測定光路に絞り８０が挿入されたときに光量を増加させ、測定光路から絞り８０が退避されたとき光量を減少させることで、被検眼に対する安全性を確保しつつＳＮＲを向上させることができる。

＜第２実施形態＞
第１実施形態では、測定光路に対して絞り８０を挿脱することにより測定光ＬＳのビーム径を変更する場合について説明したが、実施形態に係る眼科装置の構成はこれに限定されるものではない。例えば、測定光ＬＳの光束を制限することなく測定光ＬＳのビーム径を変更することが可能である。以下では、第２実施形態に係る眼科装置について、第１実施形態との相違点を中心に説明する。

図５に、第２実施形態に係る眼科装置の光学系の構成の一例を示す。図５において、図１と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

第２実施形態に係る眼科装置１ａの光学系の構成が第１実施形態に係る眼科装置１の光学系の構成と異なる点は、絞り８０が取り除かれた点と、コリメータレンズユニット４０に代えてバリフォーカルレンズ９０が設けられた点である。バリフォーカルレンズ９０は、焦点距離（すなわち画角）を変更する可変焦点レンズである。

図６Ａ及び図６Ｂに、図５のバリフォーカルレンズ９０の構成例を示す。図６Ａは、計測モードが全眼球計測モードに設定された状態のバリフォーカルレンズ９０の光学系の構成例を表したものである。図６Ｂは、計測モードが通常計測モードに設定された状態のバリフォーカルレンズ９０の光学系の構成例を表したものである。図６Ａ及び図６Ｂにおいて、図５と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

バリフォーカルレンズ９０は、レンズ９１、９２、９３を含む。レンズ９２は、光軸方向に移動可能である。レンズ９２は、図示しない移動機構により光軸方向に移動される。レンズ９１はメニスカスレンズであってよい。レンズ９２は平凹レンズであってよい。レンズ９３は、凸レンズであってよい。光ファイバ１２７の出射端を臨む位置に、バリフォーカルレンズ９０が配置されている。具体的には、バリフォーカルレンズ９０は、その焦点位置が光ファイバ１２７の出射端に一致するように配置されている。バリフォーカルレンズ９０は、光ファイバ１２７の出射端から出射された測定光ＬＳを平行光束にするとともに、被検眼Ｅからの測定光の戻り光を当該出射端に集光する。

計測モードが全眼球計測モードに設定されているとき、レンズ９２をレンズ９１側に移動することにより測定光ＬＳのビーム径Ｄ１が設定される（図６Ａ）。計測モードが通常計測モードに設定されているとき、レンズ９２をレンズ９３側に移動することにより測定光ＬＳのビーム径Ｄ２（Ｄ２＞Ｄ１）が設定される（図６Ｂ）。

図７に、第２実施形態に係る眼科装置１ａの制御系の構成例のブロック図を示す。図７において、図３と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。

第２実施形態に係る眼科装置１ａの制御系が第１実施形態に係る眼科装置１の制御系と異なる点は、演算制御ユニット２００に代えて演算制御ユニット２００ａが設けられた点と、挿脱機構８０Ａに対する制御に代えて移動機構９２Ａに対する制御を行う点である。演算制御ユニット２００ａは、制御部２１０ａと、画像形成部２２０と、データ処理部２３０とを含む。制御部２１０ａが制御部２１０と異なる点は、挿脱機構８０Ａに対する制御に代えて移動機構９２Ａに対する制御を行うようにした点である。制御部２１０ａは、主制御部２１１ａと、記憶部２１２ａとを含む。

移動機構９２Ａには、レンズ９２を保持する保持部材と、この保持部材を移動するための駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力を伝達する伝達機構とが設けられる。それにより、レンズ９１、９２の間の光学的距離と、レンズ９２、９３の間の光学的距離とが変更される。なお、手動又はユーザの操作部２４２に対する操作により移動機構９２Ａが光軸方向にレンズ９２を移動するようにしてもよい。

第２実施形態に係る眼科装置１ａの動作は、図４Ａ及び図４Ｂに示す第１実施形態に係る眼科装置１の動作と略同様である。第２実施形態に係る眼科装置１ａは、Ｓ３において図６Ａに示すようにレンズ９２を移動することにより測定光ＬＳのビーム径を通常計測用ビーム径に変更する。また、眼科装置１ａは、Ｓ５において図６Ｂに示すようにレンズ９２を移動することにより測定光ＬＳのビーム径を全眼球計測用ビーム径に変更する。

なお、第２実施形態において、バリフォーカルレンズに代えてズームレンズが設けられてもよい。ズームレンズの構成は公知であるため、詳細な説明を省略する。この場合、制御部２１０ａは、ズームレンズを制御することにより測定光ＬＳのビーム径を変更することが可能である。

以上説明したように、第２実施形態によれば、バリフォーカルレンズを制御することにより深さレンジに応じて測定光ＬＳの入射光束径を変更するようにしたので、深さレンジを変更した場合でも光量を低下させることなく高画質のＯＣＴ画像や高精度なＯＣＴ計測結果を取得することが可能になる。

［効果］
実施形態に係る眼科装置の効果について説明する。

実施形態に係る眼科装置（１、１ａ）は、データ収集部（ＯＣＴユニット１００から光スキャナ４２を経由して対物レンズ２２に至るまでの光学系）と、収集レンジ変更部（波長掃引型光源）と、ビームサイズ変更部（絞り８０、挿脱機構８０Ａ）と、制御部（２００、２００ａ）とを含む。データ収集部は、光ビーム（測定光ＬＳ）を用いて被検眼（Ｅ）をスキャンしてデータを収集する。収集レンジ変更部は、スキャンの深さ方向におけるデータ収集レンジ（深さレンジ）を変更する。ビームサイズ変更部は、光ビームのサイズ（ビーム径、光束径、光学系の光軸に直交する方向の径）を変更する。制御部は、収集レンジ変更部により変更されたデータ収集レンジに基づいてビームサイズ変更部を制御する。

このような構成によれば、スキャンの深さ方向のデータ収集レンジに応じて光ビームのサイズを変更するようにしたので、データ収集レンジを変更した場合でもそれぞれのデータ収集レンジにおいて被検眼について高画質の画像や高精度な計測結果を得ることが可能になる。

また、実施形態に係る眼科装置では、ビームサイズ変更部は、絞り（８０）と、光ビームの光路（測定光路）に対して絞りを挿脱する挿脱機構（８０Ａ）と、を含んでもよい。

このような構成によれば、光ビームの光路に対して絞りを挿脱することにより光ビームのサイズを変更するようにしたので、簡素な構成でデータ収集レンジに応じて光ビームのサイズを変更することが可能になる。

また、実施形態に係る眼科装置では、データ収集部は、光源（波長掃引型光源）からの光（Ｌ０）を測定光（ＬＳ）と参照光（ＬＲ）とに分割し、測定光を光ビームとして被検眼に入射させ、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光（ＬＣ）を検出する干渉光学系（ＯＣＴユニット１００に含まれる光学系）と、測定光を平行光束にするコリメータレンズ（コリメータレンズユニット４０）と、コリメータレンズにより平行光束とされた測定光を偏向する光スキャナ（４２）と、を含み、挿脱機構は、コリメータレンズと光スキャナとの間の測定光の光路に対して絞りを挿脱してもよい。

このような構成によれば、平行光束とされた測定光の光路に対して絞りを挿脱するようにしたので、簡素な構成、かつ、簡素な制御で測定光のビームサイズを変更することが可能になる。

また、実施形態に係る眼科装置では、ビームサイズ変更部は、光ビームの光路に配置されたバリフォーカルレンズ（９０）又はズームレンズを含み、制御部は、バリフォーカルレンズ又はズームレンズを制御してもよい。

このような構成によれば、バリフォーカルレンズ又はズームレンズを用いて光ビームのサイズを変更するようにしたので、光源からの光の光量の低下を招くことなく、データ収集レンジに応じて光ビームのサイズを変更することが可能になる。

また、実施形態に係る眼科装置では、データ収集部は、光源（波長掃引型光源）からの光（Ｌ０）を測定光（ＬＳ）と参照光（ＬＲ）とに分割し、測定光を光ビームとして被検眼に入射させ、被検眼からの測定光の戻り光と参照光との干渉光（ＬＣ）を検出する干渉光学系（ＯＣＴユニット１００に含まれる光学系）と、測定光を偏向する光スキャナ（４２）と、を含み、バリフォーカルレンズ又はズームレンズは、光源と光スキャナとの間に配置されていてもよい。

このような構成によれば、バリフォーカルレンズ又はズームレンズを用いて平行光束とされた測定光のビームサイズを変更するようにしたので、簡素な構成、かつ、簡素な制御で測定光のビームサイズを変更することが可能になる。

また、実施形態に係る眼科装置では、光源は、波長掃引型光源であり、収集レンジ変更部は、波長掃引型光源の波長掃引周波数及び波長掃引幅の少なくとも一方を変更することによりデータ収集レンジを変更してもよい。

このような構成によれば、波長掃引型光源の動作モードを変更することによりデータ収集レンジを変更するようにしたので、簡素な構成で、データ収集レンジを変更し、変更されたデータ収集レンジに応じて光ビームのサイズを変更する眼科装置を提供することが可能になる。

また、実施形態に係る眼科装置では、制御部は、データ収集レンジが第１データ収集レンジのとき光ビームのサイズが第１サイズとなるようにビームサイズ変更部を制御し、データ収集レンジが第１データ収集レンジより長い第２データ収集レンジのとき光ビームのサイズが第１サイズより小さい第２サイズとなるようにビームサイズ変更部を制御してもよい。

このような構成によれば、深さ方向のデータ収集レンジが長いほど、データを収集するための光ビームのビームサイズが小さくなるように制御するようにしたので、長いデータ収集レンジに変更された場合でも、被検眼について高画質の画像や高精度な計測結果を得ることが可能になる。

また、実施形態に係る眼科装置は、互いに異なるデータ収集レンジに対応する２以上の動作モード（通常計測モード、全眼球計測モード）のいずれかを指定するための指定部（操作部２４２）を含み、制御部は、指定部により指定された動作モードに基づいてビームサイズ変更部を制御してもよい。

このような構成によれば、データ収集レンジに応じた動作モードを指定部により指定することにより光ビームのビームサイズを変更するようにしたので、被検眼の計測部位や診断目的等に対応した動作モードに対してデータ収集レンジをあらかじめ設定しておくことにより、それぞれの動作モードにおいて高画質の画像や高精度な計測結果を得ることが可能な眼科装置を提供することができるようになる。

また、実施形態に係る眼科装置では、２以上の動作モードは、被検眼の眼底（Ｅｆ）又は前眼部をスキャンする第１動作モード（通常計測モード）と、被検眼の前眼部から眼底までの範囲をスキャンする第２動作モード（全眼球計測モード）とを含んでもよい。

このような構成によれば、被検眼の眼底又は前眼部をスキャンするための動作モードと、被検眼の前眼部から眼底までの範囲をスキャンするための動作モードとを設けるようにしたので、眼底又は前眼部をスキャンする場合や前眼部から眼底までの範囲をスキャンする場合でも高画質の画像や高精度な計測結果を得ることが可能な眼科装置を提供することができるようになる。

また、実施形態に係る眼科装置は、第１動作モードにおいて、データ収集部により収集されたデータに基づいて眼底又は前眼部の画像を形成する画像形成部を含んでもよい。

このような構成によれば、第１動作モードにおいて眼底又は前眼部の画像を形成するようにしたので、高画質な画像を取得することが可能になる。

また、実施形態に係る眼科装置は、第２動作モードにおいて、データ収集部により収集されたデータに基づいて少なくとも被検眼の眼軸長を求める眼内距離算出部（２３１）を含んでもよい。

このような構成によれば、第２動作モードにおいて、少なくとも被検眼の眼軸長を求めるようにしたので、高精度な眼軸長を取得することが可能になる。

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

前述の実施形態又はその変形例において、実施形態に係る眼科装置における光学系の構成が図１及び図２に示す構成である場合について説明したが、光学系の構成はこれに限定されない。実施形態に係る光学系は、レーザー光を眼底における治療部位に照射するための光学系や、被検眼に固視させた状態で視標を移動させるための光学系などを備えていてもよい。

１、１ａ 眼科装置
４０ コリメータレンズユニット
４２ 光スキャナ
８０ 絞り
８０Ａ 挿脱機構
９０ バリフォーカルレンズ
９２Ａ 移動機構
１００ ＯＣＴユニット
２００、２００ａ 演算制御ユニット
２１０、２１０ａ 制御部
２１１、２１１ａ 主制御部
２２０ 画像形成部
２４２ 操作部
Ｅ 被検眼
ＬＣ 干渉光
ＬＲ 参照光
ＬＳ 測定光

Claims (11)

1. 光ビームを用いて被検眼をスキャンしてデータを収集するデータ収集部と、
   前記スキャンの深さ方向におけるデータ収集レンジを変更する収集レンジ変更部と、
   前記光ビームのサイズを変更するビームサイズ変更部と、
   前記収集レンジ変更部により変更されたデータ収集レンジに基づいて前記ビームサイズ変更部を制御する制御部と、
   を含む眼科装置。
2. 前記ビームサイズ変更部は、
   絞りと、
   前記光ビームの光路に対して前記絞りを挿脱する挿脱機構と、
   を含む
   ことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。
3. 前記データ収集部は、
   光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記測定光を前記光ビームとして被検眼に入射させ、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、
   前記測定光を平行光束にするコリメータレンズと、
   前記コリメータレンズにより平行光束とされた前記測定光を偏向する光スキャナと、
   を含み、
   前記挿脱機構は、前記コリメータレンズと前記光スキャナとの間の前記測定光の光路に対して前記絞りを挿脱する
   ことを特徴とする請求項２に記載の眼科装置。
4. 前記ビームサイズ変更部は、前記光ビームの光路に配置されたバリフォーカルレンズ又はズームレンズを含み、
   前記制御部は、前記バリフォーカルレンズ又は前記ズームレンズを制御する
   ことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。
5. 前記データ収集部は、
   光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記測定光を前記光ビームとして被検眼に入射させ、前記被検眼からの前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、
   前記測定光を偏向する光スキャナと、
   を含み、
   前記バリフォーカルレンズ又は前記ズームレンズは、前記光源と前記光スキャナとの間に配置されている
   ことを特徴とする請求項４に記載の眼科装置。
6. 前記光源は、波長掃引型光源であり、
   前記収集レンジ変更部は、前記波長掃引型光源の波長掃引周波数及び波長掃引幅の少なくとも一方を変更することにより前記データ収集レンジを変更する
   ことを特徴とする請求項３又は請求項５に記載の眼科装置。
7. 前記制御部は、前記データ収集レンジが第１データ収集レンジのとき前記光ビームのサイズが第１サイズとなるように前記ビームサイズ変更部を制御し、前記データ収集レンジが前記第１データ収集レンジより長い第２データ収集レンジのとき前記光ビームのサイズが前記第１サイズより小さい第２サイズとなるように前記ビームサイズ変更部を制御する
   ことを特徴とする請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載の眼科装置。
8. 互いに異なるデータ収集レンジに対応する２以上の動作モードのいずれかを指定するための指定部を含み、
   前記制御部は、前記指定部により指定された動作モードに基づいて前記ビームサイズ変更部を制御する
   ことを特徴とする請求項１〜請求項７のいずれか一項に記載の眼科装置。
9. 前記２以上の動作モードは、前記被検眼の眼底又は前眼部をスキャンする第１動作モードと、前記被検眼の前記前眼部から前記眼底までの範囲をスキャンする第２動作モードとを含む
   ことを特徴とする請求項８に記載の眼科装置。
10. 前記第１動作モードにおいて、前記データ収集部により収集された前記データに基づいて前記眼底又は前記前眼部の画像を形成する画像形成部を含む
    ことを特徴とする請求項９に記載の眼科装置。
11. 前記第２動作モードにおいて、前記データ収集部により収集された前記データに基づいて少なくとも前記被検眼の眼軸長を求める眼内距離算出部を含む
    ことを特徴とする請求項９又は請求項１０に記載の眼科装置。
    
    

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