JP2017169602A - 眼科装置 - Google Patents

Abstract

【課題】検査用光学系の光軸と被検眼の基準位置とをずらした状態で撮影を行う場合に、従来よりも低コスト且つ短時間でフレアの発生を抑制可能な眼科装置を提供する。【解決手段】検査用光学系を通して被検眼の被観察部位を撮影する撮影部と、被検眼に対する検査用光学系の光軸方向のアライメント及び光軸方向に垂直方向のアライメントを行う第１アライメント部と、検査用光学系を、第１アライメント部によりアライメントされた第１位置から少なくとも垂直方向にずれた第２位置まで移動する光学系移動部と、第１位置と第２位置との位置差分に基づき、第２位置での被検眼に対する検査用光学系の光軸方向のアライメント位置を決定し、検査用光学系を光軸方向に沿ってアライメント位置まで移動させる第２アライメント部と、を備える。【選択図】図９

Description

本発明は、被検眼を光学的に検査する眼科装置に関する。

被検眼を光学的に検査する眼科装置として、例えば光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ、ＯＣＴ）を用いて断層像を得る光干渉断層計などがよく知られている。

このような眼科装置で検査を行う場合には、検査の精度及び確度の観点から、検査用光学系（装置光学系）と被検眼との位置合わせが極めて重要となる。この位置合わせはアライメントと呼ばれる。アライメントには、被検眼の基準位置（例えば角膜中心）に対して検査用光学系の光軸を一致させる動作（ｘｙアライメント）と、被検眼と検査用光学系の間の距離を合わせる動作（ｚアライメント）とが含まれる。

例えば特許文献１には、２以上の撮影部により被検眼の前眼部を異なる方向から撮影し、この撮影により得られた２以上の撮影画像を解析して被検眼の３次元位置を求めた結果に基づき、被検眼に対する検査用光学系のアライメントを調整する眼科装置が記載されている。

また、ＯＣＴを用いて断層像を得る眼科装置は、被検眼の眼底の血管を流れる血液の血流情報の測定にも用いられる。この血流情報測定では、ドップラーシフトＯＣＴの手法を用いて眼底血流の速度を算出するため、被検眼に対する信号光の入射方向と、眼底の血管が延びる方向とのなす角度が９０°である場合、血流速度を算出することができない（特許文献２参照）。このため、血流情報測定を行う場合には、検査用光学系の光軸と被検眼の基準位置とをずらした状態で眼底の断層像を撮影する必要がある。

このように検査用光学系の光軸と被検眼の基準位置とをずらした状態で撮影を行うと、フレア（ノイズ光）が発生し易くなることが知られている（特許文献３参照）。このため、特許文献３に記載の眼科装置では、被検眼の前眼部を撮影した撮影画像に基づき、被検眼に対する検査用光学系のｘｙ方向（上下左右方向）のアライメントずれ量を検出し、この検出結果に基づき検査用光学系のｚ方向（前後方向）のアライメント位置を算出してｚ方向のアライメントを行う。これにより、フレアの発生が抑えられる。

特開２０１３−２４８３７６号公報 特開２０１３−２０８１５８号公報 特許第５７７２１１７号公報

ところで、特許文献３に記載の眼科装置でＯＣＴを用いた血流情報の計測を行う場合、被検眼の撮影画像から被検眼に対する検査用光学系のｘｙ方向のアライメントずれ量を検出して、このアライメントずれ量の検出結果に基づき検査用光学系のｚ方向のアライメント位置を算出する必要がある。このため、特許文献３に記載の眼科装置では、フレアの発生を抑制可能なｚ方向のアライメント位置の決定に時間を要する。なお、この決定に要する時間は高性能の演算処理装置を利用すれば短縮可能であるが、この場合には眼科装置の製造コストが増加するという問題が生じる。

本発明はこのような事情に鑑みてなされたものであり、検査用光学系の光軸と被検眼の基準位置とをずらした状態で撮影を行う場合に、従来よりも低コスト且つ短時間でフレアの発生を抑制可能な眼科装置を提供することを目的とする。

本発明の目的を達成するための眼科装置は、検査用光学系を通して被検眼の被観察部位を撮影する撮影部と、被検眼に対する検査用光学系の光軸方向のアライメント及び光軸方向に垂直方向のアライメントを行う第１アライメント部と、検査用光学系を、第１アライメント部によりアライメントされた第１位置から少なくとも垂直方向にずれた第２位置まで移動する光学系移動部と、第１位置と第２位置との位置差分に基づき、第２位置での被検眼に対する検査用光学系の光軸方向のアライメント位置を決定し、検査用光学系を光軸方向に沿ってアライメント位置まで移動させる第２アライメント部と、を備える。

この眼科装置によれば、第１位置と第２位置との位置差分に基づき、第２位置での被検眼に対する検査用光学系の光軸方向のアライメント位置を決定することができるので、従来よりも簡単且つ高速にアライメント位置を決定することができる。

本発明の他の態様に係る眼科装置において、検査用光学系は、光源から出射された光を信号光と参照光に分割し、信号光を被観察部位に照射して、被観察部位にて反射された信号光と、参照光との干渉光を撮影部へ導く干渉光学系を含み、干渉光学系に設けられ、信号光及び参照光の少なくとも一方の光路長を変更する光路長変更部と、第２アライメント部によるアライメントにより検査用光学系が光軸方向に移動する距離及び方向に応じて、光路長変更部を制御して光路長を調整する調整制御部と、を備える。これにより、第２アライメント部によるアライメントを行った場合でも、このアライメントの前後での信号光と参照光との光路長差を一定に維持することができる。

本発明の他の態様に係る眼科装置において、基台と基台に対して少なくとも垂直方向に移動自在に支持されている架台と、を備え、検査用光学系及び撮影部は架台の上に配置されており、光学系移動部は、架台を移動させることにより、検査用光学系を第１位置から第２位置へ移動させる。架台を移動するだけで検査用光学系を第１位置から第２位置に移動させることができ、さらに架台の移動方向及び移動量に基づき、アライメント位置を決定することができる。

本発明の他の態様に係る眼科装置において、位置差分とアライメント位置との対応関係を記憶した記憶部を備え、第２アライメント部は、位置差分に基づき記憶部に記憶された対応関係を参照してアライメント位置を決定する。これにより、従来よりも簡単且つ高速にアライメント位置を決定することができる。

本発明の他の態様に係る眼科装置において、被検眼の３次元位置を取得する被検眼位置取得部と、被検眼位置取得部が取得した３次元位置に基づき、被検眼に対する検査用光学系の光軸方向及び垂直方向の位置ずれ情報を取得する位置ずれ情報取得部と、を備え、第１アライメント部は、位置ずれ情報取得部が取得した位置ずれ情報に基づき、自動制御又は手動制御により検査用光学系のアライメントを行う。これにより、被検眼の基準位置に対して検査用光学系をアライメントすることができる。

本発明の眼科装置は、検査用光学系の光軸と被検眼の基準位置とをずらした状態で撮影を行う場合に、従来よりも低コスト且つ短時間でフレアの発生を抑制することができる。

眼科装置の構成の一例を示す概略図である。 ＯＣＴユニットの構成の一例を示した概略図である。 血流情報測定時の第１走査及び第２走査の一例について説明するための説明図である。 眼科装置の制御系である演算制御ユニットの構成を示すブロック図である。 眼科装置の正面図である。 眼科装置の側面図である。 血流情報測定時における被検眼と検査用光学系との位置関係を簡略化して示した概略図である。 検査用光学系が第１位置にある場合の眼科装置の照明光束エリアと撮影光束エリアとを示した模式図である。 （Ａ）は検査用光学系が第１位置から第２位置移動にした場合の眼科装置の照明光束エリアと撮影光束エリアとを示した模式図であり、（Ｂ）は（Ａ）中の符号Ｇ１で示す領域の拡大図であり、（Ｃ）は（Ａ）中の符号Ｇ２で示す領域の拡大図である。 第１アライメント後の主制御部の機能を示す機能ブロック図である。 （Ａ）は第２アライメント完了後の眼科装置の照明光束エリアと撮影光束エリアとを示した模式図であり、（Ｂ）は（Ａ）中の符号Ｇ１で示す領域の拡大図であり、（Ｃ）は（Ａ）中の符号Ｇ２で示す領域の拡大図である。 眼科装置による眼底の血流情報の測定処理の流れを示すフローチャートである。 比較例での眼底の血流情報測定処理の流れを示すフローチャートである。

本発明に係る眼科装置の実施形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。本発明に係る眼科装置は被検眼の光学的な検査に用いられる。このような眼科装置として、本実施形態では光干渉断層計を例に挙げて説明を行う。

本明細書において、ＯＣＴによって取得される画像（断層像）をＯＣＴ画像と総称することがある。また、ＯＣＴ画像を形成するための計測動作をＯＣＴ計測と呼ぶことがある。なお、本明細書に記載された文献の記載内容を、以下の実施形態の内容として適宜援用することが可能である。

また、以下の実施形態では、低コヒーレンス光源と分光器が搭載されたスペクトラルドメイン（Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ）タイプのＯＣＴを用いた光干渉断層計について説明するが、他のタイプ、例えばスウェプトソースタイプ又はインファスタイプのＯＣＴの手法を用いた光干渉断層計に対しても本発明を適用可能である。なお、スウェプトソース（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ）ＯＣＴは、被測定物体に照射される光の波長を走査（波長掃引）し、各波長の光の反射光と参照光とを重ね合わせて得られる干渉光を検出してスペクトル強度分布を取得し、それに対してフーリエ変換を施すことにより被測定物体の形態を画像化する手法である。また、インファス（ｅｎ−ｆａｃｅ）ＯＣＴは、所定のビーム径を有する光を被測定物体に照射し、その反射光と参照光とを重ね合わせて得られる干渉光の成分を解析することにより、光の進行方向に直交する断面における被測定物体の画像を形成する手法であり、フルフィールド（ｆｕｌｌ−ｆｉｅｌｄ）タイプとも呼ばれる。

また、以下の実施形態ではＯＣＴ装置と眼底カメラとを組み合わせた装置について説明するが、本発明の適用対象はこのような複合機には限定されず、単体機としての眼科装置に本発明を適用することも可能である。

〔眼科装置の全体構成〕
図１は、眼科装置１の構成の一例を示す概略図である。図１に示すように、眼科装置１は、眼底カメラユニット２、表示装置３、ＯＣＴユニット１００、及び演算制御ユニット２００を含んで構成される。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、被検眼Ｅの眼底Ｅｆ（本発明の被観察部位に相当）のＯＣＴ画像を取得するための干渉光学系１００ａ（図２参照）が設けられている。眼底カメラユニット２の撮影光学系３０と、ＯＣＴユニット１００の干渉光学系１００ａとにより、本発明の検査用光学系１ａが構成される。演算制御ユニット２００は、各種の演算処理及び制御処理等を実行するコンピュータを具備している。

〔眼底カメラユニット〕
眼底カメラユニット２には、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、観察画像及び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。なお、被検眼Ｅの前眼部Ｅａに光学系のピントが合っている場合、眼底カメラユニット２は前眼部Ｅａの観察画像を取得することができる。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又は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、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ＣＣＤ（Charge Coupled Device）型又はＣＭＯＳ（complementary metal oxide semiconductor）型のイメージセンサ３５，３８に導く。また、撮影光学系３０は、ＯＣＴユニット１００からの信号光を眼底Ｅｆに導くと共に、眼底Ｅｆを経由した信号光を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を経由して可視カットフィルタ１４を透過することにより近赤外光となる。さらに観察照明光は、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を透過した後、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆを照明する。なお、観察光源としてＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）を用いてもよい。

観察照明光の眼底反射光は、対物レンズ２２により屈折された後、ダイクロイックミラー４６と孔開きミラー２１の中心領域に形成された孔部とダイクロイックミラー５５とを透過し、合焦レンズ３１を経由して、ミラー３２により反射される。さらに、この眼底反射光は、ハーフミラー３９Ａを透過し、ダイクロイックミラー３３により反射され、集光レンズ３４によりイメージセンサ３５の受光面に結像される。イメージセンサ３５は、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、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、撮影光学系のピントが前眼部Ｅａに合っている場合、表示装置３には前眼部Ｅａの観察画像が表示される。

撮影光源１５は、例えばキセノンランプにより構成される。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。また、撮影照明光の眼底反射光は、観察照明光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、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とは、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、赤外光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、固視標又は視力測定用指標を表示する。固視標は被検眼Ｅを固視させるための指標であり、眼底撮影時及び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３９Ａ及びミラー３２にて順次反射され、合焦レンズ３１、ダイクロイックミラー５５、孔開きミラー２１の孔部、及びダイクロイックミラー４６を順次透過した後、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投影される。

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に対する固視標の投影方向、つまり、被検眼Ｅの固視位置を変更できる。被検眼Ｅの固視位置としては、例えば従来の眼底カメラと同様に、眼底Ｅｆの黄斑部を中心とする画像を取得するための位置、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための位置、及び黄斑部と視神経乳頭との間の眼底中心を中心とする画像を取得するための位置などがある。また、固視標の表示位置を任意に変更することも可能である。

なお、被検眼Ｅに固視標を投影する手段はこれには限定されない。例えば複数のＬＥＤを配列してなるＬＥＤ群を設け、これらＬＥＤを選択的に点灯させることにより固視位置を変更することができる。また、移動可能な１つ以上のＬＥＤを設けることにより固視位置を変更することも可能である。

また、眼底カメラユニット２には、フォーカス光学系６０が設けられている。フォーカス光学系６０は、眼底Ｅｆに対してフォーカス（ピント）を合わせるための指標（スプリット指標）を生成する。

フォーカス調整を行う際には、照明光学系１０の光路上に反射棒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。さらにフォーカス光は、リレーレンズ２０を経由し、孔開きミラー２１に反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投影される。

フォーカス光の眼底反射光は、観察照明光と同様の経路を通ってイメージセンサ３５により検出される。イメージセンサ３５による受光像（スプリット指標）は、観察画像と共に表示装置３に表示される。演算制御ユニット２００は、従来と同様に、スプリット指標の位置を解析して合焦レンズ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自動で行う（オートフォーカス機能）。また、スプリット指標を視認しつつ手動でピント合わせを行ってもよい。

ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用の光路からＯＣＴ計測用の光路を分岐させる。ダイクロイックミラー４６は、ＯＣＴ計測に用いられる波長帯の光を反射し、且つ眼底撮影用の光は透過させる。このＯＣＴ計測用の光路には、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、ガルバノスキャナ４２と、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。これらは前述の干渉光学系１００ａの一部を構成する。

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計測用の光路（後述の信号光ＬＳ、図２参照）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、及び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む。

ガルバノスキャナ４２は、ＯＣＴ計測用の光路を通過する光（信号光ＬＳ、図２参照）の進行方向を変更する。このガルバノスキャナ４２は、例えば信号光ＬＳをｘ方向に走査するガルバノミラーと、ｙ方向に走査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む。これにより、眼底Ｅｆを信号光ＬＳで走査することができる。

眼底カメラユニット２には前眼部カメラ３００が設けられている。前眼部カメラ３００は、前眼部Ｅａを異なる方向から実質的に同時に撮影する。本実施形態では、眼底カメラユニット２の被検者側の面に２台のカメラが設けられている（図５Ａに示す前眼部カメラ３００Ａ、３００Ｂを参照）。また、図１及び図５Ａに示すように、前眼部カメラ３００Ａ及び３００Ｂはそれぞれ照明光学系１０の光路及び撮影光学系３０の光路から外れた位置に設けられている。以下、２台の前眼部カメラ３００Ａ及び３００Ｂをまとめて符号３００で表すことがある。

本実施形態では、２台の前眼部カメラ３００Ａ及び３００Ｂが設けられているが、前眼部カメラ３００の個数は２以上の任意の個数であってもよい。また、本実施形態では、照明光学系１０及び撮影光学系３０とは別個に前眼部カメラ３００を設けているが、少なくとも撮影光学系３０を用いて同様の前眼部撮影を行うことができる。つまり、２以上の前眼部カメラのうちの１つが撮影光学系３０を含む構成であってもよい。

なお、「実質的に同時」とは、２以上の前眼部カメラによる撮影において、眼球運動を無視できる程度の撮影タイミングのズレを許容することを示す。これにより、被検眼Ｅが実質的に同じ位置（向き）にあるときの画像を２以上の前眼部カメラ３００によって取得することができる。

また、２以上の前眼部カメラ３００による撮影は動画撮影及び静止画撮影のいずれでもよい。動画撮影の場合、撮影開始タイミングを合わせるよう制御したり、フレームレートや各フレームの撮影タイミングを制御したりすることで、実質的に同時の前眼部撮影が実現される。一方、静止画撮影の場合、撮影タイミングを合わせるよう制御することにより、これを実現することができる。

本実施形態では、２台の前眼部カメラ３００Ａ及び３００Ｂを用いて被検眼Ｅに対する検査用光学系１ａの位置合わせ（アライメント）を実行する。

〔ＯＣＴユニット〕
図２は、ＯＣＴユニット１００の構成の一例を示した概略図である。図２に示すように、ＯＣＴユニット１００には、眼底ＥｆのＯＣＴ画像を取得するための干渉光学系１００ａが設けられている。

干渉光学系１００ａは、従来のスペクトラルドメインタイプのＯＣＴ装置と同様の構成を有する。すなわち、干渉光学系１００ａは、低コヒーレンス光を参照光ＬＲと信号光（測定光ともいう）ＬＳとに分割した後、眼底Ｅｆを経由した信号光ＬＳと、参照光路を経由した参照光ＬＲとを干渉させて干渉光ＬＣを生成し、この干渉光ＬＣのスペクトル成分を検出するための構成を有している。

なお、ＯＣＴユニット１００の構成については、ＯＣＴのタイプに応じた公知の技術を任意に適用することができる。例えばスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置の場合には、低コヒーレンス光源を出力する光源の代わりに波長掃引光源が設けられると共に、干渉光をスペクトル分解する光学部材が設けられない。

光源ユニット１０１は広帯域の低コヒーレンス光Ｌ０を出力する。低コヒーレンス光Ｌ０は、例えば近赤外領域の波長帯（約８００ｎｍ〜９００ｎｍ程度）を含み、数十マイクロメートル程度の時間的コヒーレンス長を有する。なお、人眼では視認できない波長帯、例えば１０４０〜１０６０ｎｍ程度の中心波長を有する近赤外光を低コヒーレンス光Ｌ０として用いてもよい。

光源ユニット１０１は、スーパールミネセントダイオード（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ：ＳＬＤ）、ＬＥＤ、及びＳＯＡ（Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｏｐｔｉｃａｌ Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）等の光出力デバイスを含んで構成される。

光源ユニット１０１から出力された低コヒーレンス光Ｌ０は、光ファイバ１０２によりファイバカプラ１０３に導かれて信号光ＬＳと参照光ＬＲに分割される。

参照光ＬＲは、光ファイバ１０４により導かれて光減衰器（アッテネータ）１０５に到達する。光減衰器１０５は、演算制御ユニット２００の制御の下、光ファイバ１０４に導かれる参照光ＬＲの光量を自動で調整する。光減衰器１０５により光量が調整された参照光ＬＲは、光ファイバ１０４により導かれて偏波調整器（偏波コントローラ）１０６に到達する。偏波調整器１０６は、例えばループ状にされた光ファイバ１０４に対して外部から応力を与えることで、光ファイバ１０４内を導かれる参照光ＬＲの偏光状態を調整する。なお、偏波調整器１０６の構成はこれに限定されるものではなく、任意の公知技術を用いることが可能である。偏波調整器１０６により偏光状態が調整された参照光ＬＲは、ファイバカプラ１０９に到達する。

一方、ファイバカプラ１０３により生成された信号光ＬＳは、光ファイバ１０７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。さらに信号光ＬＳは、既述の図１に示したように、光路長変更部４１、ガルバノスキャナ４２、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に到達する。そして、信号光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により屈折されて眼底Ｅｆに照射される。信号光ＬＳは、眼底Ｅｆの様々な深さ位置において散乱（反射を含む）される。眼底Ｅｆによる信号光ＬＳの後方散乱光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ１０３に導かれ、光ファイバ１０８を経由してファイバカプラ１０９に到達する。

ファイバカプラ１０９は、信号光ＬＳの後方散乱光と、光ファイバ１０４を経由した参照光ＬＲとを干渉させて干渉光ＬＣを生成する。この干渉光ＬＣは、光ファイバ１１０により導かれて出射端１１１から出射される。さらに干渉光ＬＣは、コリメータレンズ１１２により平行光束とされ、回折格子１１３により分光（スペクトル分解）され、集光レンズ１１４により集光されてＣＣＤ型又はＣＭＯＳ型のイメージセンサ１１５の受光面に投影される。なお、図２に示す回折格子１１３は透過型であるが、例えば反射型の回折格子など、他の形態の分光素子を用いることも可能である。

イメージセンサ１１５は、本発明の撮影部に相当するものであり、例えばラインセンサが用いられる。例えばＣＣＤ型のイメージセンサ１１５では、分光された干渉光ＬＣの各スペクトル成分を検出して電荷に変換する。そして、イメージセンサ１１５は、この電荷を蓄積して検出信号を生成し、これを演算制御ユニット２００に送る。これにより、眼底ＥｆのＯＣＴ画像が得られる。そして、前述の光路長変更部４１を移動して、信号光ＬＳと参照光ＬＲとの光路長差を変更することにより、眼底Ｅｆの様々な深度のＯＣＴ画像が得られる。

なお、本実施形態ではマイケルソン型の干渉計を採用しているが、例えばマッハツェンダー型など任意のタイプの干渉計を適宜に採用することが可能である。また、本実施形態では、光路長変更部４１により信号光ＬＳの光路長を変更しているが、例えばＯＣＴ計測に寄与する光学系自体を被検眼Ｅに対して移動させることにより信号光ＬＳの光路長を変更することができる。さらに、信号光ＬＳの光路長を変更する代わりに、例えば参照光ＬＲの参照光路に反射ミラー（参照ミラー）を配置し、この参照ミラーを参照光ＬＲの進行方向に移動させることで参照光路の光路長を変更してもよい。さらにまた、信号光ＬＳの光路長の変更と参照光ＬＲの光路長の変更とを組み合わせてもよい。

〔演算制御ユニット〕
図１に戻って、演算制御ユニット２００は、イメージセンサ１１５から入力される検出信号を解析して眼底ＥｆのＯＣＴ画像を形成して、眼底ＥｆのＯＣＴ画像を表示装置３に表示させる。なお、ＯＣＴ画像の形成のための演算処理は、従来のスペクトラルドメインタイプのＯＣＴ装置と同様である。

また、演算制御ユニット２００は、眼底カメラユニット２及びＯＣＴユニット１００の各部の動作制御を行う。

演算制御ユニット２００は、眼底カメラユニット２の制御として、観察光源１１の動作制御、撮影光源１５の動作制御、ＬＥＤ６１の動作制御、ＬＣＤ３９の動作制御、合焦レンズ３１，４３の移動制御、反射棒６７の移動制御、フォーカス光学系６０の移動制御、光路長変更部４１の移動制御、ガルバノスキャナ４２の動作制御、及び前眼部カメラ３００の動作制御などを行う。

また、演算制御ユニット２００は、ＯＣＴユニット１００の制御として、光源ユニット１０１の動作制御、光減衰器１０５の動作制御、偏波調整器１０６の動作制御、及びイメージセンサ１１５の動作制御などを行う。

演算制御ユニット２００は、例えば従来のコンピュータと同様に、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、及び通信インターフェイスなどを含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、眼科装置１を制御するためのコンピュータプログラム及びデータが記憶されている。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、キーボード及びマウス等の操作デバイス（入力デバイス）と、ＬＣＤ等の表示デバイスとを備えていてもよい。

眼底カメラユニット２、表示装置３、ＯＣＴユニット１００、及び演算制御ユニット２００は、一体的に（つまり単一の筐体内に）構成されていてもよいし、２つ以上の筐体に別れて構成されていてもよい。

（血流情報測定）
また、本実施形態の演算制御ユニット２００（眼科装置１）は、眼底Ｅｆの注目血管に関する血流情報を生成する血流情報測定を行う。ここで血流情報は、血流速度及び血流量を示す情報などの血流に関する情報である。

血流情報測定時には、眼底Ｅｆに対して２種類の走査（第１走査及び第２走査）を行う。第１走査では、眼底Ｅｆの注目血管に交差する第１断面を信号光ＬＳで反復的に走査する。第２走査では、この注目血管に交差し、且つ第１断面の近傍に位置する第２断面を信号光ＬＳで走査する。ここで第１断面と第２断面は、注目血管の走行方向に対して直交していることが望ましい。

図３は、血流情報測定時の第１走査及び第２走査の一例について説明するための説明図である。図３の眼底像Ｄに示すように、本実施形態では、眼底Ｅｆの視神経乳頭Ｄａの近傍において、１つの第１断面Ｃ０と、２つの第２断面Ｃ１，Ｃ２とが所定の注目血管Ｄｂに交差するように設定される。２つの第２断面Ｃ１，Ｃ２は、その一方が第１断面Ｃ０に対して注目血管Ｄｂの上流側に位置し、他方が下流側に位置する。

第１走査は、例えば患者の心臓の少なくとも１心周期の間にわたって実行されることが望ましい。それにより、心臓の全ての時相における血流情報が得られる。なお、第１走査を実行する時間は、予め設定された一定の時間であってもよいし、患者毎に又は検査毎に設定された時間であってもよい。前者の場合、一般的な心周期よりも長い時間が設定される（例えば２秒間）。後者の場合、患者の心電図等の検査データを参照することとなる。

〔制御系〕
図４は、眼科装置１の制御系である演算制御ユニット２００の構成を示すブロック図である。

（制御部）
図４に示すように、演算制御ユニット２００は、制御部２１０を中心に構成される。制御部２１０は、例えば前述のマイクロプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、及び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、光学系位置取得部２１３とが設けられている。

（主制御部）
主制御部２１１は前述した各種の動作制御を行う。なお、合焦レンズ３１の移動制御は、図示しない合焦駆動部を制御して合焦レンズ３１を光軸方向に移動させるものである。これにより、撮影光学系３０の合焦位置が変更される。また、主制御部２１１は、光学系駆動部２Ａを制御して、眼科装置１の検査用光学系１ａ（眼底カメラユニット２、ＯＣＴユニット１００）を３次元的に移動させると共に、前述の光路長変更部４１を図１に示す矢印の方向に移動させる。

また、本実施形態の前眼部カメラ３００は眼底カメラユニット２に設けられているので、主制御部２１１は光学系駆動部２Ａを制御することにより前眼部カメラ３００を移動させることができる。なお、２以上の前眼部カメラ３００をそれぞれ独立に移動させることが可能な撮影移動部を設けることができる。

また、主制御部２１１は、記憶部２１２にデータを書き込む処理、及び記憶部２１２からデータを読み出す処理を行う。

（記憶部）
記憶部２１２は、各種のデータを記憶する。記憶部２１２に記憶されるデータとしては、例えばＯＣＴ画像の画像データ、眼底像の画像データ、被検眼情報、及び後述の位置情報テーブル２１９（図９参照）などがある。被検眼情報は、患者ＩＤ（identification）及び氏名などの被検者に関する患者情報と、左眼／右眼の識別情報などの被検眼に関する情報とを含む。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及びデータが記憶されている。位置情報テーブル２１９は、詳しくは後述するが、血流情報測定時における検査用光学系１ａのアライメント等に用いられる。

また、記憶部２１２には、図示しない収差情報が予め記憶されている。収差情報には、各前眼部カメラ３００に搭載された光学系の影響により撮影画像に発生する歪曲収差に関する情報が記録されている。ここで、前眼部カメラ３００に搭載された光学系には、例えばレンズ等の歪曲収差を発生させる光学素子が含まれている。収差情報は、これらの光学素子が撮影画像に与える歪みを定量化したパラメータと言える。なお、収差情報の生成方法の具体例は、例えば本出願人による特開２０１３−２４８３７６号公報に記載されているので、詳細な説明は省略する。

（光学系位置取得部）
光学系位置取得部２１３は、眼科装置１に搭載された検査用光学系１ａの現在位置を取得する。検査用光学系１ａとは、被検眼Ｅを光学的に検査するために用いられる光学系であり、既述の通り、眼底カメラユニット２の撮影光学系３０と、ＯＣＴユニット１００の干渉光学系１００ａとを含む。

光学系位置取得部２１３は、例えば主制御部２１１から光学系駆動部２Ａの移動制御の内容を表す情報の入力を受けて、光学系駆動部２Ａにより移動される検査用光学系１ａの現在位置を取得する。この処理の具体例を説明する。主制御部２１１は、所定のタイミング（装置起動時、患者情報入力時など）で光学系駆動部２Ａを制御して、検査用光学系１ａを所定の初期位置に移動させる。それ以降、主制御部２１１は、光学系駆動部２Ａが制御される度に、その制御内容を記録する。これにより、制御内容の履歴が得られる。光学系位置取得部２１３は、この履歴を参照して現在までの制御内容を取得し、この制御内容に基づいて検査用光学系１ａの現在位置を求める。

また、主制御部２１１が光学系駆動部２Ａを制御する度にその制御内容を光学系位置取得部２１３に送信し、光学系位置取得部２１３が当該制御内容を受ける度に検査用光学系の現在位置を逐次求めるようにしてもよい。或いは他の構成例として、検査用光学系の位置を検知する位置センサを光学系位置取得部２１３に設けるようにしてもよい。

以上のようにして光学系位置取得部２１３により検査用光学系１ａの現在位置が取得された場合、主制御部２１１は、取得された現在位置と、後述の解析部２３１により求められた被検眼Ｅの３次元位置とに基づいて、被検眼Ｅに対する検査用光学系１ａの位置ずれ情報を取得することができる。具体的には、主制御部２１１は、光学系位置取得部２１３による取得結果によって検査用光学系１ａの現在位置を認識し、解析部２３１による解析結果によって被検眼Ｅの３次元位置を認識する。

次いで、主制御部２１１は、検査用光学系１ａの現在位置と、解析部２３１により認識された３次元位置とに基づいて、被検眼Ｅに対する検査用光学系１ａの適正位置からのｘ方向（左右方向）、ｙ方向（上下方向）、及びｚ方向（作動距離方向）のそれぞれの位置ずれ量及び位置ずれ方向を含む位置ずれ情報を取得する。この場合、主制御部２１１は、本発明の位置ずれ情報取得部として機能する。

そして、主制御部２１１は、取得した位置ずれ情報（各方向の位置ずれ量及び位置ずれ方向）に応じて、自動制御又は手動制御により、被検眼Ｅの基準位置（例えば角膜中心）に対する検査用光学系１ａのアライメント（以下、第１アライメントと略す）を行う。この場合、主制御部２１１は光学系駆動部２Ａと共に本発明の第１アライメント部として機能する。第１アライメントは、検査用光学系１ａの光軸方向（ｚ方向）に対して垂直方向（ｘ，ｙ方向）のアライメントと、光軸方向のアライメントと、を含む。なお、検査用光学系１ａの光軸方向（ｚ方向）とは、対物レンズ２２から被検眼Ｅに対して出射される光（信号光ＬＳ等）の方向であり、検査光軸（撮影光軸）の方向である。

主制御部２１１は、自動制御を行う場合、被検眼Ｅの３次元位置に対する検査用光学系１ａの位置が所定の位置関係になるように、光学系駆動部２Ａを制御して、検査用光学系１ａの現在位置を起点としてその位置を変更する。この所定の位置関係は、ｘ方向及びｙ方向の位置がそれぞれ一致し、且つｚ方向の距離が所定の作動距離になるものである。

一方、主制御部２１１は、手動制御を行う場合、取得した位置ずれ情報（各方向の位置ずれ量及び位置ずれ方向）に応じて、表示部２４０Ａの画面上の所定位置にアライメント指標像を観察画像に重ねて合成表示する。このアライメント指標像は、被検眼Ｅに対する検査用光学系１ａの各方向の位置ずれ量及び位置ずれ方向に応じて、表示位置及び大きさなどが変化する。ユーザ（検者）は、表示部２４０Ａの画面に表示されたアライメント指標像を確認しながら操作部２４０Ｂを操作する。この操作入力を受けて、主制御部２１１は、光学系駆動部２Ａを駆動して検査用光学系１ａを３次元的に移動させることにより、第１アライメントを行う。

（画像形成部）
画像形成部２２０は、イメージセンサ１１５からの検出信号に基づいて、眼底ＥｆのＯＣＴ画像（断層像）の画像データと位相画像の画像データとを形成する。これらの画像については後述する。画像形成部２２０は、例えば前述の回路基板又はマイクロプロセッサを含んで構成される。なお、本明細書では「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。画像形成部２２０は、ＯＣＴ画像形成部２２１と位相画像形成部２２２を有する。

（ＯＣＴ画像形成部）
ＯＣＴ画像形成部２２１は、第１走査により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、第１断面Ｃ０における形態の時系列変化を表すＯＣＴ画像（第１ＯＣＴ画像）を形成する。また、ＯＣＴ画像形成部２２１は、第２断面Ｃ１，Ｃ２に対する第２走査により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、第２断面Ｃ１における形態を表すＯＣＴ画像（第ＯＣＴ画像）と、第２断面Ｃ２における形態を表すＯＣＴ画像（第２ＯＣＴ画像）とを形成する。各ＯＣＴ画像の形成方法の具体例は、例えば本出願人等による特開２０１３−２０８１５８号公報（特許文献２）に記載されているので、詳細な説明は省略する。

なお、各ＯＣＴ画像を形成する処理は、従来のスペクトラルドメインタイプの光コヒーレンストモグラフィと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、及びＦＦＴ（Fast Fourier Transform）等の処理を含んでいる。他のタイプのＯＣＴ装置の場合、ＯＣＴ画像形成部２２１は、そのタイプに応じた公知の処理を実行する。

（位相画像形成部）
位相画像形成部２２２は、第１走査により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、第１断面における位相差の時系列変化を表す位相画像を形成する。この形成処理に用いられる干渉光ＬＣの検出結果は、ＯＣＴ画像形成部２２１による第１ＯＣＴ画像の形成処理に供されるものと同じである。よって、第１ＯＣＴ画像と位相画像との間の位置合わせをすることが可能である。つまり、第１ＯＣＴ画像の画素と位相画像の画素とを対応付けることが可能である。なお、位相画像の形成方法の具体例についても、例えば本出願人等による特開２０１３−２０８１５８号公報（特許文献２）に記載されているので、詳細な説明は省略する。

（画像処理部）
画像処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された画像（ＯＣＴ画像等）に対して各種の画像処理又は解析処理を施す。例えば画像処理部２３０は、画像の輝度補正及び分散補正等の各種補正処理を実行する。また、画像処理部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及び解析処理を施す。

画像処理部２３０は、ＯＣＴ計測時にはＯＣＴ画像の間の画素を補間する補間処理などの公知の画像処理を実行して、眼底Ｅｆの３次元画像の画像データを形成する。なお、３次元画像の画像データとは、３次元座標系により画素の位置が定義された画像データを意味する。３次元画像の画像データとしては、３次元的に配列されたボクセルからなる画像データがある。この画像データは、ボリュームデータ或いはボクセルデータなどと呼ばれる。ボリュームデータに基づく画像を表示させる場合、画像処理部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すことで、特定の視線方向から見たときの擬似的な３次元画像の画像データを形成する。表示部２４０Ａ等の表示デバイスには、この擬似的な３次元画像が表示される。

また、３次元画像の画像データとして、複数のＯＣＴ画像のスタックデータを形成することも可能である。スタックデータは、複数の走査線に沿って得られた複数のＯＣＴ画像を、走査線の位置関係に基づき３次元的に配列させることで得られる画像データである。

画像処理部２３０は、本発明の被検眼位置取得部に相当する解析部２３１と、血管領域特定部２３２と、血流情報生成部２３３とを有する。

（解析部）
解析部２３１は、前眼部カメラ３００Ａ，３００Ｂにより実質的に同時に得られた２つの撮影画像を解析することで、被検眼Ｅの３次元位置を求める。例えば、解析部２３１は、前眼部カメラ３００により得られた各撮影画像の歪みを記憶部２１２に記憶されている収差情報に基づいて補正する補正処理と、各撮影画像を解析して前眼部Ｅａの所定の特徴点（例えば瞳孔中心）を特定する特徴点特定処理と、前眼部カメラ３００の位置及び特徴点特定処理により特定された特徴点の位置に基づいて、被検眼Ｅの３次元位置を算出する３次元位置算出処理と、を行う。なお、被検眼Ｅの３次元位置の解析方法の具体例については、例えば本出願人による特開２０１３−２４８３７６号公報（特許文献１）に記載されているので、詳細な説明は省略する。

（血管領域特定部）
血管領域特定部２３２は、血流情報測定時に、第１ＯＣＴ画像、第２ＯＣＴ画像、及び位相画像のそれぞれについて、注目血管Ｄｂに対応する血管領域を特定する。この処理は、各画像の画素値を解析することによって行うことが可能である（例えば閾値処理）。

（血流情報生成部）
血流情報生成部２３３は、第１断面と第２断面との間の距離、血管領域の特定結果、及び位相画像の血管領域における位相差の時系列変化に基づいて、注目血管Ｄｂに関する血流情報を生成する。ここで、第１断面と第２断面との間の距離（断面間距離）は、事前に決定される。血管領域は、血管領域特定部２３２により得られる。位相画像の血管領域における位相差の時系列変化は、位相画像の血管領域内の画素についての位相差の時系列変化として得られる。

血流情報（血流速度及び血流量等）は、ドップラーＯＣＴの手法を用いて生成される。この血流情報の生成方法の具体例については、例えば本出願人等による特開２０１３−２０８１５８号公報（特許文献２）に記載されているので、詳細な説明は省略する。

血流速度は、信号光ＬＳの散乱光が受けるドップラーシフトを「Δｆ」とし、血液の屈折率を「ｎ」とし、血流速度を「ｖ」とし、信号光ＬＳの照射方向と血液の流れベクトルとが成す角度を「θ」とし、信号光ＬＳの中心波長を「λ」とした場合、下記の［数１］式から求められる。なお、ｎとλは既知であり、Δｆは位相差の時系列変化から得られ、θは第１ＯＣＴ画像の血管領域と２つの第２ＯＣＴ画像の血管領域との位置関係から得られる。

血流量は、血管径を「ｗ」とし、血流速度の最大値を「Ｖｍ」とし、血流量を「Ｑ」とした場合、下記の［数２］式から求められる。

以上のように機能する画像処理部２３０は、例えば前述のマイクロプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、及び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：User Interface）
図中に「ＵＩ」で表されているユーザインターフェイス２４０には、表示部２４０Ａと操作部２４０Ｂとが含まれる。表示部２４０Ａは、前述した演算制御ユニット２００の表示デバイス及び表示装置３を含んで構成される。操作部２４０Ｂは、前述した演算制御ユニット２００の操作デバイスを含んで構成される。操作部２４０Ｂには、眼科装置１の筐体又は外部に設けられた各種のボタン及びキー等が含まれていてもよい。例えば眼底カメラユニット２が従来の眼底カメラと同様の筐体を有する場合、操作部２４０Ｂは、この筐体に設けられたジョイスティック及び操作パネル等を含んでいてもよい。また、表示部２４０Ａは、眼底カメラユニット２の筐体に設けられたタッチパネルなどの各種表示デバイスを含んでいてもよい。

なお、表示部２４０Ａと操作部２４０Ｂは、それぞれ個別のデバイスとして構成される必要はない。例えばタッチパネルのように、表示機能と操作機能とが一体化されたデバイスを用いることも可能である。その場合、操作部２４０Ｂは、このタッチパネルとコンピュータプログラムとを含んで構成される。操作部２４０Ｂに対する操作内容は、電気信号として制御部２１０に入力される。また、表示部２４０Ａに表示されたグラフィカルユーザインターフェイス（ＧＵＩ：Graphical User Interface）と、操作部２４０Ｂとを用いて、操作及び情報入力を行うようにしてもよい。

〔眼科装置の外観〕
図５Ａは眼科装置１の正面図であり、図５Ｂは眼科装置１の側面図である。図５Ａ及び図５Ｂに示すように、眼科装置１には、被検者の顔を支持するための顎受けと額当てが設けられている。顎受け及び額当ては、図５Ａ及び図５Ｂ内の支持部４４０に相当する。符号４１０は、光学系駆動部２Ａ等の駆動系、及び演算制御回路が格納された基台（ベースともいう）を示す。また、符号４１５は、基台４１０に対して移動自在に支持された架台を示す。また、符号４２０は、眼底カメラユニット２及びＯＣＴユニット１００などの光学系及び撮影部が格納された筐体を示す。この筐体４２０は架台４１５上に設けられている。また、符号４３０は、筐体４２０の前面に突出して設けられた、対物レンズ２２が収容されたレンズ収容部を示す。

前述の光学系駆動部２Ａは、架台４１５を左右方向（ｘ方向）、上下方向（ｙ方向）、及び前後方向（ｚ方向）移動させることにより、筐体４２０に格納された眼底カメラユニット２及びＯＣＴユニット１００等をこれら各方向に移動させる。すなわち、光学系駆動部２Ａは、架台４１５をｘｙｚの各方向に移動させることで、筐体４２０と共に検査用光学系１ａをｘｙｚの各方向に移動させる。このため、前述の光学系位置取得部２１３は、検査用光学系１ａの現在位置として例えば架台４１５の現在位置を取得してもよい。

〔血流情報測定時の架台の移動〕
前述の通り、血流情報（血流速度及び血流量）は、ドップラーＯＣＴの手法を用いて生成される。このため、検査用光学系１ａが第１アライメントされている場合、すなわち、信号光ＬＳの入射方向と血液の流れベクトルとのなす角度θ（上記［数１］式参照）が９０°である場合、上記［数１］式中の「ｃｏｓθ」の値が０となってしまうため、血流速度の算出ができなくなる。その結果、上記［数２］式で表される血流量の算出もできなくなる。そこで、血流情報測定時には、図６に示すように、検査用光学系１ａの位置をずらして測定を行う。

図６は、血流情報測定時における被検眼Ｅと検査用光学系１ａとの位置関係を簡略化して示した概略図である。図６に示すように、血流情報測定時には、検査用光学系１ａが第１アライメントされている第１位置Ｐ１から、検査用光学系１ａの光軸方向（ｚ方向）に対して垂直方向にずれた第２位置Ｐ２まで移動されるように、光学系駆動部２Ａにより架台４１５を移動させる。これにより、第２位置Ｐ２から眼底Ｅｆに対して斜めに信号光ＬＳが入射されるため、信号光ＬＳの入射方向と血液の流れベクトルとのなす角度θが９０°よりも小さくなり、注目血管Ｄｂの血流情報が得られる。

なお、第２位置Ｐ２は、第１位置Ｐ１からｚ方向に垂直な方向にずれた位置であれば特に限定はされず、例えば第１位置Ｐ１に対して、ｘ方向、ｙ方向、ｘｙ方向のいずれかの方向にずれた位置であってもよい。

〔血流情報測定時の第２アライメント〕
このように検査用光学系１ａを第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２まで移動させた場合、検査用光学系１ａの光軸ＯＡ（図７等参照）と、被検眼Ｅの基準位置［本実施形態では角膜中心（角膜頂点）］とにずれが生じるため、フレアが生じる。

図７は、検査用光学系１ａが第１位置Ｐ１にある場合の眼科装置１の照明光束エリアと撮影光束エリアとを示した模式図である。図８（Ａ）は、検査用光学系１ａが第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２移動にした場合の眼科装置１の照明光束エリアと撮影光束エリアとを示した模式図である。図８（Ｂ）は図８（Ａ）中の符号Ｇ１で示す領域の拡大図であり、図８（Ｃ）は図８（Ａ）中の符号Ｇ２で示す領域の拡大図である。

図７及び図８（Ａ）〜（Ｃ）において、前述の照明光学系１０及び撮影光学系３０によって形成される被検眼Ｅの瞳孔付近の照明光束エリアは、図中一点鎖線で示す照明光束ＬＶ１と照明光束ＬＶ２との間になる。また、撮影光束エリアは、図中実線で示す撮影光束ＬＰによって形成される。

図７に示すように、検査用光学系１ａが第１位置Ｐ１にある場合、すなわち、検査用光学系１ａが第１アライメントされている場合、検査用光学系１ａの光軸ＯＡと被検眼Ｅの角膜中心の位置とが一致し且つ被検眼Ｅに対する検査用光学系１ａの作動距離（ｚ方向の距離）が適切な距離となる。この場合、照明光束エリアと撮影光束エリアとが重なる重複エリア（図中、斜線で表示）は、前眼部Ｅａの角膜及び水晶体Ｅｃの後面にはかからない。

一方、図８（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、検査用光学系１ａが第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２に移動した場合、前述の作動距離を保った状態のままで、検査用光学系１ａの光軸ＯＡが被検眼Ｅの角膜中心からずれた状態となる。この場合、照明光束エリアと撮影光束エリアとが重なる重複エリアは、前眼部Ｅａの角膜及び水晶体Ｅｃの後面にかかるので、フレアが発生し易くなる。

そこで、本実施形態では、検査用光学系１ａを第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２に移動させた場合に、被検眼Ｅに対する検査用光学系１ａのｚ方向のアライメント（以下、第２アライメントという）を自動で行う。

（主制御部の機能）
図９は、第１アライメント後の主制御部２１１の機能を示す機能ブロック図である。図９に示すように、主制御部２１１は、血流情報測定時に検査用光学系１ａの第１アライメントが完了すると、光学系移動部２１５、アライメント部２１６、及び調整制御部２１７として機能する。

光学系移動部２１５は、第１アライメント完了後にユーザが操作部２４０Ｂにて行う架台４１５の移動操作に応じて、光学系駆動部２Ａを駆動して架台４１５をｚ方向に垂直な方向に移動させる。これにより、筐体４２０内の検査用光学系１ａが第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２へ移動される。すなわち、光学系移動部２１５は、光学系駆動部２Ａと共に本発明の光学系移動部として機能する。

なお、本実施形態では、ユーザが手動操作で検査用光学系１ａ（架台４１５）を第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２へ移動させているが、例えば第１アライメントの完了後に光学系移動部２１５が光学系駆動部２Ａを駆動して、検査用光学系１ａを第２位置Ｐ２まで自動的に移動させてもよい。

アライメント部２１６は、光学系駆動部２Ａと共に本発明の第２アライメント部として機能するものであり、検査用光学系１ａの第２アライメントを制御する。アライメント部２１６は、光学系移動部２１５による検査用光学系１ａの第２位置Ｐ２への移動が行われた場合、最初に第１位置Ｐ１と第２位置Ｐ２とのｘ，ｙ方向の位置差分（以下、ｘｙ位置差分と略す）を取得する。

ｘｙ位置差分は、第１位置Ｐ１及び第２位置Ｐ２の各々のｘ座標の差分であるΔｘと、各々のｙ座標の差分であるΔｙとを含む。このｘｙ位置差分は、例えば前述の光学系位置取得部２１３が取得する検査用光学系１ａの位置から取得可能である。なお、光学系駆動部２Ａ又は架台４１５に設けられているエンコーダ等の架台４１５（検査用光学系１ａ）の位置を検出可能な位置検出センサから、ｘｙ位置差分を取得してもよい。

次いで、アライメント部２１６は、取得した位置差分に基づき、記憶部２１２に記憶されている位置情報テーブル２１９を参照して、第２位置Ｐ２での被検眼Ｅに対する検査用光学系１ａのｚ方向（光軸方向）のアライメント位置を決定する。

位置情報テーブル２１９は、ｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）と、ｚ方向のアライメント位置を示すアライメント位置情報ΔＺとの対応関係を記憶している。アライメント位置情報ΔＺは、第１位置Ｐ１における検査用光学系１ａのｚ座標と、第２位置Ｐ２においてｚ方向にアライメントされた状態の検査用光学系１ａのｚ座標との位置差分である。アライメント位置情報ΔＺは、ｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）の組み合わせパターンごとに事前に実測又はシミュレーションを行うことにより求められる。

このようにアライメント部２１６は、位置情報テーブル２１９を参照することにより、ｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）に対応した第２位置Ｐ２での検査用光学系１ａのｚ方向のアライメント位置を決定することができる。そして、アライメント部２１６は、決定したアライメント位置に基づき、光学系駆動部２Ａを制御して検査用光学系１ａの第２アライメントを行う。これにより、検査用光学系１ａがｚ方向（光軸方向）に沿ってアライメント位置まで移動される。

図１０（Ａ）は、第２アライメント完了後の眼科装置１の照明光束エリアと撮影光束エリアとを示した模式図である。図１０（Ｂ）は図１０（Ａ）中の符号Ｇ１で示す領域の拡大図であり、図１０（Ｃ）は図１０（Ａ）中の符号Ｇ２で示す領域の拡大図である。

図１０（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、検査用光学系１ａが第２アライメントされると、照明光束エリアと撮影光束エリアとが重なる重複エリア（図中の斜線部分）が前眼部Ｅａの角膜及び水晶体Ｅｃの後面にかからなくなる。或いは、この重複エリアが前眼部Ｅａの角膜及び水晶体Ｅｃの後面にかかる量が既述の図８（Ａ）〜（Ｃ）に示した第２アライメント前の状態よりも低減する。

図９に戻って、位置情報テーブル２１９には、検査用光学系１ａの第２アライメントに対応して前述の光路長変更部４１を移動させる方向及び距離を示す移動情報ΔＮが、各ｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）［アライメント位置情報ΔＺ］にそれぞれに対応付けて記憶されている。

検査用光学系１ａの第２アライメントを行った場合、信号光ＬＳの光路長が変化するため、信号光ＬＳと参照光ＬＲとの光路長差が第２アライメント前の状態から変化してしまう。そこで、本実施形態では、検査用光学系１ａが第２アライメントされた場合でも、光路長差を一定に維持可能な光路長変更部４１の移動情報ΔＮを、ｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）の組み合わせパターンごとに事前に測定又はシミュレーション等で求めて位置情報テーブル２１９に記憶させておく。これにより、位置情報テーブル２１９を参照することで、ｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）に対応した光路長変更部４１の移動情報ΔＮが得られる。

調整制御部２１７は、検査用光学系１ａの第２アライメントに応じて、光学系駆動部２Ａを制御して光路長変更部４１を移動させることにより、信号光ＬＳの光路長を調整する。

具体的に、調整制御部２１７は、検査用光学系１ａの第２アライメントが行われる場合に、アライメント部２１６からｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）又はアライメント位置情報ΔＺを取得する。次いで、調整制御部２１７は、取得したｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）等に基づき位置情報テーブル２１９を参照して、ｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）等に対応する移動情報ΔＮを取得する。そして、調整制御部２１７は、取得した移動情報ΔＮに基づき、光学系駆動部２Ａを制御して光路長変更部４１を移動させる。これにより、第２アライメントにより検査用光学系１ａがｚ方向に移動する距離及び方向に合わせて、光路長差が一定に維持されるように信号光ＬＳの光路長が調整される。

なお、既述の通り、信号光ＬＳの光路長を調整する代わりに、参照光ＬＲの光路長を調整したり、或いは信号光ＬＳと参照光ＬＲの光路長の両方を調整したりしてもよい。

〔眼科装置の作用〕
次に、図１１を用いて上記構成の眼科装置１による眼底Ｅｆの血流情報の測定処理について説明する。図１１は、眼科装置１による眼底Ｅｆの血流情報の測定処理の流れを示すフローチャートである。

ユーザは、眼科装置１の電源をＯＮした後、ユーザインターフェイス２４０を用いて、被検者の患者ＩＤ及び患者氏名などを含む患者情報を入力する（ステップＳ１）。この患者情報は記憶部２１２内に記憶される。

次いで、ユーザは、ユーザインターフェイス２４０を用いて被検者に対して実施される検査の種別を選択入力する。検査種別の項目としては、検査部位（眼底中心部、眼底周辺部、視神経乳頭、黄斑等）、被検眼（左眼、右眼、両眼）、画像撮影パターン（眼底像のみ、ＯＣＴ画像のみ、双方）、ＯＣＴスキャンパターン（ラインスキャン、十字スキャン、ラジアルスキャン、円スキャン、３次元スキャン等）、及び測定項目（血流情報等）などがある。本実施形態では、眼底Ｅｆの血流情報の測定が選択される（ステップＳ２）。

（第１アライメント）
検査種別の選択が完了し、且つ被検者の顔が支持部４４０に支持された後、ユーザは、ユーザインターフェイス２４０を用いて第１アライメントの開始指示を行う（ステップＳ３）。なお、第１アライメントの開始指示は検査種別の選択後に自動で行ってもよい。

第１アライメントの開始指示を受けて、主制御部２１１は、前眼部カメラ３００Ａ，３００Ｂによる前眼部Ｅａの撮影（動画撮影）をそれぞれ開始させる（ステップＳ４）。これにより、前眼部カメラ３００Ａ，３００Ｂによりそれぞれ撮影された前眼部Ｅａの撮影画像（フレーム）が制御部２１０を介して解析部２３１に入力される。

制御部２１０から前眼部Ｅａの撮影画像の入力を受けた解析部２３１は、前述の補正処理と特徴点特定処理と３次元位置算出処理とを行うことにより、被検眼Ｅの３次元位置を算出し、この算出結果を主制御部２１１へ出力する（ステップＳ５）。また、光学系位置取得部２１３は、検査用光学系１ａの現在位置を取得し、取得した現在位置を主制御部２１１へ出力する。

被検眼Ｅの３次元位置の算出結果と検査用光学系１ａの現在位置との入力を受けた主制御部２１１は、被検眼Ｅの角膜中心に対する検査用光学系１ａの位置ずれ情報（適正位置からのｘｙｚの各方向の位置ずれ量及び位置ずれ方向）を取得する。

そして、主制御部２１１は、第１アライメントを自動制御で行う場合、位置ずれ情報に基づき、被検眼Ｅの３次元位置に対する検査用光学系１ａの位置が所定の位置関係になるように、光学系駆動部２Ａを制御して架台４１５（検査用光学系１ａ）を移動させる（ステップＳ６）。

一方、主制御部２１１は、第１アライメントを手動制御で行う場合、位置ずれ情報に基づき、表示部２４０Ａの画面上の所定位置にアライメント指標像を観察画像に重ねて合成表示する。次いで、ユーザは操作部２４０Ｂを操作して、被検眼Ｅの３次元位置に対する検査用光学系１ａの位置が所定の位置関係になるように、架台４１５（検査用光学系１ａ）を移動させる（ステップＳ６）。

検査用光学系１ａの移動が完了すると、被検眼Ｅの角膜中心に対する検査用光学系１ａの第１アライメントが完了する（ステップＳ７）。そして、眼底Ｅｆの血流情報の測定工程が開始される（ステップＳ８）。この際に、主制御部２１１は、光学系移動部２１５、アライメント部２１６、及び調整制御部２１７として機能する（図９参照）。

（第２アライメント）
ユーザは、操作部２４０Ｂにて架台４１５をｚ方向に対して垂直方向に移動させる移動操作を行う。この移動操作を受けて、光学系移動部２１５は、光学系駆動部２Ａを制御して架台４１５を垂直方向に移動させる（ステップＳ９）。これにより、既述の図６に示したように、筐体４２０内の検査用光学系１ａが第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２へ移動される。なお、架台４１５の移動、すなわち、検査用光学系１ａの第２位置Ｐ２への移動は、第１アライメントの完了後に光学系移動部２１５が自動で行ってもよい。

検査用光学系１ａの第２位置Ｐ２への移動が実行されると、アライメント部２１６は、第２位置Ｐ２への移動前後における検査用光学系１ａの位置を、光学系位置取得部２１３から取得する。これにより、アライメント部２１６は、第１位置Ｐ１と第２位置Ｐ２とのｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）を取得する（ステップＳ１０）。

次いで、アライメント部２１６は、既述の図９に示したように、取得したｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）に基づき、記憶部２１２内の位置情報テーブル２１９を参照して、第２位置Ｐ２での被検眼Ｅに対する検査用光学系１ａのｚ方向のアライメント位置を決定する。そして、アライメント部２１６は、決定したアライメント位置に基づき、光学系駆動部２Ａを制御して架台４１５をｚ軸方向に沿って移動する（ステップＳ１１）。これにより、検査用光学系１ａがｚ軸方向（光軸方向）に沿ってアライメント位置まで移動されることで、被検眼Ｅに対する検査用光学系１ａのｚ方向の第２アライメントが完了する（ステップＳ１２）。

このように検査用光学系１ａの第２アライメントを行うことで、既述の図１０（Ａ）〜（Ｃ）に示したように、照明光束エリアと撮影光束エリアとが重なる重複エリアが前眼部Ｅａの角膜及び水晶体Ｅｃの後面にかからなくなる、或いはかかる量が低減するため、フレアの発生を低減させることができる。

（光路長調整）
第２アライメントが行われる場合、調整制御部２１７は、アライメント部２１６から取得したｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）等に基づき、位置情報テーブル２１９を参照して、ｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）等に対応する移動情報ΔＮを取得する。そして、調整制御部２１７は、取得した移動情報ΔＮに基づき、光学系駆動部２Ａを制御して光路長変更部４１を移動させる。これにより、第２アライメントの前後で信号光ＬＳと参照光ＬＲとの光路長差が一定に維持されるように、信号光ＬＳの光路長が調整される（ステップＳ１３）。その結果、ＯＣＴ画像が得られる眼底Ｅｆの深度が第２アライメントの前後で変わることが防止される。

（血流情報測定）
第２アライメント及び光路長調整の完了後、ユーザは、操作部２４０Ｂにて血流情報測定開始指示を行う。なお、血流情報測定開始指示は、第２アライメント及び光路長調整の完了後に自動で行ってもよい。この血流情報測定開始指示を受けて、眼科装置１は、注目血管Ｄｂに対し前述の第１走査及び第２走査を実行する（図３参照）。これにより、ＯＣＴ画像形成部２２１にて第１ＯＣＴ画像及び第２ＯＣＴ画像が形成されると共に、位相画像形成部２２２にて位相画像が形成される。次いで、血管領域特定部２３２による注目血管Ｄｂに対応する血管領域の特定が行われた後、血流情報生成部２３３により注目血管Ｄｂに関する血流情報の生成が行われる。

以上で注目血管Ｄｂに関する血流情報の測定が完了する（ステップＳ１４）。この注目血管Ｄｂに関する血流情報の測定結果は、前述の患者情報に関連付けて記憶部２１２内に記憶される。

〔本実施形態の効果〕
以上のように本実施形態の眼科装置１では、検査用光学系１ａを第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２に移動させた際に、第１位置Ｐ１と第２位置Ｐ２のｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）に基づき、位置情報テーブル２１９を参照するだけで第２位置Ｐ２での検査用光学系１ａのｚ方向のアライメント位置を決定することができる。その結果、従来と比較して簡単且つ高速にアライメント位置を決定することができる。

図１２は、上記特許文献３に記載の方法を採用した比較例での眼底Ｅｆの血流情報測定処理の流れを示すフローチャートである。図１２に示すように、ステップＳ１からステップＳ９までの処理は本実施形態と基本的に同じであるので、ここでは説明を省略する。

ステップＳ９における架台４１５の移動に伴い検査用光学系１ａが第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２に移動されると、比較例では、前眼部カメラ３００Ａ，３００Ｂにより撮影された被検眼Ｅの前眼部Ｅａの撮影画像を解析して、第１位置Ｐ１に対する第２位置のｘｙ方向のアライメントずれ量を検出する（ステップＳ１０Ａ）。

次いで、比較例では、検出したアライメントずれ量に基づき、検査用光学系１ａのｚ方向のアライメント位置を算出する（ステップＳ１０Ｂ）。これ以降の処理は、本実施形態と基本的に同じであるので、具体的な説明は省略する。

このように比較例では、検査用光学系１ａの第２位置Ｐ２への移動後から第２アライメントを開始するまでの間に、画像解析によるアライメントずれ量の検出と、ｚ方向のアライメント位置の演算処理とを行う必要があるため、第２アライメントに時間を要する。また、この時間を短縮するために高性能の演算処理装置を用いた場合には、眼科装置１の製造コストが高くなってしまう。

このような比較例に対して、本実施形態の眼科装置１では、架台４１５（検査用光学系１ａ）の移動を直接的に検出することで、比較例のような画像解析を行うことなく、第１位置Ｐ１と第２位置Ｐ２のｘｙ位置差分（Δｘ、Δｙ）を簡単に検出することができる。また、本実施形態の眼科装置１では、位置情報テーブル２１９を参照するだけでｚ方向のアライメント位置を簡単に決定することができるため、比較例のステップＳ１０Ｂのような処理が不要となる。その結果、本実施形態の眼科装置１では、高性能の演算処理装置を用いることなく、第２アライメントを低コスト且つ短時間で行うことができる。

〔変形例〕
上記実施形態では、血流情報測定時の検査用光学系１ａの第２位置Ｐ２として、第１位置Ｐ１からｚ方向に垂直方向にずれた位置を例に挙げて説明したが（図６参照）、第２位置Ｐ２は、第１位置Ｐ１から少なくともｚ方向に垂直な方向にずれた位置であれば特に限定はされず、ｚ方向に垂直な方向且つｚ方向の双方にずれた位置であってもよい。例えば、第２位置Ｐ２が第１位置Ｐ１に対してｘｚ方向、ｙｚ方向、及びｘｙｚ方向のいずれかの方向にずれた位置であってもよい。

なお、この場合、既述の図９に示した位置情報テーブル２１９には、第１位置Ｐ１と第２位置Ｐ２とのｘ，ｙ，ｚ方向の位置差分（Δｘ、Δｙ、Δｚ）と、アライメント位置情報ΔＺ及び移動情報ΔＮとの対応関係を記憶しておく。

上記実施形態では、第１位置Ｐ１と第２位置Ｐ２の位置差分と、ｚ方向のアライメント位置との対応関係を示す情報として位置情報テーブル２１９を記憶部２１２に記憶しているが、位置情報テーブル２１９の代わりに、前述の対応関係を表す演算式を記憶部２１２に記憶してもよい。

上記実施形態では、架台４１５を移動することにより被検眼Ｅに対して検査用光学系１ａを移動しているが、被検眼Ｅに対して検査用光学系１ａを移動させる方法は特に限定されるものではなく、他の公知の手法を用いてもよい。

上記実施形態では、前眼部カメラ３００Ａ，３００Ｂにより撮影された撮影画像を解析部２３１により解析することで被検眼Ｅの３次元位置を取得しているが、被検眼Ｅの３次元位置を取得する方法は公知の各種方法を採用してもよい。

上記実施形態では、検査用光学系１ａを第１位置Ｐ１から第２位置Ｐ２に移動させて被検眼Ｅの被観察部位である眼底Ｅｆの血流情報を測定する眼科装置１について説明したが、検査用光学系１ａを第１位置Ｐ１から少なくともｚ方向に対して垂直方向に移動させた位置で被検眼Ｅの被観察部位の各種測定を行う眼科装置にも本発明を適用可能である。また、この眼科装置には、ＯＣＴを用いる光干渉断層計以外に、共焦点光学系を用いたレーザ走査により眼底の画像を得る走査型レーザ検眼鏡（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ、ＳＬＯ）、スリット光を用いて角膜の光切片を切り取ることにより画像を得るスリットランプ、被検眼の屈折特性を測定する眼屈折検査装置（レフラクトメータ、ケラトメータ）、眼圧計、角膜の特性（角膜厚、細胞分布等）を得るスペキュラーマイクロスコープ、及びハルトマン−シャックセンサを用いて被検眼の収差情報を得るウェーブフロントアナライザなども含まれる。

１ 眼科装置，１ａ 検査用光学系，２ 眼底カメラユニット，２Ａ 光学系駆動部，３０ 撮影光学系，４１ 光路長変更部，１００ ＯＣＴユニット，１００ａ 干渉光学系，１１５ イメージセンサ，２１０ 制御部，２１１ 主制御部，２１２ 記憶部，２１３ 光学系位置取得部，２１５ 光学系移動部，２１６ アライメント部，２１７ 調整制御部，２１９ 位置情報テーブル，２２０ 画像形成部，２３１ 解析部，２３２ 血管領域特定部，２３３ 血流情報生成部，２４０ ユーザインターフェイス，２４０Ｂ 操作部，３００、３００Ａ、３００Ｂ 前眼部カメラ３００，４１５ 架台，４２０ 筐体

Claims (5)

1. 検査用光学系を通して被検眼の被観察部位を撮影する撮影部と、
   前記被検眼に対する前記検査用光学系の光軸方向のアライメント及び前記光軸方向に垂直方向のアライメントを行う第１アライメント部と、
   前記検査用光学系を、前記第１アライメント部によりアライメントされた第１位置から少なくとも前記垂直方向にずれた第２位置まで移動する光学系移動部と、
   前記第１位置と前記第２位置との位置差分に基づき、前記第２位置での前記被検眼に対する前記検査用光学系の前記光軸方向のアライメント位置を決定し、前記検査用光学系を前記光軸方向に沿って前記アライメント位置まで移動させる第２アライメント部と、
   を備える眼科装置。
2. 前記検査用光学系は、光源から出射された光を信号光と参照光に分割し、前記信号光を前記被観察部位に照射して、当該被観察部位にて反射された前記信号光と、前記参照光との干渉光を前記撮影部へ導く干渉光学系を含み、
   前記干渉光学系に設けられ、前記信号光及び前記参照光の少なくとも一方の光路長を変更する光路長変更部と、
   前記第２アライメント部によるアライメントにより前記検査用光学系が前記光軸方向に移動する距離及び方向に応じて、前記光路長変更部を制御して前記光路長を調整する調整制御部と、
   を備える請求項１に記載の眼科装置。
3. 基台と
   前記基台に対して少なくとも前記垂直方向に移動自在に支持されている架台と、を備え、
   前記検査用光学系及び前記撮影部は前記架台の上に配置されており、
   前記光学系移動部は、前記架台を移動させることにより、前記検査用光学系を前記第１位置から前記第２位置へ移動させる請求項１又は２に記載の眼科装置。
4. 前記位置差分と前記アライメント位置との対応関係を記憶した記憶部を備え、
   前記第２アライメント部は、前記位置差分に基づき前記記憶部に記憶された前記対応関係を参照して前記アライメント位置を決定する請求項１から３のいずれか１項に記載の眼科装置。
5. 前記被検眼の３次元位置を取得する被検眼位置取得部と、
   前記被検眼位置取得部が取得した前記３次元位置に基づき、前記被検眼に対する前記検査用光学系の前記光軸方向及び前記垂直方向の位置ずれ情報を取得する位置ずれ情報取得部と、を備え、
   前記第１アライメント部は、前記位置ずれ情報取得部が取得した前記位置ずれ情報に基づき、自動制御又は手動制御により前記検査用光学系のアライメントを行う請求項１から４のいずれか１項に記載の眼科装置。

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