JP2019063242A - Ｏｃｔ装置、および、眼科用画像処理プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】深さ方向に関して前眼部の広い範囲において良好な画質または解像度を持つ断層像を取得可能なＯＣＴ装置を提供する。【解決手段】ＯＣＴ装置は、ＯＣＴ光学系１００と、演算制御器７０と、導光光学系１５０と、を有する。ＯＣＴ光学系１００は、ＯＣＴ光源からの光を測定光路と参照光路に分割するための光分割器１３０、および、測定光路を介して被検眼に導かれた測定光と参照光路からの参照光とのスペクトル干渉信号を検出する検出器１２０、を有する。演算制御器７０は、ＯＣＴ光学系１００から出力されるスペクトル干渉信号を処理して被検眼のＯＣＴデータを取得する。さらに、ＯＣＴ光学系の光分割器からの測定光を偏向し、被検眼Ｅの組織上で走査する光スキャナ１５６と、集光面が眼底側に凸となって湾曲させる対物光学系１５８を持ち、光スキャナ１５６からの測定光の集光面を、前眼部に形成する。【選択図】図１

Description

本開示は、被検物（例えば、眼）のＯＣＴデータを得るＯＣＴ装置、および、ＯＣＴデータを処理する眼科用画像処理プログラムに関する。

眼科分野では、近年、例えば、ＯＣＴ光学系から出力されるスペクトル干渉信号を処理して断層像を取得するＯＣＴ装置が注目されている。例えば、特許文献１には、光スキャナの光学的な位置を対物光学系の焦点位置に設定して、前眼部の断層像を取得する装置が開示されている。

また、特許文献２には、スペクトル干渉信号のうち、干渉成分に関連しない信号成分をノイズとし、深さ毎のノイズの平均スペクトルを除去することで、ノイズを軽減する手法が開示されている。

特開２０１６−２０９５７７号公報 特開２０１１−２１５１３４号公報

本発明者は、深さ方向に関して広い範囲を撮影範囲とする前眼部の断層像の取得を試み、その結果、以下に例示する技術課題を見出した。

例えば、測定光の集光位置がある深さで一定となる（つまり、集光面が平面となる）場合、角膜から水晶体までの広い範囲が良好に描写された断層像を得ることは難しかった。詳細には、水晶体を基準として深い位置に集光面を設定した場合は、虹彩および隅角などの周辺部へ照射する光は、これらの領域には集光しないため、相対的に感度が低くなる。その結果、明瞭な断層像を得ることができない。また集光するより前に虹彩によって光が遮られるため、光量が無駄となり、アーチファクトなどのノイズ信号を発生しやすくなる。また一方で、隅角等の浅い位置に集光面を設定した場合は、組織による散乱等の影響を受けて元々到達光量の少ない水晶体の写りが更に悪くなってしまう。

また、干渉成分の信号強度がノイズの信号強度と比較的接近した領域においては、特許文献２に開示された処理が行われる結果、干渉成分が微弱になってしまう。なお、このような領域の典型例は、前述の通り光が到達しづらい水晶体が存在する深さ領域である。

本開示は、従来技術の問題点の少なくとも１つを解決し、深さ方向に関して前眼部の広い範囲において良好な画質または解像度を持つ断層像を取得すること、を技術課題とする。

本開示の第１態様に係るＯＣＴ装置は、ＯＣＴ光源からの光を測定光路と参照光路に分割するための光分割器、および、前記測定光路を介して被検眼に導かれた測定光と前記参照光路からの参照光とのスペクトル干渉信号を検出する検出器、を有するＯＣＴ光学系と、前記ＯＣＴ光学系から出力されるスペクトル干渉信号を処理して被検眼のＯＣＴデータを取得する画像処理器と、を有するＯＣＴ装置であって、前記光分割器からの前記測定光を偏向し、被検眼の組織上で走査する光スキャナと、前記集光面が眼底側に凸となって湾曲させる対物光学系を持ち、前記光スキャナからの測定光の集光面を前記被検眼の前眼部に形成する導光光学系と、を備える。

本開示の第２態様に係る眼科用画像処理プログラムは、コンピュータのプロセッサで実行されることにより、被検眼上で測定光を走査したＯＣＴ光学系から出力される信号に基づく、各走査位置でのスペクトルデータを取得する取得ステップと、ＯＣＴデータにおける直流成分を除去するノイズ除去ステップと、を前記コンピュータに実行させ、前記ノイズ除去ステップは、前記複数のスペクトルデータを、水晶体に照射された前記測定光に基づく第１スペクトルデータと、水晶体の周辺組織へ照射された前記測定光に基づく第２スペクトルデータとに分別し、前記複数のスペクトルデータにおいて前記虹彩よりも深い領域については、前記第１スペクトルデータと前記第２スペクトルデータとのうち、前記第２スペクトルデータにおける直流成分を第１スペクトルデータにおける前記虹彩よりも深い領域での直流成分とみなしてノイズ除去処理を行う。

本開示によれば、従来技術の少なくとも一つの問題点を解決し、深さ方向に関して前眼部の広い範囲において良好な画質または解像度を持つ断層像を取得できる。

「概要」
以下に、本開示の実施形態を説明する。以下、ＯＣＴ装置、および、眼科画像処理プログラム、及び方法に関する実施形態を開示する。なお、以下の＜＞にて分類された項目は、独立又は関連して利用されうる。

＜ＯＣＴ装置の概略構成＞
図１７に、本実施形態のＯＣＴ装置の概略構成を示す。本実施形態のＯＣＴ装置は、ＯＣＴ光学系と、画像処理器と、を少なくとも備える。ＯＣＴ光学系によって検出されたスペクトル干渉信号が、画像処理器で処理されることによって、被検眼のＯＣＴデータが取得される。また、ＯＣＴ装置は、光スキャナと、導光光学系と、を更に有していてもよい。光スキャナと、対物光学系とは、測定光路上に配置される。このとき、光スキャナは、導光光学系の一部であってもよい。

＜ＯＣＴ光学系＞
ＯＣＴ光学系は、例えば、フーリエドメインＯＣＴ光学系（ＳＳ−ＯＣＴ光学系、ＳＤ−ＯＣＴ光学系）であってもよい。ＯＣＴ光学系は、ＯＣＴ光源からの光を測定光路と参照光路に分割するための光分割器、および、測定光路を介して被検眼に導かれた測定光と参照光路からの参照光とのスペクトル干渉信号を検出する検出器、を有してもよい。

＜画像処理器＞
画像処理器は、ＯＣＴ光学系から出力されるスペクトル干渉信号を処理して被検眼のＯＣＴデータを取得する。画像処理器は、ＯＣＴ装置における装置全体の動作を司る制御部によって兼用されていてもよいし、制御部とは別体の画像処理装置であってもよい。画像処理器は、断層画像（Ｂスキャン画像）、３次元画像、および、ＯＣＴモーションコントラスト画像、等の各種画像を、ＯＣＴデータに基づいて生成してもよい。

＜光スキャナ＞
光スキャナは、光分割器からの測定光を偏向し、被検眼の組織上で走査するためのデバイスである。光スキャナによって測定光が組織上で２次元的に走査可能であることが好ましい。光スキャナは、複数個設けられていてもよい。この場合、１方向に測定光を走査する光スキャナを２つ以上組み合わせて設けてもよい。このような光スキャナの具体例としては、ガルバノミラー、レゾナントミラー、ポリゴンミラー、音響光学素子、ＭＥＭＳスキャナ等が挙げられる。また、２自由度の光スキャナ（単体で２次元的な走査が可能なデバイス）が、本実施形態へ適用されてもよい。

＜導光光学系＞
導光光学系は、対物光学系を含み、光分割器から被検眼まで測定光を導く。また、測定光の散乱・反射光のうち、導光光学系へ入射するものを、戻り光としてＯＣＴ光学系の検出器へ導く。

対物光学系は、測定光路上において光スキャナと被検眼との間に配置される。本実施形態において、対物光学系を経由した測定光の集光面（図１７において、符号Iで示す）は、被検眼の前眼部に形成される。このとき、対物光学系を経由した測定光は、測定光路の光軸と交差させることなく第１集光面まで導かれてもよい。導光光学系は、例えば、フォーカシングレンズ等の集光位置調整光学系を有していてもよく、測定光の集光面が被検眼の前眼部に設定されるように、集光位置調整光学系が調整されてもよい。

光スキャナおよび対物光学系によって実現される、前眼部での横断方向の走査範囲は、例えば、角膜の直径程度であってもよい。更に好ましくは、眼軸を挟んで対向する隅角領域にまで及んでいてもよい。

また、対物光学系は、正の湾曲を有していてもよい。即ち、対物光学系によって形成される測定光の集光面が、眼底側に凸となって湾曲される。図１７に示すように、前眼部に形成される集光面が、眼底側に凸となって湾曲していることで、水晶体が、良好な解像度で撮影されやすくなる。更に、虹彩および隅角等の周辺部側では、集光位置が、水晶体領域に対して浅い位置に設定されるので、光量の無駄が抑制される。これによって、深さ方向に関して前眼部の広い範囲において良好な画質または解像度を持つ断層像が、取得されやすくなる。

対物光学系が持つ湾曲は、より好ましくは、前眼部に形成される集光面の曲率半径（Ｒ）がＲ≦２８．５ｍｍとなる範囲であってもよい。なお、集光面の曲率Ｒは、次の式（６）で表される。

但し、ｎ_ｋは、対物光学系を構成する各要素（例えばレンズ）の屈折率であり、ｆ_ｋは、各要素の焦点距離である。右辺の値が正となる場合に、対物光学系は、正の湾曲を有する。添え字であるｋは、各レンズに対応する。

Ｒ≦２８．５ｍｍであることで、角膜による湾曲が、更に加わることにより、水晶体像と隅角像とを感度良く得ることができる。角膜は、屈折率１．３７７程度、曲率半径７．８程度の曲面であるので、上記（６）としては、次の式（７）で表される曲率を、加えるような作用を持つ。
１／ｎｆ ＝ （ｎ−１）/ｎｒ ＝ ０．０３５・・・（７）
ところで、従来の前眼部ＯＣＴは、導光光学系がテレセントリック光学系であり、且つ、集光面が平面となるものが知られているが、このような装置において一度に撮影される範囲は、角膜表面から水晶体前面までがせいぜいであり、角膜表面から水晶体後面までを撮影することはできなかった。集光面の集光面の曲率半径（Ｒ）を、Ｒ≦２８．５ｍｍとした場合、角膜で生じる湾曲と同程度、および、それよりも大きな湾曲を、角膜以外で、更に生じさせることができる。その結果、角膜表面から水晶体後面までが一度に撮影されやすくなる。

本実施形態において、対物光学系は、１つ以上のレンズによるレンズ系である。但し、必ずしもこれに限られるものではなく、対物光学系は、１つ以上のミラーによるミラー系であってもよいし、レンズ系とミラー系とを組み合わせたものであってもよい。

＜測定光のテレセン性＞
光スキャナは、対物光学系の焦点（光源側に形成される焦点であり、図１７において、符号Ｆｉで示す）に対して対物光学系から離れた位置に配置されてもよい。その結果、対物光学系から被検眼へ出射する測定光の主光線が、光軸に近づく方向に傾斜してもよい。対物光学系が正の湾曲を有することによって、角膜および強膜におけるスペクトル干渉信号は、周辺部側ほど感度が低下しやすくなってしまうことが考えられる。これに対し、対物光学系から被検眼へ出射する測定光の主光線が光軸に近づく方向に傾斜していることで、角膜、強膜、または、その両方、からの測定光の戻り光を、回収しやすくなる。換言すれば、角膜、強膜、または、その両方、からの戻り光のうち、測定光路外へ反射・散乱されるものの割合が低減される。結果、対物光学系が正の湾曲を有することのデメリットを克服し、角膜、強膜、または、その両方と、水晶体とが、良好に描写された断層像を取得できる。すなわち、前眼部の広範囲において良好な断層像を取得できる。

また、このような光スキャナの配置は、深い領域になるほど画角が狭まることを意味するが、これは前眼部を水晶体後面のような深い領域まで撮影する場合においてはむしろ都合がよい。虹彩などによってケラれずに水晶体後面を含むＡスキャンの数が相対的に大きくなり、精度を上げることにもつながる。

但し、光スキャナは、必ずしも対物光学系の焦点距離よりも対物光学系から離間して配置される必要は無い。焦点に配置されていてもよいし、焦点よりも対物光学系の近くに配置されていてもよい。

光スキャナは、対物光学系に関して瞳共役な位置と、対物光学系の像側焦点と、の間に配置されることが好ましい。より好ましくは、測定光の主光線が光軸となす角度の範囲は、次の第１角度以下であることが好ましい。第１角度は、適正作動距離に置かれた角膜相当半径を持つ球体を用いて定義される。即ち、球体の法線のうち１つと一致する主光線である第１主光線と光軸と，がなす角度が、第１角度である。更に好ましくは、測定光の主光線が光軸となす角度の範囲は、次の第２角度以上であることが好ましい。第２角度は、適正作動距離に置かれた強膜相当半径を持つ球体を用いて定義される。即ち、球体の法線のうち１つと一致する主光線である第２主光線と光軸と，がなす角度が、第２角度である。なお、角膜相当半径は、略８ｍｍ（より詳細には、７．８ｍｍ）であり、強膜相当半径は略１４ｍｍであってもよい。なお、適正作動距離の位置は、例えば、ＯＣＴ装置の集光面の位置、および、参照光路と測定光路とが一致するゼロディレイ位置等のいずれかに基づいて、適宜設定される。

＜前眼部／眼底切換え＞
図１６を参照し、後述するように、ＯＣＴ装置は、更に、撮影する深さ位置を切換えるための切換機構を有していてもよい。上記のような前眼部のＯＣＴデータを取得する構成において、更に、次のような切換機構を有してもよい。即ち、切換機構は、対物光学系に関して走査部が瞳共役な位置に配置されるように光学系を切換るものであってもよい。より詳細には、切換機構は、対物光学系と走査部との位置関係を変更することで、対物光学系に対してレンズを挿脱することで、または、その両方を行うことで、対物光学系に関して走査部が瞳共役な位置に配置させてもよい。走査部が瞳共役な位置に配置されることで、測定光は、走査部の動作に伴って瞳上の一点を中心として旋回される。これにより、虹彩による測定光のケラレを抑制しつつ、眼底上で良好に測定光を走査することができる。

眼底上で測定光を走査する場合において、眼底面のカーブに沿って、測定光の集光面が湾曲していることが好ましい。つまり、眼底撮影時においても、測定光の集光面の湾曲が眼底側に凸となるように、対物光学系が正の湾曲を有することが好ましい。これにより、中央部と周辺部とのそれぞれにおいて、解像度または画質の良好な眼底の断層像が取得されやすくなる。

なお、切換機構が、対物光学系の焦点と走査部との位置関係を変更することで、撮影する深さ位置を切換えるものである場合、対物光学系における湾曲の曲率値（ペッツバール和）は、切換の前後で変わらないので、眼底撮影時においても測定光の集光面の湾曲を、自ずと眼底側に凸とすることができ、有利である。

現在、市販されている眼底用OCTの中で、画角が広いもの（例えば、カール・ツァイス社製 商品名「PLEX Elite 9000」）でも、眼底は１６ｍｍ程度の画角であって、深さは（空気換算で）３ｍｍ程度に収まる範囲である。

この場合、眼底撮影に必要な湾曲の曲率半径は、サグ量の計算から式（８）の値として算出される。
（８２＋３２）／（２×３）＝１２．１６７・・・（８）
この値は、角膜によって発生する湾曲の影響を含むから、角膜による湾曲を、式（９）に示すように除くことで、前眼撮影と眼底撮影とを切換え可能なＯＣＴ装置において、望ましい集光面の曲率を求めることができる。

１／１２．１６７＝１／Ｒ＋（１．３３７−１）／（１．３７７×７．８）・・・（９）
その結果、Ｒ＝２１．２３５４が、対物光学系による集光面の湾曲として、生じることが好ましい。即ち、R≦２１の範囲であることが好ましい。

＜ノイズ除去処理＞
ＯＣＴ装置は、ノイズ除去部を更に有してもよい。ノイズ除去部は、画像処理器によって兼用されてもよい。ノイズ除去部は、ＯＣＴデータにおける直流成分によるノイズを除去する。直流成分は、干渉成分に関連しない信号成分に相当する。

ノイズ除去処理の手法には、種々の手法がありうる。例えば、ノイズ除去処理として、いわゆるＤＣサブトラクションが利用されてもよい。ＤＣサブトラクションでは、複数のＡスキャンデータの生データであるスペクトルデータ（少なくともフーリエ変換前のデータ），の平均（平均スペクトルという）が算出され、その後、走査位置毎のスペクトルデータから上記の平均スペクトルを、差し引くことで、各スペクトルデータに共通する直流成分（ノイズ成分の一つ）が少なくとも除去される。残ったスペクトルデータをフーリエ変換等することで、直流成分が低減されたＯＣＴデータを取得することができる。

但し、上述のDCサブトラクションは、その処理上どうしても信号成分まで一緒に除去が行われてしまう。その際、角膜など、十分に感度の高い信号ならば多少の信号成分が失われても断層像の質は十分維持されるが、前眼部のＯＣＴデータのうち、水晶体が位置する深さ領域（換言すれば、虹彩よりも深い領域）においては、水晶体での干渉信号の強度と、直流成分の強度とが、近接しており、当該深さ領域における平均スペクトルを、当該深さ領域から一律に除去してしまうと、伴って失われる信号成分の影響が顕著である。即ち水晶体の領域におけるＳ／Ｎ比が改善されない場合があり得る。ところで、虹彩の直下の領域は、虹彩によって遮光され、測定光が到達していない領域であるので、当該領域に生じているのは信号成分の混入のない、直流成分そのものである。

そこで、本実施形態において、ノイズ除去部は、少なくとも虹彩よりも深い領域については、虹彩の直下の領域における直流成分が、水晶体領域における直流成分でもあるものとみなして、ノイズ除去処理を行う。

詳細には、画像処理器によって、走査位置毎の複数のスペクトルデータが、測定光の走査に基づく前眼部のＯＣＴデータとして取得される（図１８（ａ）参照）。ノイズ除去部は、複数のスペクトルデータを、第１スペクトルデータと、第２スペクトルデータとに分別する。第１スペクトルデータは、測定光が水晶体に照射された測定光に基づくデータであり、第２スペクトルデータは、水晶体の周辺組織（例えば、虹彩およびその外側）に照射された測定光に基づくデータである。第１スペクトルデータと、第２スペクトルデータとの間には、虹彩およびそれよりも深い領域において、明確な強度の違いが見られるので、例えば、強度分布に基づいて、第１スペクトルデータと、第２スペクトルデータとが分別され得る。これに限られず、例えば角膜から水晶体前面までと、水晶体後面とを２つの検出器でそれぞれ分けて撮影し断層像を合成する場合に、各検出器における検出信号の処理方法を変えることで、これを実現してもよい。そして、虹彩よりも深い領域については、第１スペクトルデータと第２スペクトルデータとのうち、第２スペクトルデータにおけるノイズ成分を第１スペクトルデータにおける前記虹彩よりも深い領域でのノイズ成分とみなしてノイズ除去処理が実行される（図１８（ｂ）参照）。ＤＣサブトラクションでは、複数の第２スペクトルデータにおけるスペクトル干渉信号の平均（平均スペクトル）を、深さ毎に算出し、その平均を、第１スペクトルデータおよび第２スペクトルデータの各々から差し引く処理を、虹彩よりも深い領域において行う。

これにより、水晶体領域において、良好にＳ／Ｎ比が改善される（図１８（ｃ）参照）。結果、例えば、水晶体内の混濁の分布が良好に描写された断層像を取得できる。

なお、ＯＣＴデータにおける直流成分によるノイズを除去する手法は、上記のＤＣサブトラクションに必ずしも限定されない。例えば、複数の第１スペクトルデータの虹彩よりも深い領域における深さ毎の信号強度の平均値および分散値を用いて、複数のスペクトルデータに基づく各点がノイズであるか否かを推定する推定処理を行ってもよい。ノイズと推定された点については、強度を減じる処理を行うことで、直流成分によるノイズが除去される。

このとき、平均値および分散値を求める第１スペクトルデータは、直流成分のみを含む既知の領域であってもよい。例えば、深さ方向および横断方向に近接した数画素分の平均値および分散値を、同じ深さで比較し、同様の分布を持つ点が、ノイズと推定される。

ここで、既知の領域は、前述の虹彩の直下の領域であってもよい。また、それ以外の領域（例えば、角膜より上部の領域）であってもよい。更に、周辺画素との比較の例を示したが、複数枚撮影する場合は複数枚撮影した断層像間の平均や分散であっても、もちろんよい。

＜複数の参照光路＞
また、上記実施形態におけるＯＣＴ装置は、以下のような構成を備えてもよい。

例えば、ＯＣＴ光学系は、複数の参照光路を備えてもよい。例えば、ＯＣＴ光学系は、異なる光路長に設定される第１の参照光路と第２の参照光路とを有してもよい。この場合、第１の参照光路と第２の参照光路の一方は、被検眼の角膜（例えば、角膜及び水晶体前面）を含むＯＣＴデータを得るための光路長に設定され、第１の参照光路と第２の参照光路の他方は、被検眼の水晶体（例えば、水晶体後面）を含むＯＣＴデータを得るための光路長に設定されてもよい。

また、参照光路毎に、測定光の戻り光と参照光とを合波させるカップラーが更に設けられていてもよく、これによって、互いに異なる深さ領域に対応する干渉信号を同時に取得し、結果として、前眼部の広範囲におけるＯＣＴデータを、良好な強度で取得できる。

＜実施例＞
本実施例では、ＯＣＴ装置として、図１に示される光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）装置が用いられる。本実施例に係るＯＣＴ装置は、例えば、波長掃引式ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ：Swept Source-OCT）を基本的構成とし、波長可変光源１０２、干渉光学系（ＯＣＴ光学系）１００、演算制御器（演算制御部）７０と、を含む。その他、ＯＣＴ装置には、メモリ７２、表示部７５、図示無き正面像観察系及び固視標投影系が設けられてもよい。演算制御器（以下、制御部）７０は、波長可変光源１０２、干渉光学系１００、メモリ７２、表示部７５に接続されている。

干渉光学系１００は、導光光学系１５０によって測定光を眼Ｅに導く。干渉光学系１００は、参照光学系１１０に参照光を導く。干渉光学系１００は、眼Ｅによって反射された測定光と参照光との干渉、によって取得される干渉信号光を検出器（受光素子）１２０に受光させる。さらに、本実施例の干渉光学系１００は、ＦＰＮ生成光学系２００を備える（詳しくは後述する）。なお、干渉光学系１００は、図示無き筐体（装置本体）内に搭載され、ジョイスティック等の操作部材を介して周知のアライメント移動機構により眼Ｅに対して筐体を３次元的に移動させることによって被検眼に対するアライメントが行われてもよい。

干渉光学系１００には、ＳＳ−ＯＣＴ方式が用いられ、光源１０２として出射波長を時間的に高速で変化させる波長可変光源（波長走査型光源）が用いられる。光源１０２は、例えば、レーザ媒体、共振器、及び波長選択フィルタによって構成される。そして、波長選択フィルタとして、例えば、回折格子とポリゴンミラーの組み合わせ、ファブリー・ペローエタロンを用いたフィルタが挙げられる。また、光源１０２として、ＶＣＳＥＬ式波長可変光源が用いられてもよい。

カップラ（スプリッタ）１０４は、第１の光分割器として用いられ、光源１０２から出射された光を測定光路と参照光路に分割する。カップラー１０４は、例えば、光源１０２からの光を測定光路側の光ファイバー１０５に導光すると共に、参照光路側の参照光学系１１０に導光する。

カップラ（スプリッタ）１３０は、第２の光分割器として用いられ、光ファイバー１０５からの光（測定光）を、導光光学系１５０の光路とＦＰＮ生成光学系２００の光路に分割する。つまり、測定光路には、導光光学系１５０とＦＰＮ生成光学系２００が設けられている。カップラ（スプリッタ）１３０は、ビームスプリッタであってもよいし、サーキュレータであってもよい。

＜導光光学系＞
導光光学系１５０は、測定光を眼Ｅに導くために設けられる。導光光学系１５０には、例えば、光ファイバー１５２、カップラー１５３、コリメータレンズ１５４、光スキャナ１５６、及び対物レンズ系１５８が順次設けられてもよい。この場合、測定光は、光ファイバー１５２、カップラー１５３を介して、コリメータレンズ１５４によって平行ビームとなり、光スキャナ１５６に向かう。光スキャナ１５６を通過した光は、対物レンズ系１５８を介して、眼Ｅに照射される。測定光は、前眼部及び後眼部の両方に照射され、各組織にて散乱・反射される。

光スキャナ１５６は、眼Ｅ上でＸＹ方向（横断方向）に測定光を走査させてもよい。光スキャナ１５６は、例えば、２つのガルバノミラーであり、その反射角度が駆動機構によって任意に調整される。光源１０２から出射された光束は、その反射（進行）方向が変化され、眼底上で任意の方向に走査される。光スキャナ１５６としては、例えば、反射ミラー（ガルバノミラー、ポリゴンミラー、レゾナントスキャナ）の他、光の進行（偏向）方向を変化させる音響光学素子（ＡＯＭ）等が用いられてもよい。

この場合、測定光による眼Ｅからの散乱光（反射光）は、対物レンズ系１５８、光スキャナ１５６、コリメータレンズ１５４、カップラー１５３、光ファイバー１５２を経た後、カップラ―１３０に達する。カップラ１３０は、光ファイバー１５２からの光を、第１の検出器１２０ａに向かう光路（例えば、光ファイバー１１５〜カップラー３５０ａ）と、第２の検出器１２０ｂに向かう光路（例えば、光ファイバー１０５〜カップラー１０４〜光ファイバー１１７〜カップラー３５０ｂ）に分割する。

カップラー１３０によって分割された測定光のうち、第１の検出器１２０ａに向かう光路を経由した測定光は、カップラ３５０ａにて、第１の参照光路１１０ａからの参照光と合波されて干渉する。また、第２の検出器１２０ｂに向かう光路を経由した測定光は、カップラ３５０ｂにて、第２の参照光路１１０ｂからの参照光と合波されて干渉する。

＜参照光学系＞
参照光学系１１０は、眼Ｅでの測定光の反射によって取得される反射光と合成される参照光を生成する。参照光学系１１０を経由した参照光は、カップラ（例えば、カップラ３５０ａ、３５０ｂ）にて測定光路からの光と合波されて干渉する。参照光学系１１０は、マイケルソンタイプであってもよいし、マッハツェンダタイプであってもよい。

参照光学系１１０は、例えば、反射光学系によって形成され、カップラー１０４からの光を反射光学系により反射することにより検出器１２０に導いてもよい。参照光学系１１０は、透過光学系によって形成されてもよい。この場合、参照光学系１１０は、カップラー１０４からの光を戻さず透過させることにより検出器１２０へと導く。

なお、測定光路と参照光路の少なくともいずれかには、測定光と参照光との光路長差を調整するための光学部材が配置されてもよい。例えば、コリメータレンズ１５４とカップラー１５３とが一体的に移動されることで、測定光の光路長が調整され、結果として、測定光と参照光との光路長差が調整されてもよい。もちろん、参照光路に配置された光学部材が移動されることによって、結果として、測定光と参照光との光路長差が調整されてもよい。

本実施例において、参照光学系１１０として、複数の参照光路が設けられてもよく、例えば、第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂとが設けられてもよい。

参照光学系１１０は、例えば、参照光路を第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂに分割するための光分割器（例えば、カップラ１１１）が設けられてもよい。第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂの少なくともいずれかには、例えば、参照光の光路長を変更するために移動される光学部材１１２が設けられてもよい。光学部材１１２は、制御部７０によって制御される図示なき駆動部によって移動されてもよい。

例えば、カップラ１０４からの参照光は、カップラ１１１によって第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂに分割される。第１の参照光路１１０ａを経由した参照光は、カップラ３５０ａにて、光ファイバ１１５からの測定光と合波されて干渉する。第２の参照光路１１０ｂを経由した参照光は、カップラ３５０ｂにて、光ファイバ１１７からの測定光と合波されて干渉する。

第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂは、互いに異なる光路長に設定されてもよい。これによって、例えば、互いに異なる深さ領域に対応する干渉信号を同時に取得でき、結果として、広範囲のＯＣＴデータを同時に取得できる。

例えば、第１の参照光路１１０ａが、被検眼における第１の深さ領域（例えば、水晶体、眼底）に対応する干渉信号を得るために設けられ、第２の参照光路１１０ｂは、被検眼における第２の深さ領域（例えば、角膜）に対応する干渉信号を得るために設けられてもよい。この場合、第２の深さ領域は、第１の深さ領域に対して異なる領域に設定される（図面としては、第２の参照光路の方が長く、眼底用に見えますが、実際は異なる旨を説明しておけばよいですか？）。この場合、第１の深さ領域と第２の深さ領域は、互いに分離した領域であってもよいし、互いに隣接した領域であってもよいし、一部が重複した領域であってもよい。

なお、第１の参照光路１１０ａと、第２の参照光路１１０ｂは、同じ光路長に設定されてもよい。これによって、例えば、同一の深さ領域に対応する干渉信号を同時に取得でき、結果として、同一領域に関する複数のＯＣＴデータを同時に取得できる。

＜光検出器＞
検出器１２０は、測定光路からの光と参照光路からの光による干渉を検出するために設けられている。なお、検出器１２０は、受光素子であってもよく、例えば、受光部が一つのみからなるポイントセンサであって、例えば、アバランシェ・フォト・ダイオードが用いられてもよい。

本実施例では、検出器１２０として、第１の検出器１２０ａと、第１の検出器１２０ａとは異なる第２の検出器１２０ｂと、が設けられてもよい。第１の検出器１２０ａは、第１の参照光路１１０ａからの参照光と光ファイバー１１５からの測定光との第１の干渉信号を検出するための検出器として設けられてもよい。第２の検出器１２０ｂは、第２の参照光路１１０ｂからの参照光と光ファイバ１１７からの測定光との第２の干渉信号を検出するための検出器として設けられてもよい。この場合、第１の検出器１２０ａにて第１の干渉信号を検出すると同時に、第２の検出器１２０ｂにて第２の干渉信号を検出することによって、第１の干渉信号と第２の干渉信号を同時に検出可能である。

なお、第１の検出器１２０ａ、第２の検出器１２０ｂは、それぞれ平衡検出器であってもよい。この場合、第１の検出器１２０ａ、第２の検出器１２０ｂは、複数の受光素子をそれぞれ備え、第１受光素子からの干渉信号と第２受光素子からの干渉信号との差分を得て、干渉信号に含まれる不要なノイズを削減できる。

＜ＦＰＮ生成光学系＞
ＦＰＮ生成光学系２００は、ＦＰＮ信号を生成するために設けられてもよい。ＦＰＮ生成光学系２００は、ＦＰＮを発生させる光学部材（例えば、第１の光学部材２０４又は第２の光学部材２０６）を少なくとも一つ備えてもよい。本実施例において、ＦＰＮ生成光学系２００は、測定光が被検眼に向かう光路から分岐された位置に配置されている。

ＦＰＮ生成光学系２００としては、例えば、反射光学系であってもよく、ＦＰＮ発生用光学部材としては、例えば、光反射部材（例えば、ミラー）が用いられてもよい。なお、本実施例においては、ＦＰＮを発生させる光学部材を複数設けたが、これに限定されず、ＦＰＮ生成光学系２００は、ＦＰＮを発生させる光学部材を一つ備える構成であってもよい。

第１の検出器１２０ａには、第１の干渉信号と共にＦＰＮ信号が検出され、第２の検出器１２０ｂには、第２の干渉信号と共にＦＰＮ信号が検出される。ＦＰＮ信号は、例えば、第１の干渉信号に基づく第１のＯＣＴデータと、第２の干渉信号に基づく第２のＯＣＴデータとの合成（詳しくは後述する）、各干渉信号の波数マッピング補正、偏光調整等に用いられてもよい。

例えば、ＦＰＮ生成光学系２００は、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号を生成するために設けられてもよい。例えば、ＦＰＮ生成光学系２００は、第１のＦＰＮを発生させる第１の光学部材２０４と、第２のＦＰＮを発生させる第２の光学部材２０６と、を少なくとも備えてもよい。第２の光学部材２０６は、第２の光学部材を経由した光が、第１の光学部材２０４を経由した光による光路長とは異なるように配置されてもよい。これによって、第２のＦＰＮは、第１のＦＰＮに対して異なる位置に発生される。なお、後述するゼロディレイ位置は、ＯＣＴデータ上において、測定光の光路長と参照光の光路長とが一致する位置に対応する。

第１の光学部材２０４と第２の光学部材２０６とが同時に使用されることによって、２つのＦＰＮ信号を同時に生成することが可能であり、これによって、２つのＦＰＮ信号を処理する際の時間的なずれの影響を軽減できる。なお、ＦＰＮ光学系２００は、３つ以上のＦＰＮ発生用光学部材を備えてもよく、これらが同時に使用されることによって、３つ以上のＦＰＮ信号を同時に生成することが可能である。

ＦＰＮ生成光学系２００としては、例えば、反射光学系であってもよく、ＦＰＮ発生用光学部材としては、例えば、光反射部材（例えば、ミラー）が用いられてもよい。本実施例では、第１のＦＰＮ発生用光学部材２０４、第２のＦＰＮ発生用光学部材２０６としてミラーが用いられているが、これに限定されない。

この場合、カップラ１３０からの光は、第１の光学部材２０４又は第２の光学部材２０６を経由した後、カップラ１３０に戻され、導光光学系１５０からの光と同様の経路を経て、カップラ３５０ａ，カップラ３５０ｂに達する。ＦＰＮ生成光学系２００からの光は、カップラ３５０ａ，３５０ｂにて参照光と合波されて干渉する。なお、光源１０２〜ＦＰＮ生成光学系２００〜カップラ３５０ａ，３５０ｂの光路長と、光源１０２〜参照光学系１１０〜カップラ３５０ａ，３５０ｂまでの光路長は、ほぼ同じ長さに設定されてもよい。

例えば、第１の光学部材２０４を経由した光が参照光と干渉することによって、第１のＦＰＮに対応する干渉信号光が生成され、検出器１２０には第１のＦＰＮ信号が生成され、第２の光学部材２０６を経由した光が参照光と干渉することによって、第２のＦＰＮに対応する干渉信号光が生成され、検出器１２０には第２のＦＰＮ信号が生成される。結果として、例えば、検出器１２０には、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号の両方が同時に検出される。

ＦＰＮ信号を所定の処理に用いる場合、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂのそれぞれにおいて、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号の両方が同時に検出されてもよいし、検出器１２０ａにおいて一方のＦＰＮ信号が検出され、検出器１２０ｂにおいて他方のＦＰＮ信号が検出されてもよい。また、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂの一方において、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号の両方が同時に検出され、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂの他方において第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号の一方が検出されてもよい。また、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂの一方において、少なくとも一つのＦＰＮ信号が検出され、また、検出器１２０ａ、検出器１２０ｂの他方において、ＦＰＮ信号が検出されなくてもよい。

なお、ＦＰＮ生成光学系２００には、光量モニタ２１０が配置されてもよく、光源１０２からの光は、ビームスプリッタ２０８を介して光量モニタ１２０によって検出される。光量モニタ１２０からの出力信号は、光源１０２の出射光量が適正か否かを判定するために用いられてもよい。

＜光量分岐比＞
ここで、カップラー１３０は、カップラー１０４からの光を、導光光学系１５０の光路とＦＰＮ生成光学系２００の光路に分割すると共に、導光光学系１５０及びＦＰＮ生成光学系２００からの光を、第１の検出器３５０ａへと向かう光路（例えば、光ファイバー１１５〜カップラー３５０ａ）と、カップラー１０４へと向かう光路（例えば、光ファイバー１０５〜カップラー１０４〜光ファイバー１１７〜カップラー３５０ｂ）と、に分割する。

ファイバー１０５からの光を分割する際のカップラー１３０の光量分割比Ｓ１は、導光光学系１５０よりもＦＰＮ生成光学系２００に多くの光が導かれるように設定されてもよい。この場合、ファイバー１０５からの光がカップラ１３０―によって分割される光量比は、導光光学系１５０＜ＦＰＮ生成光学系２００となる。

導光光学系１５０からの光を分割する際のカップラー１３０の光量分割比Ｓ２は、光量分割比Ｓ１に依存する。この結果、導光光学系１５０からの光に関し、第１の検出器１２０ａに向かう光路よりも、第２の検出器１２０ａに向かう光路に、多くの光が導かれる。この場合、導光光学系１５０からの光がカップラー１３０によって分割される光量比は、第１の検出器１２０ａに向かう光路＜カップラー１０４に向かう光路となる。

第１の検出器１２０ａに向かう光路を経由した測定光は、第１の参照光路１１０ａからの光と干渉した後、第１の検出器１２０ａにて第１の干渉信号として検出される。一方、カップラー１０４に向かう測定光は、カップラー１０４によって、光源１０２に向かう光路と、第２の検出器１２０ｂに向かう光路（例えば、光ファイバー１１７〜カップラー３５０ｂ）に分割される。カップラー１３０からの光を分割する際の光量分割比Ｓ４は、光源１０２からの光を測定光路と参照光路とに分割する際の光量分割比Ｓ３に依存する。光量分割比Ｓ３が、測定光路よりも参照光路に多くの光が導かれるように設定された場合、カップラー１３０からの光がカップラー１０４によって分割される光量比は、光源１０２に向かう光路＜第２の検出器１２０ｂに向かう光路となる。この結果、カップラ１３０からの光に関し、光源１０２に向かう光路よりも、第２の検出器１２０ｂに向かう光路に多くの光が導かれる。第２の検出器１２０ｂに向かう光路を経由した測定光は、第２の参照光路１１０ｂからの光と干渉した後、第２の検出器１２０ｂにて第２の干渉信号として検出される。

上記構成をまとめると、カップラー１３０の光量分割比Ｓ２に関して、第１の検出器１２０ａに向かう光路＜カップラー１０４に向かう光路であり、カップラー１０４の光量分割比Ｓ４に関して、光源１０２に向かう光路＜第２の検出器１２０ｂに向かう光路にて設定されている。

この結果として、第１の検出器１２０ａにて検出される第１の干渉信号と、第２の検出器１２０ｂにて検出される第２の干渉信号と、を適度なバランスにて検出できる。つまり、カップラー１０４を経由して第２の検出器１２０ｂに向かう光路の場合、導光光学系１５０からの光は、複数の光分割器（例えば、カップラ１３０、カップラー１０４）を経由するので、光量減衰の回数が多いのに対し、第１の検出器１２０ａに向かう光路の場合、導光光学系１５０からの光は、カップラー１３０を経由して第１の検出器１２０ａに達するので、光量減衰の回数が相対的に少ない。

そこで、カップラー１３０の光量分割比Ｓ２に関して、第１の検出器１２０ａに向かう光路＜カップラー１０４に向かう光路であり、カップラー１０４の光量分割比Ｓ４に関して、光源１０２に向かう光路＜第２の検出器１２０ｂに向かう光路であることで、光量減衰が複数回行われたとしても、光量減衰を軽減でき、結果として、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂとの間で信号強度の差異を少なくできる。したがって、第１の検出器１２０ａによって得られるＯＣＴデータと第２の検出器１２０ｂによって得られるＯＣＴデータとの信号強度の差異が少なくなり、それぞれ適正なＯＣＴデータを取得できる。

なお、カップラー１３０の光量分割比Ｓ２と、カップラー１０４の光量分割比Ｓ４に関して、第１の検出器１２０ａに向かう光路と第２の検出器１２０ｂに向かう光路との光量比が同一となるように設定されてもよい。その一例としては、カップラー１３０の光量分割比Ｓ２に関して、第１の検出器１２０ａに向かう光路：カップラー１０４に向かう光路＝６：４、カップラー１０２の光量分割比Ｓ４に関して、光源１０２に向かう光路：第２の検出器１２０ｂに向かう光路＝１：２となるように設定されてもよい。

上記限定されず、カップラー１３０の光量分割比Ｓ２と、カップラー１０４の光量分割比Ｓ４に関して、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂによって検出されるＯＣＴデータの撮影部位での反射光量の違いを考慮して、光量分割比が設定されてもよい。つまり、被検眼の角膜からの反射光は、反射光量が大きいが、水晶体及び眼底からの光は、反射光量が相対的に少ない。そこで、撮影部位による反射光量比を考慮して、結果として、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂとの間でのＯＣＴデータの信号強度が同一となるように、カップラー１３０の光量分割比Ｓ２と、カップラー１０４の光量分割比Ｓ４が設定されてもよい。

なお、本実施例において、導光光学系１５０からの光を複数の検出器に導光させる際、１つの光分割器（例えば、カップラー１３０）を介して第１の検出器１２０ａに向かう光と、複数のカップラー（例えば、カップラー１３０、カップラー１０４）を介して第２の検出器１２０ｂに向かう光に分けたのは、導光光学系１５０からの光をより多く効率的に各検出器に導かれるためである。このような光学配置は、光源１２０の出射光量が限られており、被検眼からの反射光が微弱であるような場合に、特に有利である。

図２は、本実施例に係るＦＰＮ生成光学系の一例を示す図である。ＦＰＮ生成光学系２００は、例えば、第１の光学部材２０４を備える第１の光路２０３と、第２の光学部材２０６を備える第２の光路２０５とを少なくとも備えてもよい。ここで、第１の光路２０３と第２の光路２０５との間において、第１の光路２０３の光路長と第２の光路２０５の光路長が異なることによって、第２のＦＰＮは、第１のＦＰＮとは異なる位置に生成される。例えば、第２の光路２０５の光路長が第１の光路２０３の光路長よりも長いことによって、第１のＦＰＮよりもゼロディレイから離れた位置に生成される。

ＦＰＮ生成光学系２００は、光路分割部材２０２（例えば、ビームスプリッタ）を備えてもよく、光路分割部材２０２は、光源側の光路を、第１の光路２０３と第２の光路２０５とに分割するために設けられてもよい。第１の光学部材２０４は、光路分割部材２０２によって分割された第１の光路２０３に配置されており、第２の光学部材２０６は、光路分割部材２０２によって分割された第２の光路に配置されている。

第１の光路２０３と第２の光路２０５は、互いに異なる光路長を持つ。つまり、光路分割部材２０２の分岐位置から第１の光学部材２０４までの光路長と、光路分割部材２０２の分岐位置から第２の光学部材２０６までの光路長は異なる。この結果として、第１の光学部材２０４によって形成される第１のＦＰＮと、第２の光学部材２０６によって形成される第２のＦＰＮは、ＯＣＴ画像上において深さ方向に異なる位置に形成される。なお、深さ方向における第１のＦＰＮと第２のＦＰＮとの間の距離は、第１の光路２０３と第２の光路２０５との間の光路長差に起因する。

また、第１の光路２０３と第２の光路２０５は、互いに等しい光学的分散量に設定（構築）されている。この結果として、第１のＦＰＮを用いて算出される各波数成分のマッピング情報（以下、第１の波数マッピング情報）と、第２のＦＰＮを用いて算出される各波数成分のマッピング情報（以下、第２の波数マッピング情報）との間の差分に基づいて、各波数成分のマッピング状態を補正するための補正情報を演算により求める際、各マッピング情報に含まれる分散成分を適正にキャンセルできるので、補正情報を精度よく求めることができる（詳しくは、後述する）。この場合、互いに等しい分散量としては、厳密に同一である必要は必ずしもなく、一定の精度を確保し、分散成分を適正にキャンセルできればよい。

＜偏波調整機構＞
本実施例のＯＣＴ光学系１００において、複数の偏光調整部が設けられてもよく、例えば、ＯＣＴ光学系１００の光路には、第１の偏光調整部３００、第２の偏光調整部３０２、第３の偏光調整部３０４が設けられてもよい（図１参照）。

第１の偏光調整部３００は、第１の参照光路１１０ａの光路に配置され、第１の参照光路１１０ａを経由する参照光の偏光状態を調整するために設けられてもよい。第２の偏光調整部３０２は、第２の参照光路１１０ｂの光路に配置され、第２の参照光路１１０ｂを経由する参照光の偏光状態を調整するために設けられてもよい。第３の偏光調整部３０４は、ＦＰＮ生成光学系２００の光路に配置され、ＦＰＮ生成光学系２００の光路を経由する光の偏光状態を調整するために設けられてもよい。

＜深さ情報の取得＞
光源１０２により出射波長が変化されると、これに対応する干渉信号光が検出器１２０に受光され、結果的に、スペクトル信号として検出器１２０によって検出される。制御部７０は、検出器１２０によって検出されたスペクトル信号を処理（フーリエ解析）し、被検眼のＯＣＴデータを得る。

スペクトル信号（スペクトルデータ）は、波長λの関数として書き換えられ、波数ｋ（＝２π／λ）に関して等間隔な関数Ｉ（ｋ）に変換されてもよい。あるいは、初めから波数ｋに関して等間隔な関数Ｉ（ｋ）として取得されてもよい（Ｋ―ＣＬＯＣＫ技術）。演算制御器は、波数ｋ空間でのスペクトル信号をフーリエ変換することにより深さ（Ｚ）領域におけるＯＣＴデータを得てもよい。

さらに、フーリエ変換後の情報は、Ｚ空間での実数成分と虚数成分を含む信号として表されてもよい。制御部７０は、Ｚ空間での信号における実数成分と虚数成分の絶対値を求めることによりＯＣＴデータを得てもよい。

本実施例では、制御部７０は、第１の検出器１２０ａによって検出された第１の干渉信号を処理して第１のＯＣＴデータを得ると共に、第２の検出器１２０ｂによって検出された第２の干渉信号を処理して第２のＯＣＴデータを得てもよい。ここで、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１２０ｂとが異なる光路長に設定される場合、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータは、深さ方向に関して少なくとも一部が異なる領域のＯＣＴデータが取得され、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１２０ｂとが同じ光路長に設定される場合、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータは、深さ方向に関して同じ領域のＯＣＴデータが取得される。

＜制御系＞
制御部７０は、ＣＰＵ（プロセッサ）、ＲＡＭ、ＲＯＭ等を備えてもよい（図１参照）。例えば、制御部７０のＣＰＵは、ＯＣＴ装置の制御を司ってもよい。ＲＡＭは、各種情報を一時的に記憶する。制御部７０のＲＯＭには、ＯＣＴ装置の動作を制御するための各種プログラム、初期値等が記憶されてもよい。

制御部７０には、記憶部としての不揮発性メモリ（以下、メモリに省略する）７２、表示部７５等が電気的に接続されてもよい。メモリ７２には、電源の供給が遮断されても記憶内容を保持できる非一過性の記憶媒体が用いられてもよい。例えば、ハードディスクドライブ、フラッシュＲＯＭ、および、ＯＣＴ装置に着脱可能に装着されるＵＳＢメモリ等をメモリ７２として使用することができる。メモリ７２には、ＯＣＴデータの取得及びＯＣＴ画像の撮影を制御するための制御プログラムが記憶されてもよいし、ＦＰＮを用いてＯＣＴ画像を合成するための演算処理プログラム、各波数成分のマッピング状態を補正するための補正情報を得る演算処理プログラム等が記憶されてもよい。また、メモリ７２には、ＯＣＴデータから生成されるＯＣＴ画像の他、撮影に関する各種情報が記憶されてもよい。表示部７５は、ＯＣＴデータから生成されるＯＣＴ画像を表示してもよい。

＜ＦＰＮを用いた画像合成＞
制御部７０は、第１の干渉信号に基づく第１のＯＣＴデータと、第２の干渉信号に基づく第２のＯＣＴデータとを、第１の検出器１２０ａによって検出されたＦＰＮ信号と第２の検出器１２０ｂによって検出されたＦＰＮ信号とに基づいて合成することによって合成ＯＣＴデータを得てもよい（図３〜図５参照）。つまり、ＦＰＮ信号は、複数のＯＣＴデータを合成するための基準信号として用いられてもよい。ここで、第２のＯＣＴデータは、第１のＯＣＴデータに対して被検眼上の深さ領域の少なくとも一部が異なってもよい。

一例としては、ＦＰＮ生成光学系２００においてＦＰＮ発生用の光学部材（例えば、光学部材２０４、２０６）の配置位置は既知であるから、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの位置関係をＦＰＮ信号を用いて設定してもよい。

これによって、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの位置関係を適正に設定できる。なお、本実施例では、第１のＯＣＴデータが第１の検出器１２０ａにて検出されると同時に、第２のＯＣＴデータが第２の検出器１２０ｂにて検出されるので、被検眼の移動などによる位置ズレも軽減できる。

例えば、ＦＰＮ生成光学系２００は、第１のＦＰＮを発生させる第１の光学部材（例えば、第１の光学部材２０４）と、第１のＦＰＮとは異なる位置に第２のＦＰＮを発生させる第２の光学部材（例えば、第２の光学部材２０６）と、を少なくとも備え、少なくとも２つのＦＰＮ信号を生成するためのＦＰＮ生成光学系であってもよい。

制御部７０は、第１の干渉信号に基づく第１のＯＣＴデータと、第２の干渉信号に基づく第２のＯＣＴデータとを、第１の検出器１２０ａによって検出された第１の光学部材によるＦＰＮと第２の検出器１２０ｂによって検出された第２の光学部材によるＦＰＮとに基づいて合成することによって合成ＯＣＴデータを得てもよい。

図３、４はＦＰＮ信号を用いて複数のＯＣＴデータを合成する場合のデータの一例を示す図であり、図３は合成前、図４は合成後のイメージ図である。ＦＰＮ１は、第１の光学部材２０４によって生成されたＦＰＮ信号であり、ＦＰＮ２は、第２の光学部材２０６によって生成されたＦＰＮ信号である（参照光路との関係で図面が正しいか確認願います）。

図３においては、第１のＯＣＴデータには、ＦＰＮ１が形成され、第２のＯＣＴデータ
には、ＦＰＮ２が形成される。第１のＯＣＴデータは、第１の参照光路１１０ａ及び第１の検出器１１０ａを用いて取得され、第２のＯＣＴデータは、第２の参照光路１１０ｂ及び第２の検出器１１０ｂを用いて取得されてもよい。

ＦＰＮ信号を用いてＯＣＴデータ間の位置関係を設定する場合、制御部７０は、例えば、第１のＯＣＴデータに含まれるＦＰＮ１と第２のＯＣＴデータに含まれるＦＰＮ２を用いてＯＣＴデータ間の位置関係を設定してもよい。ここで、制御部７０は、深さ方向におけるＦＰＮの位置を検出し、ＦＰＮの検出位置を基準として複数のＯＣＴデータを合成してもよい（図４参照）。

ここで、第１の光学部材２０４と第２の光学部材２０４との間の位置関係は既知であるから（例えば、光路長ΔＤ）、制御部７０は、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとを合成する場合、ＦＰＮ１とＦＰＮ２の位置を検出し、ＦＰＮ１の検出位置とＦＰＮ２の検出位置とが光路長ΔＤ分離間するように合成してもよい。なお、複数のＯＣＴデータ間の重複部分に関する合成について、いずれか一方のＯＣＴデータを用いるようにしてもよいし、両方のＯＣＴデータの平均を求めるようにしてもよい。

制御部７０は、上記のようにして合成された合成ＯＣＴデータに基づいて被検眼の寸法（例えば、前房深度、眼軸長等）を測定してもよく、さらに、得られた測定結果を表示部７５上に表示してもよい。

図５は、ＦＰＮ信号を用いて複数のＯＣＴデータを合成する場合のデータの変容例を示す図であり、第３のＯＣＴデータには、ＦＰＮ１とＦＰＮ２が形成されている。ここで、第３のＯＣＴデータは、第１の参照光路１１０ａ及び第１の検出器１１０ａを用いて取得されてもよく、第１の参照光路１１０ａの光路長が調整されることで、第３のＯＣＴデータが取得されてもよい。

ここで、制御部７０は、第３のＯＣＴデータを利用して、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの位置関係を設定してもよい。この場合、制御部７０は、例えば、第１のＯＣＴデータ上でのＦＰＮ１の検出位置と、第３のＯＣＴデータ上でのＦＰＮ１の検出位置が、深さ方向に関して同じ位置となるように位置関係を設定してもよく、さらに、制御部７０は、例えば、第２のＯＣＴデータ上でのＦＰＮ２の検出位置と、第３のＯＣＴデータ上でのＦＰＮ２の検出位置が、深さ方向に関して同じ位置となるように位置関係を設定してもよい。これによれば、仮に、ＦＰＮ発生用の光学部材の位置が経年変化によって変動したとしても、実際の位置関係を利用できるので、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの位置関係をより安定的に設定可能である。

なお、深さ方向におけるＦＰＮの位置を検出する場合、例えば、制御部７０は、検出器１２０ａ、１２０ｂにて取得されたＯＣＴデータを処理し、ＦＰＮ発生用の光学部材（例えば、第１の光学部材２０４又は第２の光学部材２０６）によるＦＰＮ信号を抽出してもよい。ＦＰＮ信号の信号強度は既知であるから、制御部７０は、例えば、ＯＣＴデータの各輝度信号に対し、ＦＰＮ信号を得るために設定された閾値を超えるか否を判定することによって、ＦＰＮ発生用の光学部材に対応するＦＰＮ信号（基準信号）を抽出できる。なお、ＦＰＮ１とＦＰＮ２は、既知の配置を利用して判別可能である。

なお、上記手法に限定されず、図５の第３のＯＣＴデータを第１のＯＣＴデータとし、図５の第２のＯＣＴデータとして、これらを合成するようにしてもよい（図６参照）。この場合、第１のＯＣＴデータには、ＦＰＮ１とＦＰＮ２が形成され、第２のＯＣＴデータには、ＦＰＮ２が形成される。第１のＯＣＴデータは、第１の参照光路１１０ａ及び第１の検出器１１０ａを用いて取得され、第２のＯＣＴデータは、第２の参照光路１１０ｂ及び第２の検出器１１０ｂを用いて取得されてもよい。

この場合、制御部７０は、ＦＰＮ２の位置を検出し、その検出位置を利用してＯＣＴデータ間の位置関係を設定してもよいし、第１のＯＣＴデータのＦＰＮ２と、第２のＯＣＴデータのＦＰＮ２とを画像処理によってマッチングさせることによって位置関係を設定してもよい。この場合、制御部７０は、合成ＯＣＴデータにおいて、第１のＯＣＴデータのＦＰＮ１と第２のＯＣＴデータのＦＰＮ１とが深さ方向において一致するように合成を行ってもよい。

なお、本実施例において、ＦＰＮ生成光学系２００について、第１の光学部材２０４が配置された第１の光路２０３と、第２の光学部材２０６が配置された第２の光路２０５は、互いに等しい光学的分散量に設定（構築）されている。この結果として、ＦＰＮの信号強度（ＳＮＲ）の低下を軽減できるので、ＦＰＮを用いたＯＣＴデータの合成を正確に行うことができる。

図６は、一つのＦＰＮを用いて画像合成を行う一例として考えることも可能である。ＦＰＮ１の生成は必ずしも必須ではない。つまり、本実施例のＦＰＮ光学系２００が、一つのＦＰＮ発生用の光学部材を備える場合であっても、画像合成は可能であり、装置の構成の簡略化が可能だが、複数のＦＰＮ信号を用いる場合と比較して深さ方向の撮像レンジが狭くなると共に、異なるＯＣＴデータ間での重複領域が多くなる。一方、複数のＦＰＮ信号を用いることで、深さ方向の撮像レンジが広くできると共に、異なるＯＣＴデータ間での重複領域を少なくできる。

なお、本実施例に係るＦＰＮ生成光学系２００について、ＯＣＴデータの合成に用いるＦＰＮ発生用の光学部材（例えば、第１の光学部材２０４、第２の光学部材２０６）は空気中に配置されており、その表面反射によって生成されたＦＰＮが画像合成に利用されるので、この結果として、ＦＰＮの信号強度（ＳＮＲ）の低下等を軽減できるので、ＦＰＮを用いたＯＣＴデータの合成を正確に行うことができる。

なお、ＦＰＮ信号を得るタイミングとしては、例えば、電源投入時に実施されてもよいし、被検者が変更される毎に実施されてもよい。また、ＯＣＴ光学系における撮影条件を最適化する最適化制御の際に実施されてもよい。もちろん、これに限定されず、常時実施されてもよい。例えば、制御部は、ＦＰＮ信号を含むＯＣＴデータを予め取得しておき、予め取得されたＦＰＮ信号を用いて、後に取得されたＯＣＴデータの合成、マッピング状態の補正、偏光調整等を行うようにしてもよい。

＜遮光部材＞
なお、ＦＰＮ生成光学系２００の光路に遮光部材又は減光部材が配置されることによって、被検眼の観察又は撮影に用いるＯＣＴデータのＦＰＮ信号を軽減するようにしてもよい。この場合、第１の光路と第２の光路との少なくともいずれかが遮光又は減光されることで、ＯＣＴデータ上でのＦＰＮ信号を軽減するようにしてもよい。これらは、診断・観察等に用いるＯＣＴデータを得る場合において有効である。また、これに限定されず、ＯＣＴデータに含まれるＦＰＮ信号を信号処理によって除去するようにしてもよい。

＜波数マッピングの補正＞
図７は、本実施例に係るＯＣＴ画像データの一例を示す図であり、ＯＣＴデータ上には、第１のＦＰＮ信号と第２のＦＰＮ信号とが同時に形成されている。なお、ＯＣＴデータ上には、被検眼のＯＣＴ画像が含まれていてもよい。

この場合、制御部７０は、第１のＦＰＮと第２のＦＰＮの両方を同時に含む信号を処理して、各波数成分のマッピング状態を補正するための補正情報を取得しても追い。つまり、制御部７０は、例えば、補正情報を得る演算処理器として用いられてもよい。また、ＯＣＴ光学系を駆動させる制御部とは異なるプロセッサによって、補正情報が取得されてもよい。なお、制御部７０は、例えば、ＯＣＴ画像の撮影中ないし撮影前に、光源１０２により波長が掃引されることに伴う少なくとも２つのＦＰＮ信号の位相差情報を利用して、補正情報を生成してもよい。

より詳細には、制御部７０は、サンプリングポイントｐに対する各波長成分（波数成分）のマッピング状態（波数サンプリングマッピング）を、ＦＰＮ生成光学系２００によって生成される少なくとも２つのＦＰＮ信号に基づいて補正してもよい。

制御部７０は、例えば、ＦＰＮの強度レベルを解析することによって、ＦＰＮに対応する位置でのスペクトル信号におけるφ（ｋ）を求めてもよい。φ（ｋ）は、掃引波長（波数）に応じたスペクトル信号の位相φの変化を示す。φ（ｋ）は、横軸：波数ｋ、縦軸：位相φである関数で表されてもよい。信号強度（振幅）の大きい波数ｋ領域でのφ（ｋ）に関して多項式フィッティングを行い、信号強度が小さい波数ｋ領域でのφ（ｋ）を外挿又は内挿によって求めてもよい。例えば、φ（ｋ）は、ＦＰＮに対応する深さ位置におけるフーリエ変換値（強度値）Ｆの実数部RealＦと虚数部ImagＦの比のArc Tangent（逆正接）から求められてもよい。ここで、Arc Tangent処理によってフーリエ変換値の実数部と虚数部の比の逆正接が算出され、φ（ｋ）が得られる。

少なくとも２つのＦＰＮ信号を同時に得た場合、制御部７０は、第１のＦＰＮを処理して第１の波数マッピング情報φ１（ｋ）を求めると共に、第２のＦＰＮを処理して第２の波数マッピング情報φ２（ｋ）を求めてもよい（図８参照）。この場合、各波数マッピング情報は、各波数成分の位相情報として求められてもよい。

さらに、制御部７０は、第１の波数マッピング情報φ１（ｋ）と第２の波数マッピング情報φ２（ｋ）との間の差分情報Δφ（ｋ）を求めてもよい（図５参照）。なお、差分情報は、各波数成分の位相差情報として求められてもよい。差分情報Δφ（ｋ）を得る場合、第２のＦＰＮの方が位相の進みが早いので、Δφ（ｋ）＝φ２（ｋ）−φ１（ｋ）にて差分情報が得られてもよい。なお、差分情報を求めることで、各波数マッピング情報に含まれる分散成分をキャンセルできる。この場合、前述したように、第１の光路２０３と第２の光路２０５との間の分散量を等しくしておくことが好ましい。

ここで、第１のＦＰＮと第２のＦＰＮとの間の光学的距離（光路長差）をΔＺとし、仮に、差分情報Δφ（ｋ）が理想的であれば、以下の式（１）

に示されるような直線となるはずである。

ここでΔＺは次のように求められる。干渉成分はexp（ikz）と一般化でき、ｋとｚにはkz＝２πの関係がある。これから、ｚはＮをサンプリングポイント数、ｋmaxとｋminを各サンプリングポイントで検出されるｋ値の最大・最小値として、以下の式（２）

として、表すことができる。なお、ｉ＝０，１，２，・・・，Ｎ／２
ここで、ΔＺに相当する干渉信号が、ｉ（ΔＺ）に対応するサンプリングポイントで検出されるとすると、ΔＺは以下の式（３）

と表すことができる。

Δφ（ｋ）は理想的には傾きΔＺ、切片０の直線になるはずなので、２次、３次の非線形項をσとすると、ｋは以下の式（４）

と補正される。これから補正された波長λ´がλ´＝２π／ｋ´と決まる。ここでσは以下の式（５）

と展開したときの非線形項σ＝ｂ2ｋ2+ｂ3ｋ3である。なお、上記例では、非線形項が３次となっているが、これに限定されず、さらに多い非線形項であってもよい。例えば、９次程度であってもよい。あるいは、他のフィット方法（チャープされた正弦波によるフィット方法）が用いられてもよい。

なお、図９は、補正演算を行うことにより、補正されるスペクトル信号のマッピングを模式的に示した図である。また、補正されたΔφ（ｋmin）、Δφ（ｋmax）の値が、理想値であるｚ（peak）・ｋmin、ｚ（peak）・ｋmaxから所定の許容範囲内（例えば、１Ｅ-5程度）であれば収束したと判断し、この条件が満たされなければ、上述の補正されたλ´を用いて再度同様の演算を繰り返す。

上記のようにして、制御部７０は、ＦＰＮ生成光学系２００を用いて生成される少なくとも２つのＦＰＮ信号から補正情報を演算により求め、得られた補正情報をメモリ７２に記憶させてもよい。これにより、検出器１２０にて検出された各波長成分と、各サンプリングポイントとの対応関係がより正確に求められる。得られた補正情報は、ＯＣＴデータの取得に用いられてもよい。なお、ＦＰＮからφ（ｋ）を求める手法、波数マッピング情報を求める手法については、特開２０１３−１５６２２９号、特開２０１５−６８７７５号公報等を参考になされたい。

なお、上記説明においては、ＳＳ−ＯＣＴにおいて波数マッピング情報を補正する場合を示したが、これに限定されず、ＳＤ−ＯＣＴにおいて波数マッピング情報を補正する場合においても、本実施例の適用は可能である。この場合、例えば、制御部７０は、スペクトロメータの各受光素子に対する各波長（波数）分のマッピング状態を、ＦＰＮ生成光学系２００によって生成される少なくとも２つのＦＰＮ信号に基づいて補正してもよい。この場合、特開２０１０−２２０７７４号公報が参考されてもよい。

なお、本実施例に係る波数マッピング補正については、特願２０１７−０１７１５６を参照されたい。

なお、各波数成分のマッピング状態を補正するための補正情報を取得するタイミングとしては、例えば、電源投入時に実施されてもよいし、被検者が変更される毎に実施されてもよい。また、ＯＣＴ光学系における撮影条件を最適化する最適化制御の際に実施されてもよい。もちろん、これに限定されず、常時実施されてもよい。なお、マッピング状態の補正後、ノイズ除去処理によってＯＣＴ画像上のＦＰＮが除去されてもよい。

また、上記説明においては、測定光路から分岐した位置にＦＰＮ生成光学系が設けられたが、これに限定されず、ＯＣＴ光学系の光路中であれば、これに限定されない。例えば、ＯＣＴ光学系の参照光路から分岐した位置にＦＰＮ生成光学系が配置されてもよい。この場合、例えば、ＦＰＮ生成光学系からの光と参照光（又は測定光）との干渉によるＦＰＮ信号が得られてもよい。また、例えば、測定光路と参照光路とが合流した後の光路から分岐した位置にＦＰＮ生成光学系が配置されてもよい。この場合、例えば、干渉光の光路に直接向かう干渉光と、干渉光の光路から分岐された位置に設けられたＦＰＮ生成光学系からの干渉光との干渉によるＦＰＮ信号が得られ、検出器１２０によって検出されてもよい。なお、検出器１２０が第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂを備える場合、各検出器の光路に分割される前に、ＦＰＮ生成光学系が配置されることで、各検出器に同様のＦＰＮ信号が検出されてもよい。

＜被検眼への適用例＞
本装置は、被検眼のＯＣＴデータを取得するための眼科用ＯＣＴ装置であってもよい。例えば、眼科用ＯＣＴ装置としては、眼底のＯＣＴデータと、角膜及び水晶体を含む前眼部のＯＣＴデータと、を取得可能な構成であってもよく、さらに、角膜及び眼底のＯＣＴデータに基づいて眼軸長を測定可能な構成であってもよい。

例えば、眼科用ＯＣＴ装置は、自動又は手動によるモード切換信号に応じて、ＯＣＴ光学系１００の光学配置を切換可能な構成であってもよい。以下、眼底撮影モード、前眼部撮影モード、眼軸長測定モードとの間でモード切換を行う場合の一例について説明する。

＜眼底撮影モード＞
眼底撮影モードに設定された場合、制御部７０は、導光光学系１５０を制御し、眼底のＯＣＴデータを得るための光学配置に切り替えてもよい。この場合、例えば、制御部７０は、被検眼瞳孔上に測定光の旋回点が形成されると共に、測定光の集光位置が眼底上に形成されるように、導光光学系１５０の光学配置を切り換えてもよい。なお、導光光学系１５０の光学配置の切替に係る構成については、後述の＜導光光学系の光学配置の切替に係る構成＞の他、例えば、特開２０１６−２０９５７７号公報を参照されたい。

眼底撮影モードに設定された場合、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、ＯＣＴデータの取得領域を眼底に設定してもよい。この場合、例えば、制御部７０は、複数の参照光路の少なくともいずれかを経由した参照光の光路長が、眼底を経由した測定光の光路長と一致するように、測定光と参照光との間の光路長差を調整してもよい。なお、光路長差が調整される場合、ゼロディレイ位置よりも網膜が奥側に形成された状態でＯＣＴデータが取得されるように調整されてもよいし、ゼロディレイ位置よりも脈絡膜が前側に形成された状態でＯＣＴデータが取得されるように調整されてもよい。

本実施例では、例えば、眼底からの測定光の光路長と、第１の参照光路１１０ａからの参照光とが一致するように、測定光路に配置された光学部材が移動されることによって、測定光の光路長が調整されてもよい。これによって、少なくとも、第１の検出器１１０ａからの出力信号に基づいて得られる第１のＯＣＴデータには、眼底のＯＣＴデータが含まれる。

図１０は眼底撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。制御部７０は、光学部材１１２を移動させ、第１の参照光路１１０ａと同一の光路長となるように、第２の参照光路１１０ｂの光路長を調整してもよい。この結果、第１の検出器１１０ａに基づく第１のＯＣＴデータと、第２の検出器１１０ｂに基づく第２のＯＣＴデータとが、眼底の同一領域となる。この場合、制御部７０は、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとに基づく合成ＯＣＴデータ（例えば、加算平均画像、超解像画像、等）を得てもよい。これによって、短時間で、所定の撮像領域に関する良好な眼底のＯＣＴデータが得られる。

＜眼軸長測定モード＞
眼軸長測定モードに設定された場合、制御部７０は、導光光学系１５０を制御し、前述の眼底撮影モードと同一の光学配置に切り替えてもよい。この場合、例えば、制御部７０は、瞳孔上に測定光の旋回点が形成される共に、測定光の集光位置が眼底上に形成されるように、導光光学系１５０の光学配置を切り換えられてもよい。これによって、眼軸長測定の際に得られるＯＣＴデータにおいて、眼底の形態情報（例えば、黄斑付近の情報）を詳細に取得でき、結果として、被検眼の眼軸長を精度よく測定可能となる。

眼軸長測定モードに設定された場合、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方によるＯＣＴデータの取得領域を眼底に設定し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域を角膜に設定してもよい。

図１１は眼軸長撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。本実施例では、例えば、眼底からの測定光の光路長と、第１の参照光路１１０ａからの参照光とが一致するように、測定光路に配置された光学部材が移動されることによって、測定光の光路長が調整されてもよい。これによって、少なくとも、第１の検出器１１０ａからの出力信号に基づいて得られる第１のＯＣＴデータには、眼底のＯＣＴデータが含まれる。

第１のＯＣＴデータに眼底のＯＣＴデータが含まれるように、測定光路に配置された光学部材の位置が調整された状態において、例えば、制御部７０は、角膜からの測定光の光路長と、第２の参照光路１１０ｂからの参照光とが一致するように、第２の参照光路１１０ｂに配置された光学部材１１２が移動されることによって、第２の参照光路１１０ｂの参照光の光路長が調整されてもよい。これによって、第２の検出器１１０ｂからの出力信号に基づいて得られる第２のＯＣＴデータには、角膜のＯＣＴデータが含まれる。

眼底のＯＣＴデータと角膜のＯＣＴデータが取得されると、制御部７０は、眼底のＯＣＴデータに基づいて網膜位置を検出すると共に、角膜のＯＣＴデータに基づいて角膜位置を検出してもよい。制御部７０は、網膜位置の検出結果と、角膜位置の検出結果と、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの光路長差を利用して眼軸長を測定してもよい。

この場合、例えば、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの光路長差は、光学部材１１２を移動させるための駆動部の駆動位置によって求められてもよいし、光学部材１１２の位置に基づいて検出されてもよい。なお、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの光路長差が固定の場合、既知の光路長差が用いられてもよい。また、これに限定されず、ＦＰＮ生成光学系２００において、角膜に対応するＦＰＮ信号を生成するためのＦＰＮ発生用光学部材と眼底に対応するＦＰＮ信号を生成するＦＰＮ発生用光学部材を備える構成とし、既知の光学部材の位置を利用して、光路長差を取得してもよい。この場合、光路長差に対応すべく、３つ以上のＦＰＮ発生用光学部材が用いられてもよい。

＜前眼部撮影モード＞
前眼部撮影モードに設定された場合、制御部７０は、導光光学系１５０を制御し、角膜及び水晶体を含む前眼部のＯＣＴデータを得るための光学配置に切り替えてもよい。この場合、被検眼瞳孔よりも装置側に測定光の旋回点が形成されると共に、測定光の集光位置が前眼部上に形成されるように、導光光学系１５０の光学配置を切り換えてもよい。なお、導光光学系１５０の光学配置の切換に係る構成については、例えば、特開２０１６−２０９５７７号公報を参照されたい。

前眼部撮影モードに設定された場合、制御部７０は、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方によるＯＣＴデータの取得領域を水晶体に設定し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域を角膜に設定してもよい。ここで、第１の検出器１２０ａによって取得されるＯＣＴデータと、第２の検出器１２０ｂによって取得されるＯＣＴデータとは、被検眼上の取得領域の少なくとも一部が深さ方向に関して異なる。これによって、角膜領域を含むＯＣＴデータと、水晶体領域を含むＯＣＴデータが取得されてもよい。この場合、角膜領域を含むＯＣＴデータに、角膜及び水晶体前面が少なくとも含まれ、水晶体領域を含むＯＣＴデータに、水晶体後面が少なくとも含まれてもよい。つまり、前眼部領域における前側領域のＯＣＴデータと、前眼部領域における後側領域のＯＣＴデータとが、それぞれ別々に取得されてもよい。

なお、制御部７０は、例えば、水晶体領域を含むＯＣＴデータと、角膜領域を含むＯＣＴデータとを合成してもよい。この場合、前述のＦＰＮ信号を用いた合成処理が用いられてもよく、角膜及び水晶体からの測定光の光路長と、ＦＰＮ生成光学系２００を経由した測定光の光路長が一致するように、ＦＰＮ生成光学系２００の光路長が設定されてもよい。いいかえれば、角膜領域を含むＯＣＴデータと水晶体領域を含むＯＣＴデータとを取得できるように導光光学系１５０の測定光と参照光との光路長差が設定された状態において、各ＯＣＴデータにＦＰＮ信号が含まれるように、ＦＰＮ生成光学系２００が設定されてもよい。

なお、光路長差が調整される場合、ゼロディレイ位置よりも角膜前面が奥側に形成された状態で角膜領域を含むＯＣＴデータが取得されるように調整され、ゼロディレイ位置よりも水晶体後面が前側に形成された状態で水晶体領域を含むＯＣＴデータが取得されるように調整されてもよい。これにより、画像合成時のミラーイメージによる影響を回避できる。また、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの間において、深さ方向において被検眼上の取得領域の一部が重複するように、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂの光路長差が設定されてもよい。これによって、画像合成における連結をスムーズに行うことができる。

図１２は前眼部撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。本実施例では、例えば、水晶体からの測定光の光路長と、第１の参照光路１１０ａからの参照光とが一致するように、測定光路に配置された光学部材が移動されることによって、測定光の光路長が調整されてもよい。これによって、少なくとも、第１の検出器１１０ａからの出力信号に基づいて得られる第１のＯＣＴデータには、水晶体領域のＯＣＴデータが含まれる。

第１のＯＣＴデータに水晶体のＯＣＴデータが含まれるように、測定光路に配置された光学部材の位置が調整された状態において、例えば、制御部７０は、角膜からの測定光の光路長と、第２の参照光路１１０ｂからの参照光とが一致するように、第２の参照光路１１０ｂに配置された光学部材１１２が移動されることによって、第２の参照光路１１０ｂの参照光の光路長が調整されてもよい。これによって、第２の検出器１１０ｂからの出力信号に基づいて得られる第２のＯＣＴデータには、角膜のＯＣＴデータが含まれる。

水晶体のＯＣＴデータと角膜のＯＣＴデータが取得されると、例えば、制御部７０は、水晶体のＯＣＴデータと角膜のＯＣＴデータを合成し、合成ＯＣＴデータを取得してもよい。さらに、制御部７０は、合成ＯＣＴデータに基づいて角膜位置、水晶***置等を検出し、被検眼の前房深度、水晶体厚等を測定してもよい。

＜他のＯＣＴデータに含まれるＦＰＮ信号を用いたＯＣＴデータの補正＞
制御部７０は、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータの一方にてＦＰＮ信号を含むＯＣＴデータを取得し、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータの他方においてＦＰＮ信号を含まないＯＣＴデータを取得してもよい。また、制御部７０は、ＦＰＮ信号を含むＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号に基づいて波数マッピング情報を得て、ＦＰＮ信号を含まないＯＣＴデータを補正するようにしてもよい。当該構成によれば、複数の検出器を用いる場合において、各検出器に応じてＦＰＮ生成光学系を設ける必要が必ずしもなくなる。この場合、制御部７０は、ＦＰＮ信号を含まないＯＣＴデータをリアルタイムで補正するようにしてもよく、これによれば、ＯＣＴデータの補正をさらに精度よく補正できる。

この場合、例えば、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方によるＯＣＴデータの取得領域を所定の撮影部位（例えば、眼底、角膜、水晶体）に設定してもよい。また、制御部７０は、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域をＦＰＮ生成光学系２００の光学部材（例えば、光学部材２０４、光学部材２０６）に設定する。

図１３は眼底撮影モードにおいてリアルタイム補正を適用する場合の一例を示す図である。例えば、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方によるＯＣＴデータの取得領域を眼底に設定する（上記眼底撮影モード参照）。

また、制御部７０は、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域をＦＰＮ生成光学系２００の光学部材（例えば、光学部材２０４、光学部材２０６）に設定する。この場合、ＦＰＮ生成光学系２００の光路長は、眼底を経由して検出器１２０ａに達した測定光の光路長とは異なる長さに設定される。例えば、制御部７０は、複数の参照光路の少なくともいずれかを経由した参照光の光路長が、ＦＰＮ生成光学系２００を経由した測定光の光路長と一致するように、測定光と参照光との間の光路長差を調整してもよい。

本実施例では、例えば、眼底からの測定光の光路長と、第１の参照光路１１０ａからの参照光とが一致するように、測定光路に配置された光学部材が移動されることによって、測定光の光路長が調整されてもよい。これによって、少なくとも、第１の検出器１１０ａからの出力信号に基づいて得られる第１のＯＣＴデータには、眼底のＯＣＴデータが含まれる。

また、制御部７０は、第１のＯＣＴデータに眼底のＯＣＴデータが含まれるように、測定光路に配置された光学部材の位置が調整された状態において、例えば、制御部７０は、ＦＰＮ生成光学系２００の光学部材からの測定光の光路長と、第２の参照光路１１０ｂからの参照光とが一致するように、第２の参照光路１１０ｂに配置された光学部材１１２が移動されることによって、第２の参照光路１１０ｂの参照光の光路長が調整されてもよい。これによって、第２の検出器１１０ｂからの出力信号に基づいて得られる第２のＯＣＴデータには、ＦＰＮ信号を含むＯＣＴデータが含まれる。この場合、結果として、ＦＰＮ信号に加えて、角膜、水晶体等の信号が含まれてもよい。

なお、上記説明においては、眼底撮影モードでの適用例を示したが、これに限定されず、他の撮影モードにおいて、上記構成が適用されてもよい。

＜ＯＣＴ信号を用いたアライメント検出＞
例えば、制御部７０は、測定光と参照光の少なくともいずれかの光路長を調整し、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの一方によるＯＣＴデータの取得領域を、角膜と瞳孔（又は虹彩）の少なくともいずれかを含む前眼部に設定すると共に、ＯＣＴデータ上の特徴部位の位置に基づいて被検眼に対する装置本体の相対位置情報を検出してもよい。この場合、ＯＣＴ光学系１００における測定光と参照光の光路長差は、予め取得可能であり（予めメモリに記憶されてもよいし、光学部材の位置等に基づいて検出されてもよい。）ゼロディレイ位置は既知であるから、ゼロディレイ位置に対する特徴部位の位置を検出することによって、被検眼に対する装置本体の相対位置情報を検出可能である。

相対位置情報としては、例えば、被検眼に対する装置本体の作動距離が検出されてもよいし、被検眼に対する装置本体の上下左右方向に関する距離が検出されてもよいし、被検眼に対する装置本体の位置が３次元的に検出されてもよい。この場合、例えば、適正なアライメント位置からのずれ量が検出されてもよい。

例えば、制御部７０は、前眼部のＯＣＴデータを解析して被検眼の特徴部位（例えば、角膜頂点、瞳孔中心）の位置を検出し、検出された特徴部位に対して装置本体を自動的に移動させる自動アライメントを行うようにしてもよい。この場合、制御部７０は、特徴部位の位置を３次元的に検出し、検出された特徴部位に対する３次元的な自動アライメントを行うようにしてもよい。これによれば、ＯＣＴデータにて３次元的な位置を精度よく検出できるので、被検眼に対するアライメントを精度よく行うことができる。

特徴部位を検出する場合、例えば、エッジ検出等の画像処理を行った上で、特徴部位に対応する画像領域を探索し、特徴部位に対応する画像領域が検出された位置を、特徴部位の位置として検出してもよい。なお、自動アライメント制御においては、装置本体を３次元的に移動させるための駆動機構が設けられてもよい。

ＯＣＴ信号を用いたアライメント検出を行う場合、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域として、例えば、眼底が設定されてもよい。これによって、眼底に対するアライメントを精度よく行うことができる。その他、制御部７０は、前述のように検出される前眼部に対する装置本体の相対位置情報と、第１の参照光路１１０ａと第２の参照光路１１０ｂとの光路長差を利用して、被検眼眼底に対する装置本体の相対位置情報を検出してもよい。この場合、ＯＣＴデータ上での眼底の位置が検出されてもよい。また、眼底に限定されず、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂの他方によるＯＣＴデータの取得領域として、眼底とは異なる撮像部位が設定されてもよく、例えば、水晶体が設定されてもよい。

＜偏光調整＞
制御部７０は、偏光調整部（例えば、第１の偏光調整部３００、第２の偏光調整部３０２、第３の偏光調整部３０４）を制御し、ＯＣＴデータを得る際の偏光状態を調整するようにしてもよい。なお、偏光状態を調整するタイミングとしては、例えば、電源投入時に実施されてもよいし、被検者が変更される毎に実施されてもよい。また、ＯＣＴ光学系における撮影条件を最適化する最適化制御の際に実施されてもよい。

以下、前眼部撮影モードにおける偏光状態の調整を例として説明する。図１４は、前眼部撮影モードにおいて偏光調整を行う場合のＯＣＴデータの一例を示す図である。まず、制御部７０は、第２の偏光調整部３０２を制御し、第２のＯＣＴデータにおける角膜像の信号強度が最大となるように偏光状態を調整する。これによって、第２のＯＣＴデータにおける角膜像が良好な信号強度で取得される。

図１５はＦＰＮの信号強度の一例を示す図である。次に、制御部７０は、第３の偏光調整部３０４を制御し、第２のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号の信号強度が最大となるように偏光状態を調整する。これによって、第２のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号が良好な信号強度で取得される。この結果、第２のＯＣＴデータにおける角膜像とＦＰＮ信号とが良好な信号強度で取得される。

次に、制御部７０は、第１の偏光調整部３００を制御し、第２のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号と第１のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号との間の信号強度比が、所定の信号強度比（例えば、互いの信号強度比が等しい状態）となるように偏光状態を調整する。これによって、第１のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号が良好な信号強度で取得されると共に、第１のＯＣＴデータにおける水晶体像が良好な信号強度で取得される。

上記のような制御によれば、第１のＯＣＴデータと第２のＯＣＴデータとの間での信号強度のバランスを調整できる。さらに、水晶体を含むＯＣＴデータに関する偏光状態の調整において、第２のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号と第１のＯＣＴデータにおけるＦＰＮ信号との間の信号強度比を用いることで、水晶体像を用いて偏光状態を調整するよりも、精度よく偏光状態が調整される。つまり、この場合の水晶体像は、水晶体後面の情報のみに限定される可能性があり、画像としての情報量が比較的少ないため、信号評価値としての精度が低くなる可能性がある。その結果、良好な偏光状態に調整できない場合がある。これに対し、ＦＰＮ信号が用いられることで、安定的な信号強度を確保できるので、信号評価値としての精度を確保でき、偏光状態を良好に調整できる。

また、上記説明において、ＦＰＮ生成光学系の偏光状態が調整されることで、ＦＰＮ信号を精度よく検出できるので、ＦＰＮ信号を用いた各種処理を適正に行うことができる。

なお、上記説明においては、ＦＰＮ信号を用いて水晶体を含むＯＣＴデータに関する偏光状態を調整したが、これに限定されず、ＯＣＴデータにおける水晶体像の信号強度を用いて偏光状態を調整してもよい。

なお、上記説明においては、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂを用いる場合に、第１の検出器１２０ａによって得られるＯＣＴデータと、第２の検出器１２０ｂによって得られるＯＣＴデータのそれぞれに関して、偏光状態を調整することで、各ＯＣＴデータを良好な信号強度にて取得できる。もちろん、これに限定されず、一方のＯＣＴデータに関してのみ、偏光状態が調整されてもよい。

また、第１の検出器１２０ａと第２の検出器１２０ｂのいずれか一方を用いる場合には、例えば、使用される検出器によって得られるＯＣＴデータに関して、偏光状態が調整されてもよい。

＜導光光学系に関する実施例＞
ここで、導光光学系１５０に関する実施例を、図１６を参照して説明する。

図１６に示す導光光学系１５０は、撮影する深さ位置に応じて、光学配置が切り替えられる。詳細には、眼底撮影モードと、前眼部撮影モードと、のモード切替に応じて光学配置を切り替えるための切換機構として、第１切替部４１０と第２切替部４２０とが、設けられている。

一例として、図１６に示した第１切替部４１０は、ミラー４１１，４１２を含み、ミラー４１１，４１２を移動させることで、対物光学系１５８と光スキャナ１５６との間の光路長を変更する（図１６Ａ⇔図１６Ｂ）。対物光学系１５８と光スキャナ１５６との間の光路長が変更された結果として、対物光学系１５８における焦点と、光スキャナ１５６との相対位置が切り替えられる。

図１６に示した第１切替部４１０におけるミラー４１１，４１２は、ステージ４４０上に配置されており、駆動部４３０がステージ４４０を駆動することによって移動され、対物光学系１５８と光スキャナ１５６との間の光路長を変更する。なお、駆動部４３０は、制御部７０によって駆動される。光路長の変更に伴って、相対位置は、第１位置（光スキャナ１５６が対物光学系１５６の焦点と略一致して配置される位置、図１６Ａ参照）と、第２位置（対物光学系１５８に関して光スキャナ１５６と前眼部とが共役関係になる位置、図１６Ｂ参照）との２つの間で切替る。

相対位置が第１位置の場合、光スキャナ１５６を経て、対物光学系１５８を通過した測定光は、物体側にテレセントリックな光またはテレセントリックに近い光として、被検眼Ｅへ照射される。結果、前眼部Ｅａの広範囲において、ＯＣＴデータを取得可能になる。

本実施例では、第１位置は、光スキャナ１５６が対物光学系１５８の焦点（光源側の焦点）の位置に対して、若干離れて配置されている。その結果、測定光は、主光線が光軸に近づく方向に傾斜して対物光学系１５６から被検眼Ｅへ出射される。

このとき、本実施例では、測定光の主光線が光軸となす角度の範囲は、次の第１角度と第２角度との間となっている。適正作動距離に置かれた角膜相当半径（例えば、７．８ｍｍ）を持つ球体の法線のうち１つと一致する主光線である第１主光線と光軸と，がなす角度が、第１角度である。また、適正作動距離に置かれた強膜相当半径（例えば、１４ｍｍ）を持つ球体の法線のうち１つと一致する主光線である第２主光線と光軸と，がなす角度が、第２角度である。

その結果、本実施例では、角膜、強膜、または、その両方、で反射・散乱された測定光のうち、より正反射に近い成分を（つまりは、より多くの光量を）、戻り光として回収し、検出器１２０ａ，１２０ｂに受光させることができる。結果、角膜、強膜、または、その両方において、強度が良好な前眼部のＯＣＴデータを、前眼部Ｅａの広範囲にわたって得ることができる。

また、対物光学系１５８における焦点と光スキャナ１５６との相対位置が第２位置の場合、測定光は、前眼部の一点を通過し、瞳を通過して、眼底へ照射される。その結果、眼底のＯＣＴデータが良好に取得される。

このように、対物光学系１５８における焦点位置と光スキャナ１５６との相対位置が、第１切替部４１０によって切り替えられることで、前眼部と眼底のそれぞれにおいて、ＯＣＴデータを取得できる。

ここで、本実施例において、対物光学系１５６は、集光面が眼底側に凸となって湾曲させる正の湾曲を有する。対物光学系１５８における焦点と光スキャナ１５６との相対位置を切換えることで、眼底撮影モードと、前眼部撮影モードと、に応じた光学系に切り替える、本実施形態の方式では、前眼部ＯＣＴと眼底ＯＣＴの両方を、広範囲に得ることが容易となる。

例えば、集光面の曲率半径（Ｒ）は、対物光学系１５８における焦点と光スキャナ１５６との相対位置が第１位置の場合において、Ｒ≦２８．５ｍｍとなる範囲で、異なる深さにある水晶体と隅角とのそれぞれに対して良好に集光位置が設定されるように、適宜選択してもよい。これにより、画質または解像度が良好な前眼部のＯＣＴデータを、深さ方向および横断方向の各方向に関して広範囲に得ることができる。

また、集光面の曲率半径（Ｒ）は、対物光学系１５８における焦点と光スキャナ１５６との相対位置が第１位置の場合において、眼底の湾曲に沿うように適宜選択されてもよい。この場合、良好な眼底ＯＣＴデータを、広範囲に得ることができる。
前眼部撮影時と眼底撮影時で集光面の曲率半径が変らない場合は、前述のようにＲ≦２１とすると、前眼部に加え眼底も好適な構成とすることができ、更によい。

なお、本実施例では、相対位置を第１位置と第２位置と切り替える際に、集光位置調整光学系を、連動して駆動される。本実施例において、集光位置調整光学系は、光スキャナ１５６と、ＯＣＴ光学系のカップラーとの間に設けられた、屈折力可変レンズ（例えば、液晶レンズ）１５５である。相対位置が第１位置である場合、制御部７０は、前眼部に集光面が形成されるように、屈折力可変レンズ１５５の屈折力を調整する。この場合の屈折力は、例えば、予め定められていてもよい。また、相対位置が第２位置である場合、制御部７０は、眼底に集光面が形成されるように、屈折力可変レンズ１５５の屈折力を調整する。被検眼Ｅ毎の視度を考慮して、第２位置における屈折力は、被検眼Ｅごとに個別に設定されてもよい。

対物光学系１５８における焦点と光スキャナ１５６との相対位置が第１切替部４１０によって切り替えられる場合、測定光路と参照光路との光路長差が変化される。これに対し、図１６では、この光路長差の変動の少なくとも一部が、第２切替部４２０によって相殺される。

図１６において、第２切替部４２０は、ミラー４２１〜４２４を有している。第２切替部４２０は、ミラー４２１〜４２４が測定光路上から退避される退避状態と、測定光路上に配置される挿入状態と、に切替えられる。ミラー４２１〜４２４のうち、ミラー４２１，４２２は、ステージ４４０上に配置されており、駆動部４３０がステージ４４０を駆動することによって、測定光路に対して挿脱される。ミラー４２１，４２２が測定光路に対して挿入されることにより、ミラー４２１〜４２４は迂回光路を形成し、挿入前に対して、カップラー１５３と光スキャナ１５６との間における光路長を増大させる。このようにして、第２切替部４２０によって、光スキャナ１５６とカップラー１５３との間における測定光路の光路長が変更される。

ここでは、第１切替部４１０のミラー４１１，４１４、および、第２切替部４２０のミラー４２１，４２２が、１つのステージ４４０の上に配置されており、各ミラー４１１，４１４，４２１，４２２が一体的に変位することによって、第１切替部４１０と第２切替部４２０とが、連動される。即ち、第１切替部４１０によって光スキャナ１５６と被検眼Ｅとの間の光路が短縮される場合に、第２切替部４２０において、ミラー４２１〜４２４による迂回光路が形成され、その結果、光スキャナ１５６からカップラー１５３までの光路は延長される（図１６Ｂ→図１６Ａ）。このとき、測定光路と参照光路の光路長差は、ステージ４４０の駆動の前後で増大される。その結果として、駆動後において参照光学系の調整を省略、或いは、簡略化できる。反対に、第１切替部４１０によって光スキャナ１５６と被検眼Ｅとの間の光路が短縮される場合には、第２切替部４２０において、ミラー４２１，４２２が測定光路から退避されることに伴って、測定光の迂回は解消され、その結果、光スキャナ１５６からカップラー１５３までの光路は短縮される（図１６Ａ→図１６Ｂ）。このとき、測定光路と参照光路の光路調査は、ステージ４４０の駆動の前後で減少される。その結果として、駆動後において参照光学系の調整を省略、或いは、簡略化できる。また、第２切換部４２０は、折り返された２つの光路において、光路長が調整されるので、駆動量が少なく済み、装置のコンパクト化に貢献できる。

このようにして、第１切替部４１０による旋回点の位置変更に伴う測定光路における光路長変化（換言すれば、測定光路と参照光路との光路長差の変化）が、第２切替部４２０によって軽減される。

なお、図１６において、第１切替部４１０におけるミラー４１１，４１２および第２切替部４２０におけるミラー４２１〜４２４は、例えば、プリズム等に置き換えられてもよい。

＜ノイズ除去処理＞
以上のようにして取得された前眼部のＯＣＴデータに対し、ノイズ除去処理が施されてもよい。例えば、本実施例では、前眼部ＯＣＴデータのうち、水晶体領域を除く領域に対して、ＤＣサブトラクションによるノイズ除去処理が実行される。

水晶体が位置する深さ領域（虹彩よりも深い領域）においては、測定光が水晶体に照射され取得されたスペクトルデータと、それ以外（つまり、虹彩、隅角に照射された）スペクトルデータとが区別され、それ以外のスペクトルデータのみによって直流成分を特定し、ＤＣサブトラクションによるノイズ除去が行われる。虹彩およびそれよりも浅い領域については、走査位置毎のすべてのスペクトルデータを用いてＤＣサブトラクションによるノイズ除去が行われてもよい。これにより、Ｓ／Ｎ比が良好に改善された前眼部ＯＣＴデータを得ることができる。

＜変形例＞
上記実施形態のＯＣＴ装置は、ＰＳ−ＯＣＴの構成を備えていてもよい。ＰＳ−ＯＣＴとは、偏光感受ＯＣＴ（ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ＯＣＴ）であり、被検物の内部の複屈折性（リタデーション）、偏光軸（アクシスオリエンテーション）、複減衰（ダイアッテネーション）等の少なくともいずれかを取得することができる。

本実施例に係るＯＣＴ装置の一例を示す図である。 本実施例に係るＦＰＮ生成光学系の一例を示す図である。 ＦＰＮ信号を用いて複数のＯＣＴデータを合成する場合のデータの一例を示す図であり、合成前を示す図である。 ＦＰＮ信号を用いて複数のＯＣＴデータを合成する場合のデータの一例を示す図であり、合成後のイメージ図である。 ＦＰＮ信号を用いて複数のＯＣＴデータを合成する場合のデータの変容例を示す図である。 ＦＰＮ信号を用いて複数のＯＣＴデータを合成する場合のデータの変容例を示す図である。 波数マッピング補正に用いるＯＣＴデータの一例を示す図である。 ＦＰＮを処理して得られる波数マッピング情報の一例を示す図である。 第１の波数マッピング情報φ１（ｋ）と第２の波数マッピング情報φ２（ｋ）との間の差分情報Δφ（ｋ）を求める場合、マッピング状態を補正するための一例を示す図である。 眼底撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。 眼軸長撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。 前眼部撮影モードにおいて取得されるＯＣＴデータの一例を示す図である。 眼底撮影モードにおいてリアルタイム補正を適用する場合の一例を示す図である。 前眼部撮影モードにおいて偏光調整を行う場合のＯＣＴデータの一例を示す図である。 ＦＰＮの信号強度の一例を示す図である。 導光光学系における、光学配置の切替動作を説明するための図である。 実施形態に係るＯＣＴ装置の概略構成を示した図である。 ノイズ除去処理の一例を説明するための図であり、（ａ）は、ノイズが除去される前における前眼部ＯＣＴ画像、（ｂ）は、ノイズ成分を抽出する領域を示した図、（ｃ）は、ノイズ除去後の前眼部ＯＣＴ画像、をそれぞれ示している。

７０ 演算制御器
１００ ＯＣＴ光学系
１１０ 参照光学系
１２０ 検出器

Claims (12)

1. ＯＣＴ光源からの光を測定光路と参照光路に分割するための光分割器、および、前記測定光路を介して被検眼に導かれた測定光と前記参照光路からの参照光とのスペクトル干渉信号を検出する検出器、を有するＯＣＴ光学系と、前記ＯＣＴ光学系から出力されるスペクトル干渉信号を処理して被検眼のＯＣＴデータを取得する画像処理器と、を有するＯＣＴ装置であって、
   前記光分割器からの前記測定光を偏向し、被検眼の組織上で走査する光スキャナと、
   前記集光面が眼底側に凸となって湾曲させる対物光学系を持ち、前記光スキャナからの測定光の集光面を前記被検眼の前眼部に形成する導光光学系と、
   を備えるＯＣＴ装置。
2. 前記対物光学系は、曲率半径（Ｒ）が、Ｒ≦２８．５となる範囲において、正の湾曲を持つ、請求項１記載のＯＣＴ装置。
3. 前記対物光学系は、１つ以上のレンズを含む請求項１または２記載のＯＣＴ装置。
4. 前記光スキャナは、前記対物光学系の焦点距離よりも、前記対物光学系から離間して配置されることにより、前記対物光学系から前記被検眼へ向けて出射する測定光の主光線が、前記導光光学系の光軸に近づく方向に傾斜している請求項１から３記載のＯＣＴ装置。
5. 前記主光線が前記光軸となす角度は、適正作動距離に置かれた角膜相当半径を持つ球体の法線に一致する前記主光線と，前記光軸と，がなす第１角度以下の範囲である請求項４又は５記載のＯＣＴ装置。
6. 前記主光線が前記光軸となす角度は、適正作動距離に置かれた強膜相当半径を持つ球体の法線に一致する前記主光線と，前記光軸と，がなす第２角度以上の範囲である、請求項４又は５に記載のＯＣＴ装置。
7. 前記対物光学系に関して前記走査部が前記瞳共役な位置に配置されるように、前記対物光学系と前記走査部との位置関係を変更する、対物光学系に対してレンズを挿脱する、または、その両方を行う切換手段を有する請求項１〜６のいずれかに記載のＯＣＴ装置。
8. 前記切換手段は、更に、前記対物光学系に関して前記走査部が前記瞳共役な位置に配置させた場合において、前記集光面の湾曲が眼底側に凸となるように維持させる、請求項７記載のＯＣＴ装置。
9. 前記画像処理器によって取得される前記ＯＣＴデータにおける直流成分によるノイズを除去するノイズ除去部を、更に有し、
   前記画像処理部は、各走査位置での複数のスペクトルデータを、前記測定光の走査に基づいて取得し、
   前記ノイズ除去部は、前記複数のスペクトルデータを、水晶体に照射された前記測定光に基づく第１スペクトルデータと、水晶体の周辺組織へ照射された前記測定光に基づく第２スペクトルデータとに分別し、前記複数のスペクトルデータにおいて前記虹彩よりも深い領域については、前記第１スペクトルデータと前記第２スペクトルデータとのうち、前記第２スペクトルデータにおける直流成分を第１スペクトルデータにおける前記虹彩よりも深い領域での直流成分とみなしてノイズ除去処理を行う、請求項１〜６のいずれかに記載のＯＣＴ装置。
10. 前記ノイズ除去部は、前記ノイズ除去処理として、複数の前記第２スペクトルデータの前記虹彩よりも深い領域における平均スペクトルを、前記虹彩よりも深い領域の直流成分として少なくとも第１スペクトルデータから除去する請求項９記載のＯＣＴ装置。
11. 前記画像処理部は、
    前記ノイズ除去部は、前記ノイズ除去処理として、複数の前記第１スペクトルデータの前記虹彩よりも深い領域における深さ毎の信号強度の平均値および分散値を用いて複数のスペクトルデータに基づく各点がノイズであるか否かを推定する、推定処理を含む、請求項９記載のＯＣＴ装置。
12. 眼科用画像処理プログラムであって、
    コンピュータのプロセッサで実行されることにより、
    被検眼上で測定光を走査したＯＣＴ光学系から出力される信号に基づくスペクトルデータであって、各走査位置での複数のスペクトルデータを、前記測定光の走査に基づいて取得する取得ステップと、
    ＯＣＴデータにおける直流成分を除去するノイズ除去ステップと、を前記コンピュータに実行させ、
    前記ノイズ除去ステップは、前記複数のスペクトルデータを、水晶体に照射された前記測定光に基づく第１スペクトルデータと、水晶体の周辺組織へ照射された前記測定光に基づく第２スペクトルデータとに分別し、前記複数のスペクトルデータにおいて前記虹彩よりも深い領域については、前記第１スペクトルデータと前記第２スペクトルデータとのうち、前記第２スペクトルデータにおける直流成分を第１スペクトルデータにおける前記虹彩よりも深い領域での直流成分とみなしてノイズ除去処理を行う、眼科用画像処理プログラム。

Images