WO2019044457A1 - 画像取得装置およびその制御方法 - Google Patents

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WO2019044457A1
WO2019044457A1 PCT/JP2018/030043 JP2018030043W WO2019044457A1 WO 2019044457 A1 WO2019044457 A1 WO 2019044457A1 JP 2018030043 W JP2018030043 W JP 2018030043W WO 2019044457 A1 WO2019044457 A1 WO 2019044457A1
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optical path
path length
adjustment
focus
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悠二 片芝
松本　和浩
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キヤノン株式会社
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    • A61B3/152—Arrangements specially adapted for eye photography with means for aligning, spacing or blocking spurious reflection ; with means for relaxing for aligning

Definitions

  • the present invention relates to an image acquisition apparatus and a control method therefor, and more particularly to an image acquisition apparatus used for acquiring a tomographic image of a fundus of an eye to be examined and a control method therefor.
  • OCT Optical Coherence Tomography
  • OCT apparatus an apparatus for capturing a tomographic image by such OCT will be referred to as an OCT apparatus.
  • an adaptive optics OCT system has been developed that has an adaptive optics system that measures the aberration of the subject's eye in real time using a wavefront sensor and corrects the aberration generated in the subject's eye with a wavefront correction device. It is possible to acquire lateral resolution tomographic images.
  • the reduction in aberration measurement accuracy due to the unnecessary reflected light from the lens surface or the like entering the wavefront sensor becomes a problem.
  • a reflection optical system mainly composed of a mirror is used.
  • focus adjustment on the fundus of an eye to be examined is performed by moving a focusing optical system configured by a mirror disposed in a measurement light path.
  • the optical path length of the measurement light also changes with the focus adjustment. Since the display position in the depth direction of the tomographic image depends on the optical path length difference between the measurement light and the reference light, when the optical path length of the measurement light changes, the display position of the tomographic image also changes. Adjustment of the display position of the tomographic image can be performed by adjusting the optical path length of the reference light by moving the reference mirror. However, if the optical path length of the measurement light changes with focus adjustment, only the focus can not be adjusted independently, and the adjustment procedure becomes complicated.
  • the movable range of the reference mirror needs to correspond to the change in the optical path length of the measurement light due to the focus adjustment. There is a need.
  • the search range at the time of reference mirror adjustment becomes wider, so that it takes time for adjustment.
  • a wavefront correction device such as a deformable mirror
  • only focusing can be adjusted independently without changing the optical path length of the measurement light.
  • the stroke of the deformable mirror is limited, the adjustable focus range and the amount of aberration that can be corrected are limited.
  • An image acquisition apparatus comprises a light source for emitting light, a dividing means for dividing light from the light source into reference light and measurement light, return light from an object to be inspected irradiated with the measurement light, and the reference Image forming means for forming a tomographic image of the inspection object based on combined light obtained by combining the light, focus adjusting means for adjusting the focus of the measurement light, and optical path for adjusting the optical path length of the reference light Length adjusting means, and control means for adjusting the optical path length of the reference light by controlling the optical path length adjusting means according to a change in the optical path length of the measurement light accompanying the focus adjustment by the focus adjusting means And the like.
  • a mode for carrying out the present invention will be described. What can be photographed by the device of this embodiment is, for example, a tomographic image of the retina of a human eye.
  • the following embodiments do not limit the present invention related to the claims, and all combinations of the features described in the embodiments are limited to those essential to the solution means of the present invention. Absent.
  • a tomographic image acquisition system 500 as an aspect of the optical coherence tomographic image acquisition system according to the present embodiment will be described using FIG. 1.
  • the entire optical system is mainly configured by a reflective optical system using mirrors that are a plurality of reflective members.
  • the light source 601 in the present embodiment is a light source for emitting light (low coherence light) for irradiating an eye to be examined which is an inspection object.
  • SLD Super Luminescent Diode
  • the central wavelength is 830 nm, and the band is 50 nm.
  • SLD is selected here as the type of light source, it is sufficient if low coherence light can be emitted, and ASE (Amplified Spontaneous Emission) or the like can also be used.
  • ASE Ampliclified Spontaneous Emission
  • near infrared light is suitable.
  • the wavelength is preferably as short as possible in order to affect the lateral resolution of the obtained tomographic image.
  • wavelengths may be selected depending on the measurement site to be observed.
  • the wider the wavelength band the better the resolution in the depth direction.
  • the central wavelength is 830 nm
  • the light emitted from the light source 601 is guided through the single mode fiber 630-1 to the optical coupler 631 which is the dividing means in this embodiment, and is divided at an intensity ratio of 90:10 to become the reference light 605 and the measurement light 606 respectively.
  • the division ratio is not limited to this, and an appropriate one is selected according to the inspection object.
  • the reference beam 605 split by the optical coupler 631 is guided to the lens 635-1 through the single mode fiber 630-2 and adjusted to be a parallel beam with a beam diameter of 2 mm.
  • the reference beam 605 is guided by the mirrors 614-2 to 3 to the mirror 614-15 which is a reference mirror.
  • a plane mirror is used as a reference mirror.
  • the light reflected by the mirror 614-15 is again reflected sequentially by the mirror 614-3 and the mirror 614-2 and guided to the optical coupler 631.
  • the dispersion compensating glass 615 through which the reference beam 605 passes compensates for the dispersion when the measuring beam 606 reciprocates the eye to be inspected 607 and the lens 635-4 which are the inspection object, with respect to the reference beam 605.
  • the mirror 614-15 is mounted on the motorized stage 617-1 and constitutes an optical path length adjusting means in the present embodiment.
  • the motorized stage 617-1 can move in the direction shown by the arrow, and can adjust and control the optical path length of the reference beam 605.
  • the movable range of the motorized stage 617-1 is 350 mm.
  • the motorized stage 617-1 is controlled by a personal computer 625 which is control means in the present embodiment.
  • the measuring beam 606 split by the optical coupler 631 is guided to a lens 635-4 through a single mode fiber 630-4 and adjusted to be a parallel beam with a beam diameter of 4 mm.
  • the measuring beam 606 passes through the beam splitter 661-1, is reflected by the mirrors 614-5 to 6, and enters the deformable mirror 659.
  • the deformable mirror 659 is a mirror device that corrects the aberration of the measurement light 606 and the return light 608 by freely deforming the mirror shape based on the aberration detected by the wavefront sensor 655.
  • the deformable mirror is used as the wavefront correction device, as long as the aberration can be corrected, a spatial light phase modulator using liquid crystal or the like can also be used.
  • the measurement light 606 is reflected by the mirrors 614-7 to 8 and enters the mirror of the XY scanner 619.
  • the XY scanner 619 is described as one mirror for the sake of simplicity, but actually, two mirrors of the X scanning mirror and the Y scanning mirror are disposed close to each other, and the optical axis on the retina 627 Raster scan in the direction perpendicular to. Further, the center of the measurement light 606 is adjusted to coincide with the rotation center of the mirror of the XY scanner 619.
  • the configuration of the XY scanner 619 is not limited to this, and an optical system is disposed between two mirrors of the XY scanner 619, and relays of positions conjugated with the pupil 626 are performed to arrange mirrors at each conjugated position. It may be
  • the mirrors 614-9 to 1414 are optical systems for scanning the retina 627 of the fundus of the eye to be examined, and have a role of scanning the retina 627 with the measurement light 606 as a fulcrum around the pupil 626.
  • the mirrors 614-11 to 12 are mounted on the motorized stage 617-2 as a set of reflecting members, and constitute the focus adjusting means in the present embodiment.
  • the motorized stage 617-2 can move in the direction illustrated by the arrow, and can adjust the focus of the measurement light 606. This makes it possible to cope with the diopter of the subject eye 607.
  • the movable range of the motorized stage 617-2 is 160 mm.
  • the motorized stage 617-2 can be controlled by the personal computer 625 which is control means in this embodiment.
  • the single mode fiber 630-4 to the mirror 614-14 constitute the measurement optical system in this embodiment.
  • the measurement light 606 enters the eye to be examined 607, it is reflected or scattered from the retina 627 to become return light 608 and is guided to the optical coupler 631 again.
  • the reference light 605 and the return light 608 are combined by the optical coupler 631 and further divided into 90:10.
  • the combined light 642 is multiplexed by the transmission type grating 641 through the single mode fiber 630-3 and the lens 635-2, separated by wavelength by the lens 635-3, and the intensity of the light by the line camera 639. Are converted into voltage at each position (wavelength).
  • interference fringes in the spectral region on the wavelength axis are observed on the line camera 639.
  • the obtained voltage signal group is converted into a digital value, and data processing is performed by the personal computer 625 which is an image forming unit in the present embodiment, and a tomographic image is formed.
  • the acquisition range in the depth direction of the tomographic image depends on the relationship (wavelength resolution) between the interference fringes and the number of pixels of the line camera 639 that receives the interference fringes.
  • the number of pixels of the line camera 639 is 1000
  • the acquisition range of the tomographic image is 2 mm.
  • the formed tomographic image is displayed on a monitor (not shown) of the personal computer 625 which is the display means in the present embodiment by the personal computer 625 which is the display control means in the present embodiment.
  • part of the return light 608 split by the beam splitter 661-1 is incident on the wavefront sensor 655, and the aberration of the return light 608 is measured.
  • the wavefront sensor 655 uses a Shack-Hartmann wavefront sensor.
  • the wavefront sensor 655 is electrically connected to the personal computer 625.
  • the obtained aberration is expressed by the personal computer 625 using a Zernike polynomial. This shows the aberration of the subject eye 607.
  • the position of the mirrors 614-11 to 12 is controlled using the motorized stage 617-2 to correct the diopter of the subject's eye.
  • the surface shape of the deformable mirror 659 is controlled and corrected to enable acquisition of tomographic images with higher horizontal resolution.
  • the mirrors 614-5 to 1414 are arranged so that the pupil 626, the XY scanner 619, the wavefront sensor 655, and the deformable mirror 659 are optically conjugate, and the wavefront sensor 655 measures the aberration of the eye 607 to be examined. It is possible to do.
  • the anterior eye observation optical system includes a dichroic mirror 658-1, an anterior eye observation camera 656, and an anterior eye illumination light source (not shown).
  • the dichroic mirror 658-1 reflects the infrared light of the anterior eye illumination light source and transmits the measurement light 606 and the return light 608.
  • the optical axis of the anterior eye observation camera 656 is adjusted to coincide with the optical axis of the measurement optical system, and alignment of the XY position can be performed by observing the anterior segment of the subject eye 607 on the monitor .
  • the focus of the anterior eye observation camera 656 is adjusted so as to focus on the iris of the eye 607 when it matches the working distance of the measurement optical system. Therefore, the Z position can be aligned by observing the iris on the monitor.
  • an LED with a wavelength of 970 nm is used as the anterior eye illumination light source.
  • a CCD camera is used as the anterior eye observation camera 656.
  • the fixation lamp optical system includes a dichroic mirror 658-2 and a fixation lamp panel 657.
  • the dichroic mirror 658-2 reflects the visible light of the fixation lamp panel 657 and transmits the measurement light 606 and the return light 608.
  • the pattern displayed on the fixation lamp panel 657 is projected onto the retina of the subject eye 607 via the dichroic mirror 658-2.
  • An organic EL panel is used for the fixation lamp panel 657.
  • the user presses an anterior illumination light source button (not shown) displayed on the monitor of the personal computer 625 in a state where the subject's eye to be examined is disposed at a predetermined position of the fundus image acquisition system 500 , Lights the anterior eye illumination light source (step S101).
  • the anterior eye illumination light source is turned on, the anterior eye portion of the subject eye 607 photographed by the anterior eye observation camera 656 is displayed on the monitor.
  • the anterior eye illumination light source When the anterior eye illumination light source is turned on, the user performs the anterior eye XYZ alignment while observing the anterior eye portion displayed on the monitor (step S102). As described above, since the XYZ observation position is adjusted, the anterior eye observation camera 656 adjusts the XYZ position of the apparatus so that the XY position of the anterior segment displayed on the monitor and the focus (Z) match.
  • the user presses the anterior eye illumination light source button again to turn off the anterior eye illumination light source (step S103), and the user presses the light source button (not shown) displayed on the monitor. Lights up (step S104).
  • the user instructs rough focus adjustment while viewing the Hartmann image of the wavefront sensor 655 displayed on the monitor (step S105).
  • the motorized stage 617-2 moves, and the focus of the measurement light 606 is adjusted.
  • a focus instruction focus adjustment is performed so that the vignetting by the measurement optical system of the light flux of the return light 608 entering the wavefront sensor 655 becomes as small as possible.
  • the personal computer 625 moves the motorized stage 617-1 to adjust the light path length of the reference light 605 in accordance with the adjustment amount (variation amount) of the light path length of the measurement light 606 by the movement of the motorized stage 617-2.
  • the relationship between the adjustment amount of the optical path length of the measurement light 606 and the movement amount of the motorized stage 617-2 for adjusting the optical path length of the reference light 605 will be described.
  • the reference beam 605 reflected by the mirror 614-3 is reflected by the mirror 614-15 and returns to the mirror 614-3 again.
  • the optical path length of the reference light 605 is changed by 2 ⁇ .
  • the measurement light 606 is reflected by the mirror 614-10 and then reflected by the mirrors 614-11 to 12 and travels to the mirror 614-13.
  • the return light 608 is reflected by the mirror 614-13 and then reflected by the mirrors 614-11-12 and returns to the mirror 614-10 again.
  • the optical path length of the measurement light 606 changes by 4 ⁇ ′.
  • the focus adjustment can be performed without changing the display position in the depth direction of the tomographic image.
  • the movable range of the motorized stage 617-1 is 350 mm, and the movable range of the motorized stage 617-2 is 160 mm.
  • the movable range of the motorized stage 617-1 is longer than twice that of the motorized stage 617-2 in addition to the adjustment amount of the optical path length of the measurement light 606 by focus adjustment, and the individual difference of the axial length of the subject eye
  • a movable range of 30 mm ( ⁇ 15 mm) corresponds.
  • step S110 When the motorized stage 617-1 of the optical path length adjusting means is moved in conjunction with the focus adjustment, the light path length adjustment described later (step S110) with respect to 350 mm which is the entire movable range of the motorized stage 617-1. It is sufficient to adjust only the movement range of 30 mm. Therefore, the adjustment range can be narrowly limited, and the time required for the adjustment can be shortened, so that the adjustment can be performed more easily.
  • the user performs XY fine alignment while looking at the position of the Hartmann image (step S106).
  • the wavefront sensor 655 is adjusted so that the center position of the sensor matches the optical axis of the measurement optical system. Therefore, the position of the subject's eye is adjusted according to the user's instruction so that the Hartmann image is in the center of the sensor.
  • wavefront correction by the deformable mirror 659 is started in response to the user pressing a wavefront correction button (not shown) displayed on the monitor (step S107).
  • the personal computer 625 deforms the shape of the deformable mirror 659 based on the aberration measured by the wavefront sensor 655 to correct the aberration of the eye to be examined.
  • step S107 the user again performs rough focus adjustment of the measurement light 606 while viewing the tomographic image (step S107).
  • the focus of the measurement light 606 is adjusted in response to the user moving the focus adjustment bar displayed on the monitor.
  • the personal computer 625 moves the motorized stage 617-1 to adjust the light path length of the reference light 605 in accordance with the adjustment amount of the light path length of the measurement light 606 by the movement of the motorized stage 617-2.
  • the tomographic image is observed in the tomographic image display area (not shown) on the monitor (step S109), but even if focus adjustment is performed, there may be cases where the tomographic image can not be observed. .
  • This is the case where the optical path length difference between the measurement light 606 and the reference light 605 is large, and the tomographic image is out of the tomographic image display area.
  • the optical path length is instructed by moving the optical path length adjustment bar (not shown) displayed on the monitor, and the optical path length of the reference beam 605 is appropriately changed (step S110).
  • the process returns to rough focus adjustment (step S107) to perform adjustment.
  • the tomographic image is displayed in the tomographic image display area is known to determine whether the luminance value of the vertical line corresponding to the A scan line in the area includes a luminance value equal to or greater than a predetermined value.
  • the method of should be used.
  • step S110 the change of the optical path length of the reference beam 605 (the optical path length instruction) performed in step S110 is performed within the movable range of 30 mm ( ⁇ 15 mm) of the motorized stage 617-1.
  • the optical path length change (step S110) and the rough focus adjustment (step S107) are repeated until the tomographic image is observed in the tomographic image display area.
  • the optical path length adjustment of the reference light is performed (step S111).
  • the optical path length of the reference beam 605 is adjusted in response to the user moving the optical path length adjustment bar again so that the display position of the tomographic image matches the desired position in the tomographic image display area.
  • the personal computer 625 does not perform control to move the motorized stage 617-2 in accordance with the adjustment amount of the optical path length of the reference light 605 by the movement of the motorized stage 617-1.
  • the display position in the depth direction of the tomographic image can be adjusted while maintaining the focus state adjusted in step S108.
  • fine focus adjustment of the measurement light 606 is performed according to the user moving the focus adjustment bar displayed on the monitor (step S112).
  • fine focus adjustment is performed so that the measurement light 606 is particularly focused on the layer to be photographed.
  • the personal computer 625 moves the motorized stage 617-1 to adjust the light path length of the reference light 605 in accordance with the adjustment amount of the light path length of the measurement light 606 by the movement of the motorized stage 617-2. Do. Accordingly, it is possible to adjust only the focus position while maintaining the display position in the depth direction of the tomographic image adjusted in step S111.
  • a tomographic image is acquired in response to the user pressing an imaging button (not shown) displayed on the monitor (step S113).
  • the combined light of the measurement light 606 and the reference light 605 is received by the line camera 639 and converted into a voltage signal. Further, the obtained voltage signal group is converted into a digital value, and data is stored and processed by the personal computer 625.
  • the optical path length of the reference light 605 by adjusting the optical path length of the reference light 605 according to the adjustment amount of the optical path length generated at the time of focus adjustment of the measurement light 606, the time required for focus adjustment and display position adjustment of the tomographic image is shortened. You can easily make adjustments.
  • a fundus oculi image acquisition system 501 as one aspect of the optical coherence tomographic image acquisition system according to the present embodiment will be described with reference to FIG.
  • the basic configuration of the image acquisition system 501 is the same as that of the fundus image acquisition system 500 according to the first embodiment. However, it differs from the fundus oculi image acquisition system 500 in that a scanning laser ophthalmoscope (SLO: Scanning Laser Ophthalmoscope) for fundus oculi observation of the subject's eye to be examined is added.
  • SLO Scanning Laser Ophthalmoscope
  • the light source 602 in the present embodiment is a light source for emitting light of a wavelength different from that of the light source 601.
  • an SLD with a wavelength of 780 nm is used.
  • the SLD was selected as the type of light source here, LD (Laser Diode) or the like can also be used.
  • the light emitted from the light source 602 is guided to a lens 635-5, and adjusted to be a parallel light having a beam diameter of 4 mm.
  • the light having passed through the lens 635-5 is guided to the beam splitter 661-2, and is split at an intensity ratio of 90:10 between the transmitted light and the reflected light (observation light 609).
  • the observation light 609 reflected by the beam splitter 661-2 travels to the dichroic mirror 658-5.
  • the dichroic mirror 658-5 transmits light of the wavelength of the light source 601 and reflects light of the wavelength of the light source 602.
  • the observation light 609 reflected by the dichroic mirror 658-5 passes through the optical path common to the measurement light 606 and passes through the beam splitter 661-1, the mirrors 614-5 to 6, the deformable mirror 659, and the mirror 614-7. , Is reflected by the mirror 614-8.
  • the dichroic mirrors 658-3 transmit light of the wavelength of the light source 601 and reflect light of the wavelength of the light source 602.
  • the observation light 609 reflected by the mirror 614-8 is reflected by the dichroic mirror 658-3 and enters the mirror of the XY scanner 620.
  • the XY scanner 620 is described as one mirror for the sake of simplicity, but actually, two mirrors of the X scanning mirror and the Y scanning mirror are disposed close to each other, and the optical axis on the retina 627 Raster scan in the direction perpendicular to. Also, the center of the observation light is adjusted to coincide with the rotation center of the mirror of the XY scanner 620.
  • the XY scanner 619 of the measurement light 606 and the XY scanner 620 of the observation light 609 are separately disposed. Thereby, since the measurement light 606 and the observation light 609 can be scanned separately, the imaging range and the observation range can be set independently.
  • the scanning speed of the measurement light 606 is limited by the reading speed of the line camera 639
  • the scanning speed of the observation light 609 can be increased by separately setting the XY scanner, and the frame rate of acquisition of the fundus front image is You can raise it. This is advantageous to increase the accuracy when, for example, the movement of the subject's eye is detected from the front image of the fundus to perform position correction (tracking) of image photographing.
  • a galvano mirror is used for the XY scanner of the measurement light 606, a resonant mirror for the X scanner of the observation light 609, and a galvano mirror for the Y scanner.
  • the observation light 609 reflected by the XY scanner 620 is reflected by the dichroic mirror 658-4, and is again irradiated to the eye to be examined 607 through a common optical path with the measurement light 606.
  • the observation light 609 reflected by the fundus 627 returns to the opposite optical path, is reflected by the dichroic mirror 658-5, and passes through the beam splitter 661-2.
  • the intensity ratio of the transmitted light (observation light 609) to the reflected light is 90:10.
  • the observation light 609 transmitted through the beam splitter 661-2 is collected by the lens 635-6 and passes through the pinhole plate 660.
  • the pinhole plate 660 is adjusted to a position conjugate with the fundus, and acts as a confocal stop that blocks unnecessary light from other than the conjugate point.
  • the lens 635-5 to the mirror 614-14, the lens 635-6, and the pinhole plate 660 constitute an observation optical system in this embodiment.
  • the observation light 609 having passed through the pinhole is received by the light receiving element 640.
  • an APD Anavalanche Photo Diode
  • the light intensity received by the APD is converted to a voltage signal.
  • the obtained voltage signal group is converted into a digital value, and data processing is performed by the personal computer 625 to form a fundus front image.
  • the formed fundus front image is displayed on the monitor of the personal computer 625.
  • part of the return light 608 split by the beam splitter 661-1 is incident on the wavefront sensor 655, and the aberration of the return light 608 is measured.
  • the beam splitter 661-1 reflects a part of the return light 608 and transmits the observation light 609. Thereby, the aberration of the return light 608 can be selectively measured.
  • steps S201 to S203 alignment of the anterior segment is performed as in steps S101 to S103 in the first embodiment.
  • the light source 601 and the light source 602 are turned on in response to the user pressing a light source button (not shown) displayed on the monitor (step S204).
  • a light source button (not shown) displayed on the monitor (step S204).
  • the timing of lighting the light source 601 is not limited to this. For example, it may be after rough focus adjustment at step S205 or after XY fine alignment at step S206.
  • the user When the light source 602 is turned on, the user performs rough focus adjustment while looking at the fundus front image acquired by the observation optical system (step S205).
  • the motorized stage 617-2 moves.
  • the motorized stage 617-2 and the mirrors 614-11 to 12 are disposed in the common optical path of the measurement light 606 and the observation light 609, and by performing focus adjustment of the observation light 609, the measurement light 606 is also interlocked simultaneously.
  • Rough focus adjustment is performed.
  • focus adjustment is performed so that the luminance of the fundus front image is maximized.
  • the personal computer 625 moves the motorized stage 617-1 to adjust the light path length of the reference light 605 in accordance with the adjustment amount of the light path length of the measurement light 606 by the movement of the motorized stage 617-2.
  • step S206 When the luminance of the fundus front image is maximized by rough focus adjustment, XY fine alignment is performed (step S206) as in the first embodiment, and wavefront correction by the deformable mirror 659 is started (step S207).
  • the optical path length of the reference light 605 is adjusted according to the user moving the optical path length adjustment bar (not shown) displayed on the monitor (step S208).
  • the display position of the tomographic image is adjusted to fit the desired position in the tomographic image display area.
  • the personal computer 625 does not perform control to move the motorized stage 617-2 in accordance with the adjustment amount of the optical path length of the reference light 605 by the movement of the motorized stage 617-1.
  • the adjustment of the optical path length of the reference beam 605 performed in step S208 is performed within the movement range of 30 mm ( ⁇ 15 mm) of the motorized stage 617-1 which is an adjustment range for individual differences of the axial length.
  • fine focus adjustment of the measurement light 606 is performed as in the first embodiment (step S209).
  • step S205 the personal computer 625 moves the motorized stage 617-1 according to the adjustment amount of the light path length of the measurement light 606 by the movement of the motorized stage 617-2 to set the light path length of the reference light 605. adjust. Accordingly, it is possible to adjust only the focus position while maintaining the display position in the depth direction of the tomographic image adjusted in step S208.
  • a tomographic image is acquired in response to the user pressing an imaging button (not shown) displayed on the monitor (step S210).
  • the combined light of the measurement light 606 and the reference light 605 is received by the line camera 639 and converted into a voltage signal. Further, the obtained voltage signal group is converted into a digital value, and data is stored and processed by the personal computer 625.
  • the observation optical system is added to the first embodiment, and the focus adjustment of the observation light 609 and the measurement light 606 is interlocked, thereby shortening the time required for the rough focus adjustment of the measurement light 606, Adjustments can be made more easily.
  • a fundus oculi image acquisition system 502 as an aspect of the optical coherence tomographic image acquisition system according to the present embodiment will be described with reference to FIG.
  • the basic configuration of the fundus image acquisition system 502 is the same as that of the fundus image acquisition system 500 according to the first embodiment. However, it differs in that a mirror 614-1 and a mirror 614-4 are used instead of the mirror 614-15 arranged in the reference light path in the first embodiment.
  • the optical path of the reference beam 605 in this embodiment will be described.
  • the reference beam 605 split by the optical coupler 631 is guided to the lens 635-1 through the single mode fiber 630-2 and adjusted to be a parallel beam with a beam diameter of 2 mm.
  • the reference beam 605 is guided by the mirrors 614-2 to 3 to the mirror 614-1 which is a reference mirror.
  • a retroreflector is used as a reference mirror.
  • the light emitted from the mirror 614-1 is reflected by the mirror 614-4, reflected again by the mirror 614-1, the mirror 614-3, and the mirror 614-2 and guided to the optical coupler 631.
  • the mirror 614-1 is mounted on the motorized stage 617-1 and constitutes an optical path length adjusting means in the present embodiment.
  • the motorized stage 617-1 can move in the direction shown by the arrow, and can adjust the optical path length of the reference beam 605.
  • the movable range of the motorized stage 617-1 is 175 mm.
  • the motorized stage 617-1 is controlled by a personal computer 625 which is control means in the present embodiment.
  • the reference light 605 reflected by the mirror 614-3 is reflected by the mirror 614-1 and travels to the mirror 614-4, and the reference light 605 reflected by the mirror 614-4 is the mirror 614-1. It is reflected by and returns to the mirror 614-3.
  • the optical path length of the reference light 605 changes by 4 ⁇ .
  • the movable range of the motorized stage 617-1 is 175 mm
  • the movable range of the motorized stage 617-2 is 160 mm as in the first embodiment.
  • the movable range of the motorized stage 617-1 is longer than that of the motorized stage 617-2 in addition to the adjustment amount of the optical path length of the measurement light 606 by focus adjustment and the adjustment amount of the optical path length due to individual differences in axial length.
  • a movable range of 15 mm ( ⁇ 7.5 mm) corresponds.
  • the movable range of the motorized stage 617-1 can be suppressed narrow compared to the first embodiment. Therefore, it becomes unnecessary to secure a space for moving the motorized stage, which is advantageous for downsizing of the apparatus.
  • the moving amounts of the motorized stage 617-1 and the motorized stage 617-2 are the same amount, they may be configured using the same motorized stage.
  • a motorized stage having only the mirror 614-1 mounted thereon is further disposed on the same motorized stage.
  • the movable range of the motorized stage may be 15 mm, a smaller stage can be used, which is advantageous for downsizing of the apparatus.
  • the optical path length of the reference light 605 is adjusted in conjunction with the adjustment of the optical path length of the measurement light 606 by focus adjustment.
  • FIG. 6 shows a tomographic image display area displayed on the monitor, and a broken line schematically shows a tomographic image of the retina of the fundus of the subject's eye.
  • the upper end of the tomographic image display area is a position (coherence gate position) where the optical path lengths of the measurement light 606 and the reference light 605 are equal.
  • the interference fringes become higher frequency and the SN ratio of the image decreases.
  • the noise of the DC component of the interference fringes also lowers the SN ratio of the image. Therefore, here, a range slightly away from the upper end of the tomographic image display area (a range of a shown by a dashed dotted line in FIG. 6) is set as the predetermined range.
  • the tomographic image is also moved in the vertical direction (depth direction) due to a change in the optical path length of the measurement light 606 accompanying the focus adjustment.
  • the focus adjustment is performed. And does not adjust the optical path length of the reference beam 605.
  • the focus adjustment of the measurement light 606 and the display position adjustment of the tomographic image in the depth direction can be performed simultaneously, and the time required to adjust the optical path length of the reference light 605 can be shortened.
  • the predetermined amount of focus adjustment for determining the increase or decrease of the luminance integral value may be set as appropriate, such as an amount corresponding to about 1/10 of the predetermined range of the tomographic image.
  • luminance integral value within the predetermined range is used as a parameter
  • the tomographic image may be binarized with a predetermined threshold, and the number of pixels above the predetermined threshold within a predetermined range may be used as an index.
  • the predetermined threshold may be appropriately set in advance based on the brightness of the image obtained by photographing the human eye and the model eye.
  • the optical path length of the reference light 605 is adjusted by the same amount as the adjustment amount of the optical path length of the measurement light 606 by focus adjustment.
  • the present invention is not limited thereto.
  • the axial length tends to differ depending on diopter.
  • the eye axial length tends to be long in the myopic eye, and the eye axial length tends to be short in the hyperopic eye. Therefore, when adjusting the optical path length of the reference beam 605 in conjunction with focus adjustment, control may be performed to adjust the optical path length of the reference beam 605 by adding a predetermined offset amount according to the diopter.
  • the offset amount can be determined in advance by measuring the axial length of the subject's eye with various diopters in advance and performing fitting processing of the measured value using a mathematical expression. This may be stored in the personal computer 625, and the amount of movement of the stage 617-1 may be controlled by adding the amount of offset stored in the amount of adjustment of the optical path length of the measurement light 606 at the time of focus adjustment. This increases the possibility that the adjustment amount of the optical path length of the reference beam 605 after rough focus adjustment can be reduced, so the time required for adjusting the optical path length of the reference beam 605 can be further shortened and the adjustment can be performed more easily. It will be advantageous.
  • the fine focus adjustment of step S112 and step S209 is performed by the focus adjustment unit of the measurement optical system.
  • the deformable mirror 659 may be used.
  • fine focus adjustment is performed by deforming the shape of the deformable mirror 659.
  • the optical path length of the measurement light 606 does not change due to the focus adjustment, the optical path length of the reference light 605 is not adjusted in conjunction with the focus adjustment.
  • fine focus adjustment can be performed without changing the display position in the depth direction of the tomographic image.
  • the focus adjustment of the measurement light 606 and the observation light 609 is performed using a common optical system, but it may be separate optical systems.
  • the measurement light 606 and the observation light 609 are branched between the focus adjustment means of the measurement light 606 and the eye to be examined, and mirrors for focus adjustment are disposed in the light path of the measurement light 606 and the light path of the observation light 609, respectively. Perform focus adjustment by moving them in conjunction with each other.
  • the position of the mirror for focus adjustment with respect to each diopter is obtained in advance from simulation or actual measurement using a tool or the like, and the position data is stored in the personal computer 625.
  • the mirror for the focus adjustment of the measurement light 606 is moved by the movement amount stored in the personal computer 625.
  • the focus adjustment of the measurement light 606 can be performed in conjunction with the focus adjustment of the observation light 609, the time required for the rough focus adjustment can be shortened, and the adjustment can be performed more easily.
  • the optical system for adjusting the focus of the observation light 609 is not limited to the mirrors that are a plurality of reflecting members, and may be configured of a plurality of lenses.
  • spectral domain OCT using a broadband light source in which light irradiated to the eye to be examined 607 generates broadband light is used.
  • the present invention is not limited to this, and may be applied to, for example, wavelength sweeping OCT using a light source that generates light for sweeping the wavelength.
  • the present invention can also be applied to subjects such as skin and organs other than the eye.
  • the present invention has an aspect as a medical device such as an endoscope other than the ophthalmologic imaging apparatus. Therefore, it is preferable that the present invention is grasped as an image acquisition device exemplified by an ophthalmologic photographing apparatus, and an eye to be examined is grasped as one mode of a subject.
  • the present invention can also be achieved by configuring the device as follows. That is, a recording medium (or storage medium) storing a program code (computer program) of software for realizing the functions of the above-described embodiments may be supplied to a system or an apparatus. In addition to the aspect of the recording medium, a computer readable recording medium may be used. Then, the computer (or CPU or MPU) of the system or apparatus reads out and executes the program code stored in the recording medium. In this case, the program code itself read out from the recording medium realizes the functions of the above-described embodiments, and the recording medium recording the program code constitutes the present invention. Also, the embodiments can be implemented by circuitry (eg, an ASIC) that implements one or more functions.
  • circuitry eg, an ASIC

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Abstract

画像取得装置は、光を出射する光源と、光源からの光を参照光と測定光とに分割する分割手段と、測定光を照射した被検査物からの戻り光と参照光とを合波して得た合波光に基づいて、被検査物の断層画像を形成する画像形成手段と、測定光のフォーカスを調整するフォーカス調整手段と、参照光の光路長を調整する光路長調整手段と、フォーカス調整手段によるフォーカスの調整に伴う前記測定光の光路長の変化に応じて、光路長調整手段を制御することにより参照光の光路長を調整する制御手段とを備える。

Description

画像取得装置およびその制御方法
　本発明は、画像取得装置およびその制御方法に関し、特に被検眼の眼底等の断層画像の取得に用いられる画像取得装置およびその制御方法に関する。
　多波長光波干渉を利用した光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）は、試料（特に眼底）の断層画像を高分解能に得る方法である。以下、このようなＯＣＴにより断層画像を撮像する装置をＯＣＴ装置と記す。
　近年、フーリエドメイン方式のＯＣＴ装置において測定光のビーム径を大きくすることにより、横分解能を向上させた網膜の断層画像を取得することが可能になってきた。しかし、測定光のビーム径の大径化に伴い、網膜の断層画像の取得において、被検眼の収差による断層画像のＳＮ比および分解能の低下が問題になる。
　それを解決するために、波面センサを用いて被検眼の収差をリアルタイムで測定し、被検眼にて発生する収差を波面補正デバイスで補正する補償光学系を有する補償光学ＯＣＴ装置が開発され、高横分解能な断層画像の取得を可能にしている。補償光学系を有する装置では、レンズ面等からの不要な反射光が波面センサに入ることによる収差測定精度の低下が問題になる。
　そこで、不要な反射光を生じさせないために、主にミラーで構成された反射光学系が用いられる。特許文献１では、補償光学ＯＣＴ装置において、測定光路中に配置されたミラーで構成されたフォーカス光学系を移動させることにより被検眼の眼底に対するフォーカス調整を行っている。
特開２０１５－２２１０９１号公報
　測定光路中のミラーの位置を移動させてフォーカス調整を行う場合、フォーカス調整に伴い測定光の光路長も変化する。断層画像の深さ方向の表示位置は、測定光と参照光との間の光路長差に依存するため、測定光の光路長が変化すると断層画像の表示位置も変化する。断層画像の表示位置の調整は、参照ミラーを移動させることにより参照光の光路長を調整して行うことができる。しかし、フォーカス調整に伴い測定光の光路長が変化してしまうと、フォーカスだけを独立に調整できないため調整手順が煩雑になる。
　また、参照ミラーの移動可能範囲は、被検眼の眼軸長のばらつきに加え、フォーカス調整に伴う測定光の光路長の変化にも対応する必要があるため、その分だけ広く（長く）確保する必要がある。参照ミラーの移動可能範囲が長くなると、参照ミラー調整時の探索範囲が広くなるため調整に時間を要する。
　一方、デフォーマブルミラー等の波面補正デバイスを用いると、測定光の光路長を変化させずにフォーカスだけを独立に調整することができる。しかし、この場合、デフォーマブルミラーのストロークには限界があるため、調整可能なフォーカス範囲や補正できる収差量が制限されてしまう。
　したがって、広い視度範囲に亘って存在する個々の被検眼の高横分解能な断層画像を、比較的短時間に取得することが困難であった。
　本発明の画像取得装置は、光を出射する光源と、前記光源からの光を参照光と測定光とに分割する分割手段と、前記測定光を照射した被検査物からの戻り光と前記参照光とを合波した合波光に基づいて、前記被検査物の断層画像を形成する画像形成手段と、前記測定光のフォーカスを調整するフォーカス調整手段と、前記参照光の光路長を調整する光路長調整手段と、前記フォーカス調整手段による前記フォーカスの調整に伴う前記測定光の光路長の変化に応じて、前記光路長調整手段を制御することにより前記参照光の光路長を調整する制御手段とを備えることを特徴とする。
本発明の第１の実施形態に係る断層画像取得装置の構成を説明するための模式図である。 本発明の第１の実施形態に係る断層画像取得装置の撮影手順を示したフローチャートである。 本発明の第２の実施形態に係る断層画像取得装置の構成を説明するための模式図である。 本発明の第２の実施形態に係る断層画像取得装置の撮影手順を示したフローチャートである。 本発明の第３の実施形態に係る断層画像取得装置の構成を説明するための模式図である。 本発明のその他の実施形態に関わる断層画像表示領域を示した模式図である。
　本発明を実施するための形態を説明する。本実施形態の装置により撮影できるものは、例えば、人間の眼の網膜等の断層画像である。なお、以下の実施形態は特許請求の範囲に関わる本発明を限定するものではなく、また、本実施形態で説明されている特徴の組み合わせの全てが本発明の解決手段に必須のものとは限らない。
　［第１の実施形態］
　本発明の第１の実施形態について図面を参照しながら、以下に詳細に説明する。
　（装置構成）
　本実施形態に係る光干渉断層画像取得システムの一態様としての断層画像取得システム５００について、図１を用いて説明する。本実施形態では、光学系の全体を主に複数の反射部材であるミラーを用いた反射光学系で構成している。
　本実施形態における光源６０１は、被検査物である被検眼を照射するための光（低コヒーレンス光）を出射するための光源である。光源６０１には、ＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ　Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ　Ｄｉｏｄｅ）を用いる。中心波長は８３０ｎｍ、帯域５０ｎｍである。光源の種類は、ここではＳＬＤを選択したが、低コヒーレンス光が出射できればよく、ＡＳＥ（Ａｍｐｌｉｆｉｅｄ　Ｓｐｏｎｔａｎｅｏｕｓ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ）等も用いることができる。また、波長は眼を測定することを鑑みると、近赤外光が適する。さらに波長は、得られる断層画像の横方向の分解能に影響するため、なるべく短波長であることが望ましく、ここでは８３０ｎｍとする。観察対象の測定部位によっては、他の波長を選んでも良い。また、波長の帯域は広いほど深さ方向の分解能がよくなる。一般的に中心波長が８３０ｎｍの場合、５０ｎｍの帯域では６μｍの分解能、１００ｎｍの帯域では３μｍの分解能である。
　光源６０１から出射された光はシングルモードファイバー６３０－１を通して、本実施形態における分割手段である光カプラー６３１に導かれ、強度比９０：１０で分割され、それぞれ参照光６０５、測定光６０６となる。なお、分割の比率はこれに限らず、被検査物に合わせて適切なものを選択する。
　次に、参照光６０５の光路について説明する。光カプラー６３１にて分割された参照光６０５はシングルモードファイバー６３０－２を通して、レンズ６３５－１に導かれ、ビーム径２ｍｍの平行光になるよう、調整される。次に、参照光６０５は、ミラー６１４－２～３によって、参照ミラーであるミラー６１４－１５に導かれる。ここでは、参照ミラーとして、平面ミラーを用いている。ミラー６１４－１５で反射された光は、再び、ミラー６１４－３、ミラー６１４－２に順次反射されて光カプラー６３１に導かれる。
　参照光６０５が通過した分散補償用ガラス６１５は、被検査物である被検眼６０７とレンズ６３５－４を測定光６０６が往復したときの分散を、参照光６０５に対して補償するものである。分散補償用ガラス６１５の長さはＬ２であり、ここではＬ２＝２０ｍｍとする。
　さらに、ミラー６１４－１５は、電動ステージ６１７－１に搭載されており、本実施形態における光路長調整手段を構成する。電動ステージ６１７－１は、矢印で図示している方向に移動することができ、参照光６０５の光路長を、調整・制御することができる。ここでは電動ステージ６１７－１の移動可能範囲を３５０ｍｍとしている。電動ステージ６１７－１は本実施形態における制御手段であるパソコン６２５によって制御される。
　次に、測定光６０６の光路について説明する。光カプラー６３１により分割された測定光６０６はシングルモードファイバー６３０－４を介して、レンズ６３５－４に導かれ、ビーム径４ｍｍの平行光になるよう調整される。
　次に、測定光６０６は、ビームスプリッター６６１－１を透過し、ミラー６１４－５～６に反射され、デフォーマブルミラー６５９に入射する。ここで、デフォーマブルミラー６５９は波面センサ６５５にて検知した収差に基づいて、測定光６０６と戻り光６０８との収差を、ミラー形状を自在に変形させることで補正するミラーデバイスである。ここでは、波面補正デバイスとしてデフォーマブルミラーを用いたが、収差を補正できればよく、液晶を用いた空間光位相変調器等を用いることもできる。
　次に、測定光６０６は、ミラー６１４－７～８に反射され、ＸＹスキャナ６１９のミラーに入射する。ここでは、簡単のため、ＸＹスキャナ６１９は一つのミラーとして記したが、実際にはＸスキャン用ミラーとＹスキャン用ミラーとの２枚のミラーが近接して配置され、網膜６２７上を光軸に垂直な方向にラスタースキャンする。また、測定光６０６の中心はＸＹスキャナ６１９のミラーの回転中心と一致するように調整されている。なお、ＸＹスキャナ６１９の構成はこれに限らず、ＸＹスキャナ６１９の２枚のミラーの間に光学系を配置して、瞳孔６２６と共役な位置をリレーして各共役位置にミラーを配置する構成としてもよい。
　ミラー６１４－９～１４は被検眼の眼底の網膜６２７を走査するための光学系であり、測定光６０６を瞳孔６２６の付近を支点として、網膜６２７をスキャンする役割がある。
　また、ミラー６１４－１１～１２は１組の反射部材として、電動ステージ６１７－２に搭載されており、本実施形態におけるフォーカス調整手段を構成する。電動ステージ６１７－２は、矢印で図示している方向に移動することができ、測定光６０６のフォーカスを調整することができる。これにより被検眼６０７の視度に対応することが可能になる。ここでは電動ステージ６１７－２の移動可能範囲を１６０ｍｍとしている。
　電動ステージ６１７－２は本実施形態における制御手段であるパソコン６２５により制御することができる。
　このように、シングルモードファイバー６３０－４からミラー６１４－１４までが本実施形態における測定光学系を構成する。
　測定光６０６は被検眼６０７に入射すると、網膜６２７からの反射や散乱により戻り光６０８となり、再び光カプラー６３１に導かれる。前述の参照光６０５と戻り光６０８とは、光カプラー６３１にて合波され、さらに９０：１０に分割される。そして、合波された合波光６４２はシングルモードファイバー６３０－３、レンズ６３５－２を通して透過型グレーティング６４１によって波長毎に分光され、レンズ６３５－３で集光され、ラインカメラ６３９にて光の強度が位置（波長）毎に電圧に変換される。
　具体的には、ラインカメラ６３９上には波長軸上のスペクトル領域の干渉縞が観察されることになる。得られた電圧信号群はデジタル値に変換されて、本実施形態における画像形成手段であるパソコン６２５にてデータ処理が行われ断層画像が形成される。断層画像の深さ方向の取得範囲は、干渉縞とそれを受光するラインカメラ６３９画素数との関係（波長分解能）に依存する。ここでは、ラインカメラ６３９の画素数を１０００画素とし、断層画像の取得範囲は２ｍｍとしている。形成された断層画像は、本実施形態における表示制御手段であるパソコン６２５により、本実施形態における表示手段であるパソコン６２５のモニター（不図示）上に表示される。
　また、ビームスプリッター６６１－１にて分割される戻り光６０８の一部は、波面センサ６５５に入射され、戻り光６０８の収差が測定される。ここで、波面センサ６５５はシャックハルトマン型波面センサを用いている。波面センサ６５５はパソコン６２５に電気的に接続されている。得られた収差はパソコン６２５により、ツェルニケ多項式を用いて表現される。これは被検眼６０７の有する収差を示している。
　さらに、ツェルニケ多項式のデフォーカスの成分については、電動ステージ６１７－２を用いてミラー６１４－１１～１２の位置を制御して、被検眼の視度を補正する。デフォーカス以外の成分については、デフォーマブルミラー６５９の表面形状を制御して補正し、より高横分解能な断層画像の取得を可能にしている。
　ここで、瞳孔６２６とＸＹスキャナ６１９と波面センサ６５５とデフォーマブルミラー６５９とは光学的に共役になるよう、ミラー６１４－５～１４が配置され、波面センサ６５５は被検眼６０７の有する収差を測定することを可能にしている。
　次に、前眼観察光学系について説明する。前眼観察光学系は、ダイクロイックミラー６５８－１、前眼観察カメラ６５６および前眼照明光源（不図示）から構成される。ダイクロイックミラー６５８－１は、前眼照明光源の赤外光を反射させ、測定光６０６および戻り光６０８を透過させる。前眼観察カメラ６５６の光軸は、測定光学系の光軸と一致するように調整されており、被検眼６０７の前眼部をモニター上で観察することでＸＹ位置のアライメントを行うことができる。
　また、前眼観察カメラ６５６のフォーカスは、測定光学系のワーキングディスタンスと一致したときに、被検眼６０７の虹彩にピントが合うように調整されている。よって、虹彩をモニター上で観察することでＺ位置のアライメントを行うことができる。ここで、前眼照明光源には波長が９７０ｎｍのＬＥＤを用いている。また、前眼観察カメラ６５６にはＣＣＤカメラを用いている。
　次に、固視灯光学系について説明する。固視灯光学系は、ダイクロイックミラー６５８－２および固視灯パネル６５７から構成される。ダイクロイックミラー６５８－２は固視灯パネル６５７の可視光を反射し、測定光６０６および戻り光６０８を透過させる。これにより、固視灯パネル６５７に表示されるパターンがダイクロイックミラー６５８－２を介して被検眼６０７の網膜に投影される。固視灯パネル６５７に所望のパターンを表示することで、被検眼６０７の固視方向を指定し、撮像する網膜の範囲を設定することができる。固視灯パネル６５７には有機ＥＬパネルを用いている。
　（断層画像撮影の手順）
　次に、図２のフローチャートを参照して、本実施形態の眼底画像取得システム５００において、眼底の断層画像取得を行う撮影手順を説明する。
　まず、被検者の被検眼が眼底画像取得システム５００の所定の位置に配置された状態で、パソコン６２５のモニター上に表示された前眼照明光源ボタン（不図示）を、ユーザが押すことにより、前眼照明光源を点灯する（ステップＳ１０１）。前眼照明光源を点灯するとモニター上に、前眼観察カメラ６５６で撮影された被検眼６０７の前眼部が表示される。
　前眼照明光源が点灯されたら、モニター上に表示された前眼部をユーザが観察しながら、前眼ＸＹＺアライメントを行う（ステップＳ１０２）。前述したように、前眼観察カメラ６５６はＸＹＺ位置が調整されているため、モニター上に表示された前眼部のＸＹ位置およびピント（Ｚ）が合うように装置のＸＹＺ位置を調整する。
　アライメントが完了したら、再び前眼照明光源ボタンをユーザが押すことにより前眼照明光源を消灯し（ステップＳ１０３）、モニター上に表示された光源ボタン（不図示）をユーザが押すことにより、光源６０１が点灯する（ステップＳ１０４）。
　光源６０１が点灯されたら、モニター上に表示された波面センサ６５５のハルトマン像をユーザは見ながらラフフォーカス調整の指示を行う（ステップＳ１０５）。フォーカス調整の指示としてモニター上に表示されたフォーカス調整バー（不図示）をユーザが動かすことに応答して、電動ステージ６１７－２が移動し、測定光６０６のフォーカスが調整される。ここでは、波面センサ６５５へ入射する戻り光６０８の光束の測定光学系によるケラレができるだけ小さくなるようにフォーカス指示（フォーカス調整）を行う。
　このときパソコン６２５は、電動ステージ６１７－２の移動による測定光６０６の光路長の調整量（変化量）に応じて、電動ステージ６１７－１を移動させ参照光６０５の光路長を調整する。
　ここで、測定光６０６の光路長の調整量と、参照光６０５の光路長を調整するための電動ステージ６１７－２の移動量との関係について述べる。本実施形態では、ミラー６１４－３で反射された参照光６０５がミラー６１４－１５で反射され、再びミラー６１４－３へ戻る。このような構成の場合、電動ステージ６１７－１をΔだけ移動すると、参照光６０５の光路長は２Δだけ変化する。
　一方、測定光６０６はミラー６１４－１０で反射された後にミラー６１４－１１～１２で反射されてミラー６１４－１３へ向う。また、戻り光６０８はミラー６１４－１３で反射された後にミラー６１４－１１～１２で反射されて再びミラー６１４－１０へ戻る。このような構成の場合、電動ステージ６１７－２をΔ´だけ移動すると、測定光６０６の光路長は４Δ´だけ変化する。
　したがって、この場合、フォーカス指示に応じたフォーカス調整による電動ステージ６１７－２の移動量（光路長の調整量に対応する）の２倍だけ電動ステージ６１７－１を移動させる（Δ＝２Δ´）。これにより、断層画像の深さ方向の表示位置を変えることなくフォーカス調整を行うことができる。
　また、前述したように、電動ステージ６１７－１の移動可能範囲は３５０ｍｍ、電動ステージ６１７－２の移動可能範囲は１６０ｍｍとしている。電動ステージ６１７－１の移動可能範囲を電動ステージ６１７－２の２倍より長くしているのは、フォーカス調整による測定光６０６の光路長の調整量に加え、被検眼の眼軸長の個体差による光路長の調整量に対応するためである。眼軸長の個体差に対しては、３０ｍｍ（±１５ｍｍ）の移動可能範囲で対応する。光路長調整手段の電動ステージ６１７－１をフォーカス調整に連動して移動させておくと、後述の光路長調整（ステップＳ１１０）で、電動ステージ６１７－１の全移動可能範囲である３５０ｍｍに対して３０ｍｍの移動範囲だけ調整すればよい。よって、調整範囲が狭く限定することができ、調整に要する時間を短縮できるため、より簡単に調整を行うことができる。
　ラフフォーカス調整によりモニター上で波面センサ６５５のハルトマン像が観測できたら、次に、ユーザはハルトマン像の位置を見ながらＸＹファインアライメントを行う（ステップＳ１０６）。ここで波面センサ６５５は、センサの中心位置が測定光学系の光軸と合うように調整されている。よって、ハルトマン像がセンサの中心に合うように、ユーザの指示に応じて被検眼の位置を調整する。
　ＸＹアライメントを合わせたら、ユーザがモニター上に表示された波面補正ボタン（不図示）を押すことに応じて、デフォーマブルミラー６５９による波面補正を開始する（ステップＳ１０７）。ここでパソコン６２５は、波面センサ６５５で測定された収差に基づいてデフォーマブルミラー６５９の形状を変形させ、被検眼の収差を補正する。
　波面補正が行われたら、ユーザは断層画像を見ながら、再び測定光６０６のラフフォーカス調整を行う（ステップＳ１０７）。ここでは、ステップＳ１０５と同様に、モニター上に表示されたフォーカス調整バーをユーザが動かすことに応じて、測定光６０６のフォーカスを調整する。また、パソコン６２５は、電動ステージ６１７－２の移動による測定光６０６の光路長の調整量に応じて、電動ステージ６１７－１を移動させ参照光６０５の光路長を調整する。
　このとき測定光６０６のフォーカスを調整しながら、モニター上の断層画像表示領域（不図示）で断層画像を観測するが（ステップＳ１０９）、フォーカス調整を行っても断層画像が観測できない場合があり得る。これは、測定光６０６と参照光６０５の光路長差が大きく、断層画像が断層画像表示領域外に外れてしまっている場合である。この場合は、モニター上に表示された光路長調整バー（不図示）を動かすことにより光路長指示を行い、参照光６０５の光路長を適当に変更する（ステップＳ１１０）。断層画像が観測されると、再びラフフォーカス調整（ステップＳ１０７）に戻って調整を行う。
　なお、断層画像が断層画像表示領域内に表示されているかいないかは、領域内のＡスキャンラインに対応する縦のラインの輝度値が、所定の値以上の輝度値を含むか判断するなど公知の手法を用いればよい。
　また、ステップＳ１１０で行う参照光６０５の光路長の変更（光路長指示）は、電動ステージ６１７－１の３０ｍｍ（±１５ｍｍ）の移動可能範囲内で行われる。この光路長変更（ステップＳ１１０）とラフフォーカス調整（ステップＳ１０７）は、断層画像表示領域に断層画像が観測されるまで繰り返し行う。
　断層画像が観測されたら、参照光の光路長調整を行う（ステップＳ１１１）。ここでは、断層画像の表示位置が断層画像表示領域内の所望の位置に合うように、再び光路長調整バーをユーザが動かすことに応じて、参照光６０５の光路長を調整する。このときパソコン６２５は、電動ステージ６１７－１の移動による参照光６０５の光路長の調整量に応じて、電動ステージ６１７－２を移動させる制御は行わない。これにより、ステップＳ１０８で調整したフォーカス状態を維持したまま、断層画像の深さ方向の表示位置だけを調整することができる。
　断層画像が所望の表示位置に調整されたら、モニター上に表示されたフォーカス調整バーをユーザが動かすことに応じて、測定光６０６のファインフォーカス調整を行う（ステップＳ１１２）。高横分解能の補償光学ＯＣＴ装置では、眼底における測定光のＮＡが大きく焦点深度が浅いため、網膜の深さ方向の全域に渡って同時にフォーカスを合わせることが困難になる。よって、特に撮影したい層に測定光６０６のフォーカスが合うようにファインフォーカス調整を行う。
　例えば、視細胞の内節外節接合部（エリプソイドゾーン）を撮影したい場合、その部分の輝度が最大になるように調整する。ここで、ステップＳ１０５と同様に、パソコン６２５は、電動ステージ６１７－２の移動による測定光６０６の光路長の調整量に応じて、電動ステージ６１７－１を移動させ参照光６０５の光路長を調整する。これにより、ステップＳ１１１で調整した断層画像の深さ方向の表示位置を維持したまま、フォーカス位置だけを調整することができる。
　ファインフォーカス調整により測定光６０６を所望のフォーカス状態に調整したら、ユーザがモニター上に表示された撮影ボタン（不図示）を押したことに応じて、断層画像の取得を行う（ステップＳ１１３）。測定光６０６と参照光６０５との合波光は、ラインカメラ６３９で受光され、電圧信号に変換される。さらに、得られた電圧信号群はデジタル値に変換されて、パソコン６２５にてデータの保存および処理が行われる。
　本実施形態では、測定光６０６のフォーカス調整時に生じる光路長の調整量に応じて参照光６０５の光路長を調整することで、フォーカス調整および断層画像の表示位置調整に要する時間を短縮し、より簡単に調整を行うことができている。
　［第２の実施形態］
　本発明の第２の実施形態について図面を参照しながら、以下に詳細に説明する。
　（装置構成）
　本実施形態に係る光干渉断層画像取得システムの一態様としての眼底画像取得システム５０１について、図３を用いて説明する。当該画像取得システム５０１の基本構成は、第１の実施形態に係る眼底画像取得システム５００と同様である。ただし、眼底画像取得システム５００に対して、被検査物である被検眼の眼底観察のための走査型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ：Ｓｃａｎｎｉｎｇ　Ｌａｓｅｒ　Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）が追加されている点で異なっている。
　本実施形態における光源６０２は、光源６０１とは異なる波長の光を出射するための光源である。光源６０２には、波長７８０ｎｍのＳＬＤを用いる。光源の種類は、ここではＳＬＤを選択したが、ＬＤ（Ｌａｓｅｒ　Ｄｉｏｄｅ）等も用いることができる。
　光源６０２から出射された光はレンズ６３５－５に導かれ、ビーム径４ｍｍの平行光になるよう調整される。レンズ６３５－５を通過した光は、ビームスプリッター６６１－２に導かれ、透過光と反射光（観察光６０９）の強度比が９０：１０で分割される。ビームスプリッター６６１－２を反射した観察光６０９は、ダイクロイックミラー６５８－５へ向かう。ダイクロイックミラー６５８－５は、光源６０１の波長の光を透過させ、光源６０２の波長の光を反射する。ダイクロイックミラー６５８－５で反射された観察光６０９は、測定光６０６と共通の光路を通って、ビームスプリッター６６１－１、ミラー６１４－５～６、デフォーマブルミラー６５９、ミラー６１４－７を介して、ミラー６１４－８で反射される。ここで、ダイクロイックミラー６５８－３～４は、光源６０１の波長の光を透過させ、光源６０２の波長の光を反射させる。
　よって、ミラー６１４－８で反射された観察光６０９は、ダイクロイックミラー６５８－３で反射され、ＸＹスキャナ６２０のミラーに入射する。ここでは、簡単のため、ＸＹスキャナ６２０は一つのミラーとして記したが、実際にはＸスキャン用ミラーとＹスキャン用ミラーとの２枚のミラーが近接して配置され、網膜６２７上を光軸に垂直な方向にラスタースキャンする。また、観察光の中心はＸＹスキャナ６２０のミラーの回転中心と一致するように調整されている。
　ここでダイクロイックミラー６５８－３により測定光６０６と観察光６０９を分岐することで、測定光６０６のＸＹスキャナ６１９と観察光６０９のＸＹスキャナ６２０を別に配置する構成としている。これにより、測定光６０６と観察光６０９を別々にスキャンすることができるため、撮影範囲と観察範囲をそれぞれ独立に設定することができる。
　また、測定光６０６のスキャン速度は、ラインカメラ６３９の読み出し速度により制限されるが、ＸＹスキャナを別にすることで観察光６０９のスキャン速度を上げることができ、眼底正面画像の取得のフレームレートを上げることができる。これは眼底正面画像から被検眼の動きを検知して画像撮影の位置補正（トラッキング）を行う場合等に、その精度を上げることに有利になる。本実施形態では、測定光６０６のＸＹスキャナにはガルバノミラーを用いており、観察光６０９のＸスキャナには共振ミラー、Ｙスキャナにはガルバノミラーを用いている。
　ＸＹスキャナ６２０で反射された観察光６０９は、ダイクロイックミラー６５８－４で反射され、再び測定光６０６と共通の光路を通って被検眼６０７へ照射される。眼底６２７で反射された観察光６０９は、逆の光路を戻り、ダイクロイックミラー６５８－５で反射された後、ビームスプリッター６６１－２を透過する。この透過光（観察光６０９）と反射光の強度比は９０：１０である。ビームスプリッター６６１－２を透過した観察光６０９はレンズ６３５－６で集光されピンホール板６６０を通過する。ピンホール板６６０は、眼底と共役な位置に調整されており、共役点以外からの不要な光を遮光する共焦点絞りとして作用する。
　このように、レンズ６３５－５からミラー６１４－１４までおよびレンズ６３５－６、ピンホール板６６０が、本実施形態における観察光学系を構成する。
　ピンホールを通過した観察光６０９は、受光素子６４０で受光される。ここで受光素子６４０には、ＡＰＤ（Ａｖａｌａｎｃｈｅ　Ｐｈｏｔｏ　Ｄｉｏｄｅ）を用いる。ＡＰＤで受光した光強度は電圧信号に変換される。さらに、得られた電圧信号群はデジタル値に変換されて、パソコン６２５にてデータ処理が行われ、眼底正面画像が形成される。形成された眼底正面画像は、パソコン６２５のモニター上に表示される。
　また、ビームスプリッター６６１－１にて分割される戻り光６０８の一部は、波面センサ６５５に入射し、戻り光６０８の収差が測定される。本実施形態において、ビームスプリッター６６１－１は、戻り光６０８の一部を反射し、観察光６０９を透過させる。これにより、戻り光６０８の収差を選択的に測定することができる。
　（断層画像撮影の手順）
　次に、図４のフローチャートを参照して、本実施形態の眼底画像取得システム５０１において、被検眼の眼底の断層画像取得を行う撮影手順を説明する。
　まず、ステップＳ２０１～Ｓ２０３で、第１の実施形態におけるステップＳ１０１～Ｓ１０３と同様に、前眼部のアライメントを行う。
　アライメントが完了したら、ユーザがモニター上に表示された光源ボタン（不図示）を押すことに応じて、光源６０１および光源６０２を点灯する（ステップＳ２０４）。なお、光源６０１を点灯するタイミングは、これに限らない。例えば、ステップＳ２０５のラフフォーカス調整後や、ステップＳ２０６のＸＹファインアライメント後でもよい。
　光源６０２が点灯したら、ユーザは観察光学系で取得された眼底正面画像を見ながらラフフォーカス調整を行う（ステップＳ２０５）。モニター上に表示されたフォーカス調整バー（不図示）をユーザが動かすことに応じて、電動ステージ６１７－２が移動する。電動ステージ６１７－２およびミラー６１４－１１～１２は、測定光６０６と観察光６０９の共通の光路に配置されており、観察光６０９のフォーカス調整を行うことにより、測定光６０６も連動して同時にラフフォーカス調整が行われる。ここでは眼底正面画像の輝度が最大になるようにフォーカス調整を行う。
　ここで、パソコン６２５は、電動ステージ６１７－２の移動による測定光６０６の光路長の調整量に応じて、電動ステージ６１７－１を移動させて参照光６０５の光路長を調整する。
　このとき第１の実施形態と同様に、フォーカス調整による電動ステージ６１７－２の移動量の２倍だけ電動ステージ６１７－１を移動させる（Δ＝２Δ´）ことで、断層画像の深さ方向の表示位置を変えることなくフォーカス調整を行うことができる。
　ラフフォーカス調整により眼底正面画像の輝度が最大になったら、第１の実施形態と同様に、ＸＹファインアライメントを行い（ステップＳ２０６）、デフォーマブルミラー６５９による波面補正を開始する（ステップＳ２０７）。
　波面補正が行われたら、ユーザがモニター上に表示された光路長調整バー（不図示）を動かすことに応じて、参照光６０５の光路長を調整する（ステップＳ２０８）。ここでは、断層画像の表示位置が断層画像表示領域内の所望の位置に合うように調整する。このときパソコン６２５は、電動ステージ６１７－１の移動による参照光６０５の光路長の調整量に応じて、電動ステージ６１７－２を移動させる制御は行わない。これにより、ステップＳ２０５で調整したフォーカス状態を維持したまま、断層画像の深さ方向の表示位置だけを調整することができる。なお、ステップＳ２０８で行う参照光６０５の光路長の調整は、眼軸長の個体差のための調整範囲である電動ステージ６１７－１の３０ｍｍ（±１５ｍｍ）の移動範囲内で行われる。
　断層画像が所望の表示位置に調整されたら、第１の実施形態と同様に、測定光６０６のファインフォーカス調整を行う（ステップＳ２０９）。
　ここで、ステップＳ２０５と同様に、パソコン６２５は、電動ステージ６１７－２の移動による測定光６０６の光路長の調整量に応じて、電動ステージ６１７－１を移動させて参照光６０５の光路長を調整する。これにより、ステップＳ２０８で調整した断層画像の深さ方向の表示位置を維持したまま、フォーカス位置だけを調整することができる。
　ファインフォーカス調整により測定光６０６を所望のフォーカス状態に調整したら、ユーザがモニター上に表示された撮影ボタン（不図示）を押すことに応じて、断層画像の取得を行う（ステップＳ２１０）。測定光６０６と参照光６０５との合波光は、ラインカメラ６３９で受光され、電圧信号に変換される。さらに、得られた電圧信号群はデジタル値に変換されて、パソコン６２５にてデータの保存および処理が行われる。
　本実施形態では、第１の実施形態に対して観察光学系を追加し、観察光６０９と測定光６０６のフォーカス調整を連動させることで、測定光６０６のラフフォーカス調整に要する時間を短縮し、より簡単に調整を行うことができている。
　［第３の実施形態］
　本発明の第３の実施形態について図面を参照しながら、以下に詳細に説明する。
　（装置構成）
　本実施形態に係る光干渉断層画像取得システムの一態様としての眼底画像取得システム５０２について、図５を用いて説明する。当該眼底画像取得システム５０２の基本構成は、第１の実施形態に係る眼底画像取得システム５００と同様である。ただし、第１の実施形態で参照光路に配置されていたミラー６１４－１５の替わりに、ミラー６１４－１およびミラー６１４－４を用いている点で異なっている。
　本実施形態における参照光６０５の光路について説明する。光カプラー６３１にて分割された参照光６０５はシングルモードファイバー６３０－２を通して、レンズ６３５－１に導かれ、ビーム径２ｍｍの平行光になるように調整される。次に、参照光６０５は、ミラー６１４－２～３によって、参照ミラーであるミラー６１４－１に導かれる。ここでは、参照ミラーとして、リトロリフレクターを用いている。ミラー６１４－１を射出した光はミラー６１４－４で反射され、再び、ミラー６１４－１、ミラー６１４－３、ミラー６１４－２に順次反射されて光カプラー６３１に導かれる。
　ここで、ミラー６１４－１は、電動ステージ６１７－１に搭載されており、本実施形態における光路長調整手段を構成する。電動ステージ６１７－１は、矢印で図示している方向に移動することができ、参照光６０５の光路長を調整することができる。ここでは電動ステージ６１７－１の移動可能範囲を１７５ｍｍとしている。電動ステージ６１７－１は本実施形態における制御手段であるパソコン６２５によって制御される。
　本実施形態では、ミラー６１４－３で反射された参照光６０５がミラー６１４－１で反射されミラー６１４－４へ向かい、さらに、ミラー６１４－４で反射された参照光６０５は、ミラー６１４－１で反射されミラー６１４－３へ戻る。このような構成の場合、電動ステージ６１７－１をΔだけ移動すると、参照光６０５の光路長は４Δだけ変化する。
　一方、第１の実施形態と同様に、測定光学系の電動ステージ６１７－２をΔ´だけ移動すると、測定光６０６の光路長は４Δ´だけ変化する。
　したがって、この場合、フォーカス調整による電動ステージ６１７－２の移動量と同じ量（Δ＝Δ´）だけ電動ステージ６１７－１を移動させることで、断層画像の深さ方向の表示位置を変えることなくフォーカス調整を行うことができる。
　また、前述したように、電動ステージ６１７－１の移動可能範囲は１７５ｍｍ、電動ステージ６１７－２の移動可能範囲は第１の実施形態と同様に１６０ｍｍとしている。電動ステージ６１７－１の移動可能範囲を電動ステージ６１７－２より長くしているのは、フォーカス調整による測定光６０６の光路長の調整量に加え、眼軸長の個体差による光路長の調整量に対応するためである。眼軸長の個体差に対しては、１５ｍｍ（±７．５ｍｍ）の移動可能範囲で対応する。
　本実施形態では、第１の実施形態に対して、電動ステージ６１７－１の移動可能範囲を狭く抑えることができる。そのため、電動ステージの移動スペースの確保が不要になり、装置の小型化に有利になる。
　さらに、電動ステージ６１７－１と電動ステージ６１７－２の移動量が同じ量になるため、これらを同一の電動ステージを用いて構成してもよい。この場合、同一の電動ステージの上に、さらにミラー６１４－１だけを搭載した電動ステージをさらに配置する。この電動ステージにより参照光６０５の光路長だけを変化させることで、眼軸長の個体差に対応するためである。なお、この電動ステージの移動可能範囲は１５ｍｍでよいため、より小型のステージを用いることができ、装置の小型化に有利になる。
　［実施形態の変形例］
　以上、本発明の好ましい実施形態について説明したが、本発明はこれらの実施形態に限定されないことはいうまでもなく、その要旨の範囲内で種々の変形および変更が可能である。
　第１から第３の実施形態では、フォーカス調整時には、必ずフォーカス調整による測定光６０６の光路長調整に連動させて、参照光６０５の光路長を調整している。しかし、フォーカス調整に伴う測定光６０６の光路長の変化により、断層画像が深さ方向の所望の表示位置に近づく場合は連動させなくてもよい。図６は、モニター上に表示された断層画像表示領域を示しており、破線が被検眼の眼底の網膜の断層画像を模式的に示している。断層画像表示領域の上端が測定光６０６と参照光６０５の光路長が等しい位置（コヒーレンスゲート位置）である。ＯＣＴ装置では、測定光６０６と参照光６０５の光路長差が長くなり断層画像がコヒーレンスゲート位置から離れるほど、干渉縞が高周波になり画像のＳＮ比が低下する。一方、断層画像がコヒーレンスゲート位置に近いと、干渉縞のＤＣ成分のノイズによりやはり画像のＳＮ比が低下する。よって、ここでは断層画像表示領域の上端から少し離れた範囲（図６の一点鎖線で示したａの範囲）を所定の範囲として設定している。フォーカス調整を行うと、それに伴う測定光６０６の光路長の変化により断層画像も上下方向（深さ方向）に移動する。ここで所定の範囲内の輝度積分値を算出し、所定量のフォーカス調整を行った際に、輝度積分値が増加する場合（断層画像が図６の矢印方向に移動する場合）は、フォーカス調整に連動して参照光６０５の光路長を調整しない。これにより測定光６０６のフォーカス調整と断層画像の深さ方向の表示位置調整を兼ねることができ、参照光６０５の光路長の調整に要する時間を短縮することができる。逆に、所定量のフォーカス調整を行った際に、輝度積分値が減少する場合（断層画像が図６の矢印方向の逆に移動する場合）は、フォーカス調整に連動して参照光６０５の光路長を連動させて調整する。これにより、参照光６０５の光路長の調整量が増加することを防ぐことができる。なお、輝度積分値の増減を判定するためのフォーカス調整の所定量は、断層画像の所定の範囲の１／１０程度に相当する量等、適宜設定すればよい。また、ここでは連動させるか否かを判断するための指標として所定の範囲内の輝度積分値を用いているが、これに限らない。例えば、所定の閾値で断層画像を２値化し、所定の範囲内にある所定の閾値以上の画素数を指標としてもよい。所定の閾値は、予め人眼や模型眼を撮影した画像の輝度等から適宜設定すればよい。
　また、第１から第３の実施形態では、フォーカス調整による測定光６０６の光路長の調整量と、同じ量だけ参照光６０５の光路長を調整しているが、これに限らない。一般に、視度によって眼軸長が異なる傾向があることが知られている。通常、近視眼では眼軸長が長い傾向があり、遠視眼では眼軸長が短い傾向がある。よって、フォーカス調整に連動して参照光６０５の光路長を調整する際に、視度に応じて所定のオフセット量を加えて参照光６０５の光路長を調整するように制御してもよい。オフセット量は、予め様々な視度の被検眼の眼軸長を実測し、その測定値を数式でフィッティング処理すること等により定めることができる。これをパソコン６２５に保存し、フォーカス調整時の測定光６０６の光路長の調整量に保存されたオフセット量を加算してステージ６１７－１の移動量を制御すればよい。これにより、ラフフォーカス調整後の参照光６０５の光路長の調整量を小さくできる可能性が高まるため、参照光６０５の光路長の調整に要する時間をさらに短縮し、より簡単に調整を行うことに有利になる。
　また、第１から第３の実施形態では、測定光学系のフォーカス調整手段でステップＳ１１２およびステップＳ２０９のファインフォーカス調整を行っている。しかし、被検眼の収差量が小さくデフォーマブルミラー６５９のストロークに余裕がある場合は、デフォーマブルミラー６５９で行ってもよい。この場合、デフォーマブルミラー６５９の形状を変形させることでファインフォーカス調整を行う。このときフォーカス調整により測定光６０６の光路長は変化しないため、フォーカス調整に連動して参照光６０５の光路長の調整は行わない。これにより、断層画像の深さ方向の表示位置を変えずにファインフォーカス調整を行うことができる。
　また、第２の実施形態では、測定光６０６と観察光６０９のフォーカス調整を共通の光学系を用いて行っているが、これは別々の光学系でもよい。この場合、測定光６０６のフォーカス調整手段と被検眼との間で測定光６０６と観察光６０９を分岐し、測定光６０６の光路と観察光６０９の光路にそれぞれフォーカス調整のためのミラーを配置し、これらを連動させて移動させることでフォーカス調整を行う。この場合、各視度に対するフォーカス調整のためのミラーの位置を予めシミュレーション又は工具等を用いた実測から求めておき、その位置データをパソコン６２５に保存しておく。そして、観察光６０９のフォーカス調整によるミラーの移動に連動して、パソコン６２５に保存された移動量だけ、測定光６０６のフォーカス調整のためのミラーを移動させる。これにより、観察光６０９のフォーカス調整に連動して測定光６０６のフォーカス調整を行うことができ、ラフフォーカス調整に要する時間を短縮し、より簡単に調整を行うことができる。さらに、この場合、観察光６０９のフォーカス調整のための光学系は、複数の反射部材であるミラーに限らず、複数のレンズから構成されていてもよい。これにより反射光学系で必要な入射光と反射光の光束の分離が不要になり、光学系の小型化に有利になる。また、測定光６０６と観察光６０９の光路の分岐により波面センサに不要な光が入ることがないため、測定光６０６の収差を精度よく測定し、補正することができる。よって、高横分解能な断層画像を取得することができる。
　［その他の実施形態］
　前述した実施形態において、被検眼６０７に照射される光が広帯域な光を生成する広帯域光源を用いたスペクトラルドメイン方式のＯＣＴを用いた。本発明はこれに限定されるものではなく、例えば波長を掃引する光を生成する光源を用いた波長掃引型のＯＣＴに適用しても良い。
　なお、上述した実施形態では、被検査物が眼の場合について述べているが、眼以外の皮膚や臓器等の被検体に本発明を適用することも可能である。この場合、本発明は眼科撮影装置以外の、例えば内視鏡等の医療機器としての態様を有する。従って、本発明は眼科撮影装置に例示される画像取得装置として把握され、被検眼は被検体の一態様として把握されることが好ましい。
　また、本発明は、以下のように装置を構成することによっても達成できる。即ち、上述した実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラムコード（コンピュータプログラム）を記録した記録媒体（又は記憶媒体）をシステム或いは装置に供給することとしてもよい。また、該記録媒体の態様だけでなく、コンピュータの読み取り可能な記録媒体としてもよい。そして、そのシステム或いは装置のコンピュータ（又はＣＰＵやＭＰＵ）が記録媒体に格納されたプログラムコードを読み出し実行する。この場合、該記録媒体から読み出されたプログラムコード自体が上述した実施形態の機能を実現することになり、そのプログラムコードを記録した記録媒体は本発明を構成することになる。また、該実施形態は、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために以下の請求項を添付する。
　本願は、２０１７年８月２８日提出の日本国特許出願特願２０１７－１６３４７５を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てをここに援用する。

Claims (11)

  1. 　光を出射する光源と、
    　前記光源からの光を参照光と測定光とに分割する分割手段と、
    　前記測定光を照射した被検査物からの戻り光と前記参照光とを合波した合波光に基づいて、前記被検査物の断層画像を形成する画像形成手段と、
    　前記測定光のフォーカスを調整するフォーカス調整手段と、
    　前記参照光の光路長を調整する光路長調整手段と、
    　前記フォーカス調整手段による前記フォーカスの調整に伴う前記測定光の光路長の変化に応じて、前記光路長調整手段を制御することにより前記参照光の光路長を調整する制御手段とを備えることを特徴とする画像取得装置。
  2. 　前記制御手段は、
    　前記フォーカスの調整に伴う前記測定光の光路長の変化量に応じて、前記参照光の光路長を調整するように前記光路長調整手段を制御することを特徴とする請求項１に記載の画像取得装置。
  3. 　前記形成された断層画像を、表示手段の画像表示領域に表示する表示制御手段を更に備え、
    　前記制御手段は、前記フォーカスの調整により、前記断層画像の所定の画像が前記画像表示領域の所定の位置から離れる場合は、前記測定光の光路長の調整に基づいて前記光路長調整手段を制御することを特徴とする請求項１又は２に記載の画像取得装置。
  4. 　前記被検査物にフォーカスが調整された観察光を照射することにより、前記被検査物を観察する観察光学系をさらに備え、
    　前記制御手段は、前記観察光学系のフォーカスの調整により前記フォーカス調整手段を制御することを特徴とする請求項１乃至３の何れか１項に記載の画像取得装置。
  5. 　前記フォーカス調整手段は測定光学系と観察光学系の共通の光路に配置されることを特徴とする請求項４に記載の画像取得装置。
  6. 　前記光路長調整手段は、複数の反射部材を含み、
    　前記フォーカス調整手段は、少なくとも１組の反射部材を含み、
    　前記制御手段は、前記少なくとも１組の反射部材の移動量に応じて、前記光路長調整手段の前記複数の反射部材を移動させるように制御することを特徴とする請求項１乃至５の何れか１項に記載の画像取得装置。
  7. 　前記フォーカス調整手段と前記光路長調整手段は第１のステージで構成され、
    　前記光路長調整手段の前記複数の反射部材を搭載する前記第１のステージに搭載された第２のステージをさらに備え、
    　前記光路長調整手段は、前記参照光の光路長の調整が指示された場合は、前記参照光の光路長を前記第２のステージの移動により調整することを特徴とする請求項６に記載の画像取得装置。
  8. 　光を出射する光源と、
    　前記光源からの光を参照光と測定光とに分割する分割手段と、
    　前記測定光を照射した被検査物からの戻り光と前記参照光とを合波した合波光に基づいて前記被検査物の断層画像を形成する画像形成手段と、
    　前記測定光のフォーカスを調整するフォーカス調整手段と、
    　前記参照光の光路長を調整する光路長調整手段と、
    　前記測定光のフォーカス調整を指示するフォーカス指示手段と、
    　前記参照光の光路長の調整を指示する光路長指示手段と、
    　前記フォーカス指示手段により前記測定光のフォーカス調整が指示された場合、前記フォーカス調整手段による調整と前記光路長調整手段による調整を連動させて制御し、前記光路長指示手段により前記参照光の光路長の調整が指示された場合、前記光路長調整手段による調整を、前記フォーカス調整手段による調整と連動させずに、制御する制御手段とを備えることを特徴とする画像取得装置。
  9. 　前記制御手段は、前記フォーカス調整に伴う前記測定光の光路長の調整量に応じて、前記参照光の光路長を調整するように前記光路長調整手段を制御することを特徴とする請求項８に記載の画像取得装置。
  10. 　前記形成された断層画像を表示手段の画像表示領域に表示する表示制御手段を更に備え、
    　前記制御手段は、前記フォーカス調整により、前記断層画像に含まれる所定の画像が前記画像表示領域の所定の位置に近づく場合は、前記測定光の光路長の調整に基づいた前記光路長調整手段の制御を行わないことを特徴とする請求項８又は９に記載の画像取得装置。
  11. 　光源からの光を参照光と測定光とに分割する分割工程と、
    　前記測定光のフォーカスの調整に伴う前記測定光の変化に応じて、前記参照光の光路長の調整を連動するように制御する制御工程と、
    　前記測定光を照射した被検査物からの戻り光と前記参照光とを合波して得た合波光に基づいて、前記被検査物の断層画像を形成する画像形成工程とを備えることを特徴とする画像取得装置の制御方法。
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