CN111787843B - 血流测量装置 - Google Patents

Abstract

实施方式的血流测量装置包括血流测量部、移动机构、控制部及判定部。血流测量部包括用于对眼底应用OCT扫描的光学系统，并基于通过OCT扫描收集到的数据获取血流信息。移动机构使光学系统移动。控制部对移动机构应用用于使光学系统向与光学系统的光轴正交的第一方向从光轴移动预定距离的第一移动控制。判定部基于在第一移动控制之后基于经由光学系统入射至被检眼的光的返回光的检测结果来判定渐晕的有无。控制部对移动机构应用用于基于由判定部获得的判定结果使光学系统进一步移动的第二移动控制。

Description

血流测量装置

技术领域

本发明涉及测量眼底的血流动态的血流测量装置。

背景技术

在眼科领域，正在开发利用光学相干断层(Optical Coherence Tomography：OCT)测量眼底的血流动态的装置。

为了在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号，需要使光相对于血流方向(血管的行进方向)倾斜地入射。因此，有时使入射光相对于眼的光轴偏移。偏移量越增加，能够使光越倾斜地入射至血管，另一方面入射光或其返回光在瞳孔中渐晕的可能性更高。因而，希望在不在瞳孔内渐晕的范围内探寻最大的偏移量的位置。在自动进行该运转的情况下，也考虑使偏移量一点一点地增加以不产生渐晕的方法，但是达到最佳的偏移位置需要长时间，可预想到对被检者造成很大的负担。

另外，由于对血管的入射角根据偏移的方向及量变化，所以为了实现相对于血流方向(血管的行进方向)适宜的入射角，要求将偏移位置最佳化。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2017-42602号公报

发明内容

本发明的一个目的在于将用于眼底血流测量的入射光的偏移位置最佳化。

本发明的另一目的在于将用于眼底血流测量的入射光的偏移位置的最佳化运转短时间化。

几个例示性方式的血流测量装置包括血流测量部、移动机构、控制部和判定部。血流测量部包括用于对被检眼的眼底应用光学相干断层(OCT)扫描的光学系统，并基于通过OCT扫描收集到的数据获取血流信息。移动机构使光学系统移动。控制部对移动机构应用用于使光学系统向与光学系统的光轴正交的第一方向从光轴移动预定距离的第一移动控制。判定部基于在第一移动控制之后基于经由光学系统入射至被检眼的光的返回光的检测结果来判定渐晕的有无。控制部对移动机构应用用于基于由判定部获得的判定结果使光学系统进一步移动的第二移动控制。

几个例示性方式的血流测量装置包括扫描光学系统、移动机构、图像形成部、方向设定部、控制部和血流信息获取部。扫描光学系统对被检眼的眼底应用光学相干断层(OCT)扫描。移动机构使扫描光学系统移动。图像形成部根据由扫描光学系统收集到的第一数据形成图像。方向设定部对图像进行解析来设定与扫描光学系统的光轴正交的第一方向。控制部对移动机构应用用于使扫描光学系统向第一方向移动的第一移动控制。血流信息获取部根据在第一移动控制之后由扫描光学系统收集到的第二数据来获取血流信息。

根据几个实施方式，能够将用于眼底血流测量的入射光的偏移位置最佳化。

根据几个实施方式，能够将用于眼底血流测量的入射光的偏移位置的最佳化运转短时间化。

附图说明

图1是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图2是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图3是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图4是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图5A是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图5B是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图6A是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图6B是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图7A是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图7B是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图8是示出实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的流程图。

图9A是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图9B是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图9C是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图10是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图11是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图12是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图13是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图14是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图15是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图16是示出实施方式的血流测量装置的结构的一个例子的概略图。

图17A是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图17B是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图18A是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图18B是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图19A是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图19B是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图20A是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图20B是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图21是示出实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的流程图。

图22A是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图22B是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

图22C是用于说明实施方式的血流测量装置的运转的一个例子的概略图。

具体实施方式

一边参照附图一边详细地说明例示性实施方式的血流测量装置。实施方式的血流测量装置利用OCT收集眼底的数据，生成表示血流动态的信息(血流信息)。能够将包括本说明书中引用的文献的公开内容在内的任意公知技术援引于实施方式。

在以下的实施方式中，说明能够使用傅里叶域OCT(例如，扫频光源(SweptSource)OCT)测量生物体眼的眼底的血流测量装置。OCT的类型不限于扫频光源OCT，例如也可以是光谱域OCT或时域OCT。实施方式的血流测量装置是将OCT装置和眼底相机组合的装置，但是也可以将眼底相机以外的眼底拍摄装置和OCT装置组合。作为这样的眼底拍摄装置的例子具有扫描型激光检眼镜(SLO)、裂隙灯显微镜、眼科手术用显微镜等。

〈第一实施方式〉

〈结构〉

如图1所示，血流测量装置1包括眼底相机单元2、OCT单元100及运算控制单元200。在眼底相机单元2上设置有用于获取被检眼的正面图像的光学系统和机构。在OCT单元100上设置有用于执行OCT的光学系统和机构的一部分。用于执行OCT的光学系统和机构的另一部分设置于眼底相机单元2。运算控制单元200包括执行各种运算和控制的一个以上的处理器。除了这些，在血流测量装置1上也可以设置用于支承被检者的脸的构件(颚托、额挡等)、用于切换OCT的对象部位的透镜单元(例如，前眼部OCT用附件)等任意要件或单元。

在本说明书中，“处理器”例如意指CPU(Central Processing Unit：中央处理单元)、GPU(Graphics Processing Unit：图形处理单元)、ASIC(Application SpecificIntegrated Circuit：专用集成电路)、可编程逻辑器件(例如，SPLD(Simple ProgrammableLogic Device：简单可编程逻辑器件)、CPLD(Complex Programmable Logic Device：复杂可编程逻辑器件)、FPGA(Field Programmable Gate Array：现场可编程门阵列))等电路。处理器例如将存储于存储电路或存储装置的程序读出并执行，由此实现实施方式的功能。

〈眼底相机单元2〉

在眼底相机单元2上设置有用于拍摄被检眼E的眼底Ef的光学系统。获取到的眼底Ef的图像(被称为眼底像、眼底照片等)是观察图像、拍摄图像等正面图像。观察图像是通过使用近红外光的动态拍摄得到的。拍摄图像是使用闪光的静态图像。

眼底相机单元2包括照明光学系统10和拍摄光学系统30。照明光学系统10向被检眼E照射照明光。拍摄光学系统30检测来自被检眼E的照明光的返回光。来自OCT单元100的测定光通过眼底相机单元2内的光路被引导至被检眼E，其返回光通过相同的光路被引导至OCT单元100。

从照明光学系统10的观察光源11输出的光(观察照明光)被凹面镜12反射，经由聚光透镜13，透过可见光截止滤光片14变为近红外光。而且，观察照明光在拍摄光源15附近暂时汇聚，被镜16反射，经由中继透镜系统17、中继透镜18、光圈19及中继透镜系统20。并且，观察照明光在穿孔镜21的周边部(孔部的周围区域)反射，透过分色镜46，被物镜22折射来对被检眼E(眼底Ef)照明。观察照明光的来自被检眼E的返回光被物镜22折射，透过分色镜46，通过形成于穿孔镜21的中心区域的孔部，透过分色镜55，经由拍摄聚焦透镜31，被镜32反射。进而，该返回光透过半反射镜(Half mirror)33A，被分色镜33反射，由聚光透镜34在图像传感器35的受光面成像。图像传感器35以预定的帧频检测返回光。此外，拍摄光学系统30的焦距被调整为与眼底Ef或前眼部吻合。

从拍摄光源15输出的光(拍摄照明光)通过与观察照明光同样的路径照射于眼底Ef。来自被检眼E的拍摄照明光的返回光通过与观察照明光的返回光相同的路径被引导到分色镜33，透过分色镜33，被镜36反射，并由聚光透镜37在图像传感器38的受光面成像。

液晶显示器(LCD)39显示固定视标(固定视标图像)。从LCD39输出的光束的一部分被半反射镜33A反射，并被镜32反射，经过拍摄聚焦透镜31及分色镜55，通过穿孔镜21的孔部。通过了穿孔镜21的孔部的光束透过分色镜46，被物镜22折射而投射于眼底Ef。

通过变更LCD39的画面上的固定视标图像的显示位置，能够变更根据固定视标的被检眼E的固视位置。作为固视位置的例子具有用于获取以黄斑部为中心的图像的固视位置、用于获取以视神经乳头为中心的图像的固视位置、用于获取以黄斑部与视神经乳头之间的眼底中心为中心的图像的固视位置、用于获取远离黄斑的部位(眼底周边部)的图像的固视位置等。能够设置用于指定这样的典型的固视位置的至少一个的图形用户界面(GUI)等。另外，能够设置用于手动移动固视位置(固定视标的显示位置)的GUI等。

用于将能够变更固视位置的固定视标提示给被检眼E的结构不限于LCD等显示器件。例如，能够采用将多个发光部(发光二极管等)排列配置为矩阵状(阵列状)的固视矩阵来代替显示器件。在该情况下，通过选择性地使多个发光部点亮，能够变更根据固定视标的被检眼E的固视位置。作为其他的例子能够通过可移动的一个以上的发光部生成能够变更固视位置的固定视标。

对准光学系统50生成用于光学系统相对于被检眼E的对准的对准指标。从发光二极管(LED)51输出的对准光经由光圈52、光圈53及中继透镜54，被分色镜55反射，通过穿孔镜21的孔部，透过分色镜46，经由物镜22投射至被检眼E。对准光的来自被检眼E的返回光(角膜反射光等)通过与观察照明光的返回光相同的路径被引导至图像传感器35。能够基于其受光像(对准指标像)执行手动对准或自动对准。

与以往同样地，本例的对准指标像由位置根据对准状态而变化的两个亮点像构成。若被检眼E与光学系统的相对位置在xy方向上变化，则两个亮点像一体地在xy方向上位移。若被检眼E与光学系统的相对位置在z方向上变化，则两个亮点像之间的相对位置(距离)变化。若z方向上的被检眼E与光学系统之间的距离与已定的工作距离一致，则两个亮点像重合。若在xy方向上被检眼E的位置与光学系统的位置一致，则在预定的对准目标内或其附近提示两个亮点像。若z方向上的被检眼E与光学系统之间的距离与工作距离一致，并且xy方向上的被检眼E的位置与光学系统的位置一致，则两个亮点像重合并提示于对准目标内。

在自动对准中，数据处理部230检测两个亮点像的位置，主控制部211基于两个亮点像与对准目标的位置关系控制后述的移动机构150。在手动对准中，主控制部211使两个亮点像与被检眼E的观察图像一起显示于显示部241，用户一边参照所显示的两个亮点像一边使用操作部242使移动机构150运转。

对焦光学系统60生成用于针对被检眼E的焦点调整的分裂标识。对焦光学系统60联动于拍摄聚焦透镜31的沿着拍摄光学系统30的光路(拍摄光路)的移动，沿着照明光学系统10的光路(照明光路)移动。反射棒67相对于照明光路插拔。在进行焦点调整时，反射棒67的反射面倾斜配置于照明光路。从LED61输出的对焦光通过中继透镜62，被分裂标识板63分离为两个光束，通过二孔光圈64，被镜65反射，由聚光透镜66暂时成像于反射棒67的反射面并被反射。进而，对焦光经由中继透镜系统20，被穿孔镜21反射，透过分色镜46，经由物镜22投射至被检眼E。对焦光的来自被检眼E的返回光(眼底反射光等)通过与对准光的返回光相同的路径被引导至图像传感器35。能够基于其受光像(分裂标识像)执行手动对焦或自动对焦。

能够在穿孔镜21与分色镜55之间的拍摄光路选择性地插入屈光矫正透镜70及屈光矫正透镜71。屈光矫正透镜70是用于矫正高度远视的正透镜(凸透镜)。屈光矫正透镜71是用于矫正高度近视的负透镜(凹透镜)。

分色镜46将眼底拍摄用光路和OCT用光路(测定臂)合成。分色镜46将用于OCT的波段的光反射，使眼底拍摄用的光透过。在测定臂上，从OCT单元100侧起依次设置有准直透镜单元40、反射器41、散射补偿构件42、OCT聚焦透镜43、光扫描仪44及中继透镜45。

反射器41能够向图1所示的箭头方向移动，由此，测定臂的长度变更。测定臂的光路长的变更例如用于按照眼轴长进行光路长矫正和干渉状态的调整等。

散射补偿构件42与配置于参照臂的散射补偿构件113(后述)一起发挥作用，以使测定光LS的散射特性和参照光LR的散射特性匹配。

OCT聚焦透镜43为了进行测定臂的焦点调整而沿着测定臂移动。能够协调控制拍摄聚焦透镜31的移动、对焦光学系统60的移动及OCT聚焦透镜43的移动。

光扫描仪44实质上配置于与被检眼E的瞳孔光学共轭的位置。光扫描仪44使由测定臂引导的测定光LS偏转。光扫描仪44例如是能够二维扫描的电扫描仪。

〈OCT单元100〉

如图2中例示那样，在OCT单元100设置有用于执行扫频光源OCT的光学系统。该光学系统包括干渉光学系统。该干渉光学系统将来自波长可变光源(波长扫描型光源)的光分割为测定光和参照光，使来自被检眼E的测定光的返回光和经由参照光路的参照光干渉生成干渉光，检测该干渉光。由干渉光学系统获得的检测结果(检测信号)是表示干渉光的频谱的信号，发送至运算控制单元200。

光源单元101例如包括使出射光的波长快速变化的近红外波长可变激光。从光源单元101输出的光L0被光纤102引导到偏振控制器103，调整其偏光状态。而且，光L0被光纤104引导到光纤耦合器105而被分割为测定光LS和参照光LR。测定光LS的光路称为测定臂等，参照光LR的光路称为参照臂等。

参照光LR被光纤110引导至准直器111而变换为平行光束，经由光路长矫正构件112及散射补偿构件113被引导至反射器114。光路长矫正构件112进行作用，使得参照光LR的光路长与测定光LS的光路长匹配。散射补偿构件113与配置于测定臂的散射补偿构件42一起进行作用，使得参照光LR与测定光LS之间的散射特性匹配。反射器114能够沿着入射至反射器114的参照光LR的光路移动，由此参照臂的长度变更。参照臂的光路长的变更例如用于根据眼轴长的光路长矫正和干渉状态的调整等。

经反射器114的参照光LR经由散射补偿构件113及光路长矫正构件112，被准直器116从平行光束变换为汇聚光束，入射至光纤117。入射至光纤117的参照光LR被引导到偏振控制器118，调整其偏光状态，通过光纤119被引导到衰减器120调整其光量，通过光纤121被引导至光纤耦合器122。

另一方面，由光纤耦合器105生成的测定光LS被光纤127引导，并由准直透镜单元40变换为平行光束，经由反射器41、散射补偿构件42、OCT聚焦透镜43、光扫描仪44及中继透镜45，被分色镜46反射，被物镜22折射而投射于被检眼E。测定光LS在被检眼E的各种深度位置漫射并反射。测定光LS的来自被检眼E的返回光在与来路相同的路径上朝向相反方向前进并被引导至光纤耦合器105，经由光纤128到达光纤耦合器122。

光纤耦合器122使经由光纤128入射的测定光LS与经由光纤121入射的参照光LR重合生成干渉光。光纤耦合器122将生成的干渉光以预定的分支比(例如1:1)分支，由此生成一对干渉光LC。一对干渉光LC分别通过光纤123及光纤124被引导至检测器125。

检测器125例如包括平衡光电二极管。平衡光电二极管具有分别检测一对干渉光LC的一对光电探测器，输出由一对光电探测器获得的一对检测结果的差分。检测器125将该输出(检测信号)发送至数据收集系统(DAQ)130。

从光源单元101向数据收集系统130供应时钟KC。在光源单元101中，与由波长可变光源在预定的波长范围内扫描的各波长的输出定时同步地生成时钟KC。光源单元101例如将各输出波长的光L0分支生成两个分支光，使这些分支光中的一者光学延迟，并将这些分支光合成，检测获得的合成光，基于其检测结果生成时钟KC。数据收集系统130基于时钟KC执行从检测器125输入的检测信号的取样。数据收集系统130将该取样的结果发送至运算控制单元200。

在本例中，设置有用于变更测定臂的光路长的要件(例如，反射器41)和用于变更参照臂的光路长的要件(例如，反射器114或参照镜)两者，但是也可以仅设置一个要件。另外，用于变更测定臂的光路长与参照臂的光路长之间的差(光路长差)的要件不限于此，可以是任意的要件(光学构件、机构等)。

〈控制系统〉

在图3及图4中示出血流测量装置1的控制系统的结构例。控制部210、图像形成部220及数据处理部230设置于运算控制单元200。

〈控制部210〉

控制部210执行各种控制。控制部210包括主控制部211和存储部212。

〈主控制部211〉

主控制部211包括处理器，控制血流测量装置1的各部分(包括图1～图4中所示的要件)。

配置于拍摄光路的拍摄聚焦透镜31和配置于照明光路的对焦光学系统60在主控制部211的控制下通过未图示的拍摄聚焦驱动部同步移动。设置于测定臂的反射器41在主控制部211的控制下通过反射器(RR)驱动部41A移动。配置于测定臂的OCT聚焦透镜43在主控制部211的控制下通过OCT聚焦驱动部43A移动。设置于测定臂的光扫描仪44在主控制部211的控制下运转。配置于参照臂的反射器114在主控制部211的控制下通过反射器(RR)驱动部114A移动。这些驱动部各自包括在主控制部211的控制下运转的脉冲马达等致动器。

移动机构150例如至少使眼底相机单元2三维移动。在典型例子中，移动机构150包括能够在±x方向(左右方向)上移动的x载置台、使x载置台移动的x移动机构、能够在±y方向(上下方向)上移动的y载置台、使y载置台移动的y移动机构、能够在±z方向(进深方向)上移动的z载置台和使z载置台移动的z移动机构。这些移动机构各自包括在主控制部211的控制下运转的脉冲马达等致动器。

主控制部211控制LCD39。例如，主控制部211在LCD39的画面上预先设定的位置显示固定视标。另外，主控制部211能够变更显示于LCD39的固定视标的显示位置(固视位置)。固定视标的移动能够以连续性移动、断续性移动、离散性移动等任意的方式进行。关于本实施方式中的固视位置的移动方式后述。

固视位置例如由LCD39中的固定视标图像的显示位置(像素的坐标)表现。该坐标例如是由在LCD39的显示画面中预先定义的二维坐标系表示的坐标。在使用固视矩阵的情况下，固视位置例如由点亮的发光部的位置(坐标)表现。该坐标例如是由在多个发光部的排列面中预先定义的二维坐标系表示的坐标。

〈存储部212〉

存储部212存储各种数据。作为存储于存储部212的数据具有OCT图像、眼底像、被检眼信息等。被检眼信息包括患者ID和姓名等被检者信息、左眼/右眼的识别信息、电子病历信息等。

〈图像形成部220〉

图像形成部220基于从数据收集系统130输入的信号(取样数据)形成眼底Ef的OCT图像数据。图像形成部220能够形成眼底Ef的B扫描图像数据(二维断层像数据)和相位图像数据。关于这些OCT图像数据后述。图像形成部220例如包括电路基板、微处理器。此外，在本说明书中，只要没有特别提及，不区分“图像数据”和基于图像数据的“图像”。

在本实施方式的血流测量中，对眼底Ef执行两种扫描(主扫描及补充扫描)。

在主扫描中，为了获取相位图像数据，用测定光LS反复地扫描与眼底Ef的关注血管交叉的断面(关注断面)。

在补充扫描中，为了推定关注断面中的关注血管的斜度，用测定光LS扫描预定的断面(补充断面)。补充断面例如可以是与关注血管交叉且位于关注断面附近的断面(第一补充断面)。或者，补充断面可以是与关注断面交叉且沿关注血管的断面(第二补充断面)。

图5A中示出适用第一补充断面的情况的例子。在本例中，如眼底像D所示，位于眼底Ef的视神经乳头Da附近的一个关注断面C0和位于其附近的两个补充断面C1、C2设定为与关注血管Db交叉。两个补充断面C1、C2中的一个相对于关注断面C0位于关注血管Db的上游侧，另一个位于下游侧。关注断面C0及补充断面C1、C2例如以相对于关注血管Db的运行方向大致正交的方式相面对。

图5B中示出适用第二补充断面的情况的例子。在本例中，与在图5A中示出的例子同样的关注断面C0设定为与关注血管Db大致正交，并且，补充断面Cp设定为与关注断面C0大致正交。补充断面Cp沿着关注血管Db设定。作为一个例子，补充断面Cp可以设定为在关注断面C0的位置通过关注血管Db的中心轴。

在例示性的血流测量中，在包括患者心脏的至少一个心动周期的期间，重复执行主扫描。由此，能够求出全部心动时相中的血流动态。此外，执行主扫描的时间既可以是预先设定的恒定的时间，也可以是按照每个患者或每次检查设定的时间。在前者的情况下，设定比标准的心动周期长的时间(例如2秒钟)。在后者的情况下，能够参照患者的心电图等生物体数据。在此，也能够考虑心动周期以外的因素。作为该因素的例子具有检查所需的时间(给患者带来的负担)、光扫描仪44的响应时间(扫描时间间隔)、检测器125的响应时间(扫描时间间隔)等。

图像形成部220包括断层像形成部221和相位图像形成部222。

〈断层像形成部221〉

断层像形成部221基于在主扫描中由数据收集系统130获得的取样数据，形成表示关注断面中的形态的时序变化的断层像(主断层像)。更详细地说明该处理。主扫描如上所述那样重复扫描关注断面C0。根据该重复扫描，从数据收集系统130向断层像形成部221逐次输入取样数据。断层像形成部221基于与关注断面C0的各扫描对应的取样数据形成与关注断面C0对应的一张主断层像。断层像形成部221通过将该处理重复主扫描的反复次数，形成沿时序的一系列主断层像。在此，将这些主断层像分割为多个组，可以将各组中所包括的主断层像组重合而提高画质(图像の算术平均处理)。

而且，断层像形成部221基于在对补充断面的补充扫描中由数据收集系统130获得的取样数据，形成表示补充断面的形态的断层像(补充断层像)。形成补充断层像的处理以与形成主断层像的处理相同的要领执行。在此，主断层像是沿时序的一系列断层像，但是补充断层像也可以是一张断层像。另外，补充断层像可以是使对补充断面进行多次扫描获得的多个断层像重合而使画质提高的补充断层像(图像的算术平均处理)。

在适用图5A中例示的补充断面C1、C2的情况下，断层像形成部221形成与补充断面C1对应的补充断层像和与补充断面C2对应的补充断层像。在适用图5B中例示的补充断面Cp的情况下，断层像形成部221形成与补充断面Cp对应的补充断层像。

形成以上例示那样的断层像的处理与以往的傅里叶域OCT同样，包括噪音除去(噪音降低)、滤波处理、快速傅里叶变换(FFT)等。在其他类型的OCT装置的情况下，断层像形成部221执行与其类型对应的公知处理。

〈相位图像形成部222〉

相位图像形成部222基于在主扫描中由数据收集系统130获得的取样数据，形成表示关注断面中的相位差的时序变化的相位图像。用于形成相位图像的取样数据与用于由断层像形成部221形成主断层像的取样数据相同。因此，能够对主断层像与相位图像之间进行对位。也就是说，能够在主断层像的像素与相位图像的像素之间设定自然对应关系。

说明相位图像的形成方法的一个例子。通过计算相邻的A线复信号(也就是说，与相邻的扫描点对应的信号)的相位差，获得该例的相位图像。换言之，该例的相位图像基于主断层像的像素值(亮度值)的时序变化形成。关于主断层像的任意像素，相位图像形成部222创建该像素的亮度值的时序变化的曲线。相位图像形成部222求出在该曲线中分离预定的时间间隔Δt的两个时点t1、t2(t2＝t1+Δt)之间的相位差并且，将该相位差/>定义为时点t1(更通常地，时点t1与时点t2之间的任意时点)的相位差/>通过针对预先设定的多个时点分别执行该处理，获得该像素的相位差的时序变化。

相位图像是将各像素的各时点的相位差的值表现为图像的图像。例如能够通过以显示颜色或亮度表现相位差的值，实现该图像化处理。此时，能够变更相位沿着时序增加情况的显示颜色(例如红色)和相位沿着时序减少情况的显示颜色(例如蓝色)。另外，也能够以显示颜色的深浅表现相位的变化量的大小。通过采用这样的表现方法，能够用显示颜色表明血流的朝向和大小。通过针对各像素执行以上的处理，形成相位图像。

此外，通过使上述的时间间隔Δt足够小来确保相位的相互关联，由此获得相位差的时序变化。此时，在测定光LS的扫描中执行将时间间隔Δt设定为比相当于断层像的分辨能力的时间小的值的过取样。

〈数据处理部230〉

数据处理部230执行各种数据处理。例如，数据处理部230对由图像形成部220形成的图像实施各种图像处理、解析处理。作为其具体例，数据处理部230执行图像的亮度矫正、散射矫正等各种矫正处理。而且，数据处理部230对由眼底相机单元2获得的图像(眼底像、前眼部像等)、从外部输入的图像实施各种图像处理、解析处理。

数据处理部230能够形成眼底Ef的三维图像数据。三维图像数据是指，由三维坐标系定义像素位置的图像数据。作为三维图像数据的例子，具有堆栈数据和体数据。

堆栈数据是基于扫描线的位置关系使沿着多条扫描线获得的多个断层像三维排列而获得的图像数据。即，堆栈数据是由一个三维坐标系表现(也就是说，嵌入一个三维空间)本来由个别的二维坐标系定义的多个断层像而获得的图像数据。

体数据是将三维排列的体素设为像素的图像数据，也称为体素数据。通过对堆栈数据适用插值处理和体素化处理等，形成体数据。

数据处理部230对三维图像数据实施绘制，由此能够形成显示用的图像。可适用的绘制方法的例子具有体绘制、面绘制、最大值投影(MIP)、最小值投影(MinIP)、多断面重建(MPR)等。

数据处理部230作为用于求出血流信息的例示性要件包括血管区域确定部231、血流信息生成部232、断面设定部237和渐晕判定部238。血流信息生成部232包括斜度推定部233、血流速度计算部234、血管直径计算部235和血流量计算部236。

〈血管区域确定部231〉

血管区域确定部231分别针对主断层像、补充断层像及相位图像确定与关注血管Db对应的血管区域。该处理能够通过解析各图像的像素值来执行(例如阈值处理)。

此外，主断层像和补充断层像作为解析处理对象具有足够的分辨率，但是具有相位图像不具有能够确定血管区域的边界程度的分辨率的情况。但是，既然基于相位图像生成血流信息，需要高精度且高准确度地确定血流信息中所包括的血管区域。因此，例如能够通过进行如下那样的处理，更正确地确定相位图像中的血管区域。

如前述那样，主断层像和相位图像基于相同的取样数据形成，所以能够定义主断层像的像素与相位图像的像素之间的自然对应关系。血管区域确定部231例如解析主断层像来求出血管区域，基于该对应关系确定与该血管区域对应的相位图像中的图像区域，采用所确定的图像区域作为相位图像中的血管区域。由此，能够以高精度且高准确度地确定相位图像的血管区域。

〈血流信息生成部232〉

血流信息生成部232生成与关注血管Db有关的血流信息。如前述那样，血流信息生成部232包括斜度推定部233、血流速度计算部234、血管直径计算部235和血流量计算部236。

〈斜度推定部233〉

斜度推定部233基于通过补充扫描收集到的补充断面的数据(断面数据、补充断层像)求出关注血管的斜度的推定值。该斜度推定值例如可以是关注断面中的关注血管的斜度的测定值或其近似值。

说明实际测定关注血管的斜度的值的情况的例子(斜度推定的第一例)。在适用图5A中示出的补充断面C1、C2的情况下，斜度推定部233基于关注断面C0、补充断面C1与补充断面C2之间的位置关系和由血管区域确定部231确定的血管区域的确定结果，计算关注断面C0中的关注血管Db的斜度。

一边参照图6A一边说明关注血管Db的斜度的计算方法。附图标记G0、G1及G2分别表示关注断面C0中的主断层像、补充断面C1中的补充断层像及补充断面C2中的补充断层像。另外，附图标记V0、V1、V2分别表示主断层像G0内的血管区域、补充断层像G1内的血管区域及补充断层像G2内的血管区域。图6A中示出的z坐标轴实质上与测定光LS的入射方向一致。另外，将主断层像G0(关注断面C0)与补充断层像G1(补充断面C1)之间的距离设为d，将主断层像G0(关注断面C0)与补充断层像G2(补充断面C2)之间的距离同样地设为d。将相邻的断层像的间隔，也就是说相邻的断面的间隔称为断面间距离。

斜度推定部233能够基于3个血管区域V0、V1、V2间的位置关系，计算关注断面C0中的关注血管Db的斜度A。该位置关系例如通过将3个血管区域V0、V1、V2连接来求出。作为其具体例，斜度推定部233能够确定3个血管区域V0、V1、V2各自的特征位置，并将这些特征位置连接。作为该特征位置具有中心位置、重心位置、最上部(z坐标值最小的位置)、最下部(z坐标值最大的位置)等。另外，作为特征位置的连接方法，具有用线段连接的方法、用近似曲线(样条曲线、贝塞尔曲线等)连接的方法等。

而且，斜度推定部233基于将根据3个血管区域V0、V1、V2确定的特征位置之间连接的线，计算斜度A。在用线段连接的情况下，例如能够基于将关注断面C0的特征位置和补充断面C1的特征位置连接的第一线段的斜度和将关注断面C0的特征位置和补充断面C2的特征位置连接的第二线段的斜度计算斜度A。作为该计算处理的例子，能够求出两个线段的斜度的平均值。另外，作为用近似曲线连接的情况的例子，能够求出近似曲线与关注断面C0交叉的位置处的该近似曲线的斜度。此外，例如在求出线段、近似曲线的处理中，在将断层像G0～G2嵌入xyz坐标系时使用断面间距离d。

在上述的例子中，考虑3个断面中的血管区域，但是也能够构成为考虑两个断面求出斜度。作为该具体例，能够将上述第一线段或第二线段的斜度设为目的斜度。另外，在该例子中求出一个斜度，但也可以针对血管区域V0中的两个以上位置(或区域)分别求出斜度。在该情况下，既能够分别使用获得的两个以上斜度的值，也能够使用对这些斜度的值进行统计处理而获得的值(例如，平均值、最大值、最小值、中间值、众数值等)作为斜度A。

说明求出关注血管的斜度的近似值的情况的例子(斜度推定的第二例)。在适用图5B中示出的补充断面Cp的情况下，斜度推定部233能够解析与补充断面Cp对应的补充断层像，计算关注断面C0中的关注血管Db的斜度的近似值。

一边参照图6B一边说明关注血管Db的斜度的近似方法。附图标记Gp表示补充断面Cp中的补充断层像。附图标记A与图6A中示出的例子同样地表示关注血管Db的斜度。

在本例中，斜度推定部233能够解析补充断层像Gp，确定相当于眼底Ef的预定组织的图像区域。例如，斜度推定部233能够确定相当于作为视网膜的表层组织的内界膜(ILM)的图像区域(内界膜区域)M。图像区域的确定例如利用公知的分割处理。

已知内界膜和眼底血管彼此大致平行。斜度推定部233计算关注断面C0中的内界膜区域M的斜度A_app。关注断面C0中的内界膜区域M的斜度A_app用作关注断面C0中的关注血管Db的斜度A的近似值。

此外，图6A及图6B中示出的斜度A是表示关注血管Db的朝向的矢量，其值的定义可以是任意的。作为一个例子，能够将斜度A的值定义为斜度(矢量)A与z轴所成的角度。同样地，图6B中示出的斜度A_app是表示内界膜区域M的朝向的矢量，其值的定义可以是任意的。例如，能够将斜度A_app的值定义为斜度(矢量)A_app与z轴所成的角度。此外，z轴的朝向与测定光LS的入射方向实质上相同。

斜度推定部233执行的处理不限于上述的例子，也可以是能够基于对眼底Ef的断面适用OCT扫描而收集到的断面数据求出关注血管Db的斜度的推定值(例如，关注血管Db自身的斜度值、其近似值等)的任意处理。

〈血流速度计算部234〉

血流速度计算部234基于作为相位图像获得的相位差的时序变化，计算在关注血管Db内流动的血液的关注断面C0中的血流速度。该计算对象既可以是某一时点的血流速度，也可以是该血流速度的时序变化(血流速度变化信息)。在前者的情况下，例如能够选择性地获取心电图的预定的时相(例如，R波的时相)中的血流速度。另外，后者中时间的范围是扫描关注断面C0的时间的整体或任意一部分。

在得到血流速度变化信息的情况下，血流速度计算部234能够计算测量期间中的血流速度的统计值。作为该统计值具有平均值、标准偏差、离散、中心值、众数值、最大值、最小值、极大值、极小值等。另外，也能够创建与血流速度的值有关的直方图。

血流速度计算部234使用多普勒OCT方法计算血流速度。此时，考虑由斜度推定部233计算出的关注断面C0中的关注血管Db的斜度A(或，其近似值A_app)。具体地说，血流速度计算部234能够使用下式。

[式1]

在此：

Δf表示测定光LS的漫射光受到的多普勒频移；

n表示介质的折射率；

v表示介质的流速(血流速度)；

θ表示测定光LS的照射方向与介质的流动矢量所成的角度；

λ表示测定光LS的中心波长。

在本实施方式中，n和λ已知，Δf根据相位差的时序变化获得，θ根据斜度A(或，其近似值A_app)获得。典型地，θ与斜度A(或，其近似值A_app)相等。通过将这些值代入上述的式子，计算血流速度v。

〈血管直径计算部235〉

血管直径计算部235计算关注断面C0中的关注血管Db的直径。作为该计算方法的例子，具有使用眼底像(正面图像)的第一计算方法和使用断层像的第二计算方法。

在适用第一计算方法的情况下，预先对包括关注断面C0位置的眼底Ef的部位进行拍摄。由此获得的眼底像既可以是观察图像(的帧)，也可以是拍摄图像。在拍摄图像是彩色图像的情况下，可以使用构成拍摄图像的图像(例如无红图像)。另外，拍摄图像既可以是通过眼底荧光造影拍摄(荧光素荧光造影拍摄等)获得的荧光图像，也可以是通过OCT血管造影(OCT Angiography)获得的血管增强图像(血管造影片、运动对比图像)。

血管直径计算部235基于拍摄视角(拍摄倍率)、工作距离、眼球光学系统的信息等、确定图像上的比例与实际空间中的比例间的关系的各种因素，设定眼底像中的比例。该比例表示实际空间中的长度。作为具体例，该比例将相邻像素的间隔与实际空间中的比例对应起来(例如像素的间隔＝10μm)。此外，也能够预先计算上述因素的各种值与实际空间中的比例间的关系，并存储以表形式或曲线形式表现该关系的信息。在该情况下，血管直径计算部235选择性地适用对应于上述因素的比例。

而且，血管直径计算部235基于该比例和血管区域V0中所包括的像素，计算关注断面C0中的关注血管Db的直径，也就是说血管区域V0的直径。作为具体例，血管直径计算部235求出血管区域V0的各种方向的直径的最大值和平均值。另外，血管直径计算部235能够将血管区域V0的轮廓近似为圆或近似为椭圆，求出该圆或椭圆的直径。此外，如果决定血管直径，则由于能够(实质性地)确定血管区域V0的面积(也就是说，能够将两者实质性地一对一对应起来)，也可以计算该面积来代替求出血管直径。

说明第二计算方法。在第二计算方法中，典型地，使用关注断面C0中的断层像。该断层像既可以是主断层像，也可以是与主断层像分开获取到的图像。

该断层像中的比例基于OCT的测量条件等确定。在本实施方式中，如图5A或图5B所示，扫描关注断面C0。关注断面C0的长度基于工作距离、眼球光学系统的信息等、确定图像上的比例与实际空间中的比例间的关系的各种因素确定。血管直径计算部235例如基于该长度求出相邻像素的间隔，与第一计算方法同样地，计算关注断面C0中的关注血管Db的直径。

〈血流量计算部236〉

血流量计算部236基于血流速度的计算结果和血管直径的计算结果，计算在关注血管Db内流动的血液的流量。下面说明该处理的一个例子。

假设血管内的血流为哈根-泊肃叶流(Hagen-Poiseuille flow)。另外，若将血管直径设为w，将血流速度的最大值设为Vm，则血流量Q用下式表示。

[式2]

血流量计算部236将由血管直径计算部235计算出的血管直径的计算结果w和基于由血流速度计算部234计算出的血流速度的计算结果的最大值Vm代入该式，由此计算目的血流量Q。

〈断面设定部237〉

主控制部211使显示部241显示眼底Ef的正面图像。该正面图像可以是任意种类的图像，例如是观察图像、拍摄图像、荧光图像、OCT血管造影图像、OCT投影图像及OCT阴影图中的任一个。

用户对操作部242进行操作，由此能够对于所显示的眼底Ef的正面图像指定一个以上的关注断面。关注断面被指定为与关注血管交叉。断面设定部237基于所指定的一个以上的关注断面和眼底Ef的正面图像，设定与一个以上的关注断面的各关注断面有关的一个以上的补充断面。此外，也可以手动进行补充断面的设定。

在其他的例子中，断面设定部237可以构成为解析眼底Ef的正面图像来确定一个以上的关注血管。关注血管的确定例如基于血管的粗细、相对于眼底的预定部位(例如，视神经乳头、黄斑)的位置关系、血管的种类(例如动脉、静脉)等执行。而且，断面设定部237能够设定与所设定的一个以上的关注血管的各关注血管有关的一个以上的关注断面和一个以上的补充断面。

这样，由用户利用断面设定部237或通过用户与断面设定部237的协作，对眼底Ef设定图5A或图5B所例示那样的关注断面及补充断面。

〈渐晕判定部238〉

渐晕判定部238基于经由安装于血流测量装置1的光学系统入射至被检眼E的光的返回光的检测结果，判定渐晕的有无。

为了判定渐晕而入射至被检眼E的光的种类、用途和强度(光量)可以是任意的。入射光的种类例如可以是红外光或可见光。入射光的用途例如可以是拍摄、检查或测定。

在本实施方式中能够利用的入射光例如是OCT用的测定光LS、或眼底拍摄用的观察照明光、拍摄照明光或激发光。该入射光的返回光的检测结果例如可以是OCT图像、观察图像、拍摄图像或荧光图像。

本实施方式中的“渐晕”包括用于眼底血流测量的入射光或其返回光的一部分或全部被瞳孔遮挡而产生的渐晕(亮度的降低)。另外，本实施方式中的“渐晕的有无”包括如下任一个：是否产生渐晕；渐晕程度是否超过预定程度。

说明渐晕判定部238执行的处理的例子。下面，说明与渐晕判定方法有关的第一例及第二例，但是方法不限于这些。

在第一例中，用于渐晕判定的入射光是测定光LS，应用预定的OCT扫描。本例中的OCT扫描的方式例如可以是对图5A所示的关注断面C0(或，补充断面C1及/或补充断面C2)的OCT扫描或对图5B所示的补充断面Cp的OCT扫描。本例中的OCT扫描例如是对同一断面的重复扫描。

在应用对补充断面Cp(或，补充断面C1及/或补充断面C2)的重复扫描的情况下，能够与渐晕判定并行地进行关注血管Db的斜度推定，或能够从渐晕判定顺畅地转移至关注血管Db的斜度推定。

在应用补充断面Cp的情况下，在无渐晕的情况下，如图7A所示，获得表示补充断面Cp的形态的断层像Gp1(断面数据)。另一方面，在有渐晕的情况下，如图7B所示，获得未描绘出补充断面Cp的形态的断层像Gp2(断面数据)。此外，在对准适宜的状态下，光扫描仪44配置于与被检眼E的瞳孔大致共轭的位置，所以测定光LS的偏转中心与瞳孔大致一致。因而，在测定光LS在瞳孔中渐晕的情况下，获得未描绘出补充断面Cp的形态的断层像Gp2(断面数据)。

渐晕判定部238对通过对于补充断面Cp的OCT扫描而获得的断层像进行解析，判定是否描绘出补充断面Cp的形态。例如，渐晕判定部238可以构成为对在断层像是否描绘出内界膜区域(M)进行判定。“在断层像描绘出内界膜区域”的判定结果相当于“无渐晕”的判定结果。相反地，“在断层像未描绘出内界膜区域”的判定结果相当于“有渐晕”的判定结果。

说明渐晕判定部238执行的处理的第二例。在本例中，用于渐晕判定的入射光是眼底拍摄用的照明光，也可以是观察照明光或拍摄照明光。渐晕判定部238对眼底像进行解析，判定是否发生作为渐晕的影响的光量降低。例如，渐晕判定部238判定在眼底像的中心部的亮度与周边部的亮度之间是否产生差(也就是说，是否发生周边光量的降低)。该判定参照构成眼底像的像素的值(典型地，亮度分布)执行，例如包括阈值处理、标记等图像处理。

根据第二例，能够容易地判定渐晕程度。渐晕程度例如基于在眼底像中周边光量降低的图像区域的特性评价。渐晕判定部238能够这样计算评价值(例如，周边光量降低区域的尺寸(面积))，基于该评价值的大小判定渐晕的有无。本例中的“渐晕的有无”例如相当于渐晕程度是否超过预定程度。典型地，渐晕判定部238对计算出的评价值与阈值进行比较，在评价值超过阈值的情况下判定为“有渐晕”，在评价值为阈值以下的情况下判定为“无渐晕”。

如以上那样发挥功能的数据处理部230例如包括处理器、RAM、ROM、硬盘驱动器等而构成。在硬盘驱动器等的存储装置中预先存储有使处理器执行上述功能的计算机程序。

〈用户界面240〉

用户界面(UI)240包括显示部241和操作部242。显示部241包括图1中示出的显示装置3和其他的显示器件。操作部242包括任意的操作器件。用户界面240例如如触摸面板那样，可以包括具备显示功能和操作功能两者的器件。

〈运转〉

说明血流测量装置1的运转例。在图8中示出血流测量装置1的运转的一个例子。此外，患者ID的输入等准备性处理已经进行。

(S1：自动对准开始)

首先，执行自动对准。自动对准例如如前述那样，使用对准指标执行。或者，如在日本特开2013-248376号公报中公开的那样，也能够利用两个以上的前眼部相机执行自动对准。自动对准的方法不限于这些。

(S2：自动对准结束)

若被检眼E与光学系统之间的相对位置在x方向、y方向及z方向都吻合，则自动对准结束。

(S3：追踪开始)

若自动对准结束，则血流测量装置1开始用于按照被检眼E(眼底Ef)的运动使光学系统移动的追踪。追踪例如通过使用红外光获取眼底Ef的观察图像的运转、解析观察图像来检测眼底Ef的运动的运转和按照检测到的眼底Ef的运动使光学系统移动的运转的组合来实现。

在此，能够执行对于眼底Ef的焦点调整等眼底拍摄条件的设定和光路长调整等OCT测量条件的设定等。另外，能够在该阶段或其他任意定时执行关注血管的选择、关注断面的设定、补充断面的设定等。在本运转例中，设定图5B所示的关注血管Db、关注断面C0及补充断面Cp。

(S4：使光学系统移动预定距离)

在该阶段，在xy方向上，角膜顶点(或瞳孔中心)与光学系统的光轴大致一致，在z方向上，被检眼E与光学系统(物镜22)之间的距离与工作距离大致一致。

主控制部211以使光学系统向xy面上的预定方向移动预定距离的方式控制移动机构150。换言之，主控制部211对移动机构150应用使光学系统向与光学系统的光轴正交的预定方向从光学系统的光轴移动预定距离的第一移动控制。由此，光学系统的光轴移动到与在xy方向上与角膜顶点(或瞳孔中心)大致一致的位置H0向左上方向分离预定距离的位置H1。

第一移动控制中的光学系统的移动方向(初始移动方向)可以是任意的，预先设定。第一移动控制中的光学系统的移动距离(初始移动量)可以是任意的，例如可以是默认设定的距离。此外，详细的后述，但初始移动量例如可以是根据瞳孔散大的有无设定的距离，也可以是根据被检眼E的瞳孔直径设定的距离。

(S5：判定渐晕的有无)

在步骤S4之后，主控制部211作为用于渐晕判定的OCT扫描，开始图5B所示的补充断面Cp的扫描。渐晕判定部238基于通过该OCT扫描获取的断面数据，判定渐晕的有无。例如，图像形成部220(断层像形成部221)根据通过该OCT扫描获取到的数据形成补充断面Cp的断层像，渐晕判定部238通过判定在该断层像上是否描绘出补充断面Cp的形态，判定渐晕的有无。

(S6：移动结束？)

在满足预定条件(移动结束条件)的情况下，判定为光学系统的移动结束(S6：是)，处理转移至步骤S8。在不满足移动结束条件的情况下(S6：否)，处理转移至步骤S7。关于移动结束条件后述。

(S7：使光学系统微动)

在步骤S6中判定为移动结束条件不满足的情况下(S6：否)，主控制部211对移动机构150应用用于基于在步骤S5中获得的判定结果来微调光学系统的位置的第二移动控制。

作为一个例子，在步骤S5中判定为未发生渐晕的情况下，主控制部211以使光学系统向初始移动方向进一步移动的方式执行第二移动控制。例如，如图9B所示，在第一移动控制后的光轴位置H1处于瞳孔Ep的内部的情况下，适当地执行补充断面Cp的OCT扫描，如图7A所示，获得描绘出补充断面Cp的形态的断层像。其结果，由渐晕判定部238判定为未发生渐晕。如在图9B中用附图标记J1表示那样，主控制部211以使光学系统向初始移动方向移动预定距离(预定的微动量)的方式控制移动机构150。这样，在步骤S5中判定为未发生渐晕的情况下，光学系统的光轴向朝向瞳孔Ep的外缘的方向(也就是说，与自动对准后的光轴位置H0分离的方向)移动。

相反地，在步骤S5中判定为发生渐晕的情况下，主控制部211以使光学系统向与初始移动方向相反的方向移动的方式执行第二移动控制。例如，如图9C所示，在第一移动控制后的光轴位置H1处于瞳孔Ep的外部的情况下，测定光LS被光彩等遮挡，如图7B所示，获得未描绘出补充断面Cp的形态的断层像。其结果，由渐晕判定部238判定为发生渐晕。如在图9C中用附图标记J2表示那样，主控制部211以使光学系统向初始移动方向的相反方向移动预定距离(预定的微动量)的方式控制移动机构150。这样，在步骤S5中判定为发生渐晕的情况下，光学系统的光轴向朝向自动对准之后的光轴位置H0的方向移动。

在光学系统微动后，返回步骤S5的处理。步骤S5～S7重复，直到在步骤S6中判定为“是”为止。此外，在步骤S5～S7重复预定次数时，或步骤S5～S7的重复持续预定时间时，能够输出错误判定。

说明步骤S6中的移动结束条件。例如，移动结束条件既是未发生渐晕的状态，也是光学系统配置于从第一移动控制前的光轴的位置起的位移变为最大的位置的状态。在该情况下，主控制部211使步骤S5～S7(第二移动控制)重复执行，直到由渐晕判定部238判定为无渐晕，并且光学系统配置于从第一移动控制前的光轴的位置起的位移变为最大的位置为止。

作为一个例子，在向初始移动方向微动后判定为有渐晕的情况下，通过将光学系统返回该微动前的光轴位置，满足本例的移动结束条件。作为其他的例子，在向初始移动方向的相反方向微动后判定为无渐晕的情况下，该微动后的光学系统的位置满足本例的移动结束条件。

此外，本例的移动结束条件是否满足的判定不限于这些例子。另外，移动结束条件不限于本例的条件。

(S8：推定关注血管的斜度)

若在步骤S6中判断为光学系统的移动结束(S6：是)，则血流测量装置1推定关注血管Db的斜度。本例的斜度推定例如与渐晕判定相同地利用补充断面Cp的断面数据。

(S9：执行血流测量)

如果在步骤S8中获得关注血管Db的斜度的推定值，则血流测量装置1以前述的要领执行关注断面C0的血流测量，生成血流信息。

说明以上说明的运转的变形例。如前述那样，在利用OCT的眼底血流测量中，重要的是关注血管Db的朝向与测定光LS的入射方向所成的角度(测量角度)适宜。

因此，通过使显示部241显示由斜度推定部233求出的测量角度的值(推定值)和预先设定的适宜的测量角度(目标角度)的值，能够向用户提示测量角度和目标角度。该显示控制由主控制部211执行。

目标角度例如在78度～85度的范围设定，更适宜地在80度～85度的范围设定。目标角度可以是单一值，也可以是由上限及/或下限定义的范围。目标角度例如可以是默认值、默认范围、用户或其他人(例如，维修服务人员)设定的值或范围、血流测量装置1或其他装置(例如，医疗机构内服务器及监视血流测量装置1的运转的装置)设定的值或范围中的任一个。作为血流测量装置1等设定的情况的例子，能够再次设定过去应用于被检眼E的目标角度，根据被检者的属性设定目标角度，或者根据被检眼E的属性设定目标角度。

在本例中，主控制部211能够使显示部241与目标角度一起显示在第一移动控制后的任意定时由斜度推定部233求出的测量角度。典型地，主控制部211能够使显示部241与目标角度一起显示在第一移动控制后由斜度推定部233求出的测量角度，或者使显示部241与目标角度一起显示在第二移动控制后由斜度推定部233求出的测量角度。

用户能够参照测量角度的测定值和目标角度的值输入指示。例如，在获得与目标角度(大致)一致的测量角度的情况下，用户能够使用操作部242输入血流测量开始指示。另外，主控制部211可以构成为，对测量角度的测定值和目标角度进行比较，在这些(大致)一致的情况下，执行血流测量开始控制，在这些不一致的情况下，进一步执行第二移动控制。

也存在即使重复进行第二移动控制也不能获得适宜的测量角度的可能性。在该情况下，用户能够使用操作部242变更目标角度。另外，血流测量装置1也能够执行目标角度的变更。例如，在第二移动控制重复预定次数时，或第二移动控制执行预定时间时，主控制部211能够变更目标角度。此外，可以预先设定能够变更目标角度的范围。

在目标角度被变更了时，主控制部211能够再次执行第一移动控制。例如，接受目标角度变更，主控制部211再次执行图8所示运转的步骤S4，进而能够再次执行步骤S5以后的处理。

在由斜度推定部233求出的测量角度的值与目标角度(大致)一致时，主控制部211能够开始血流测量而获取血流信息。典型地，在第二移动控制后由斜度推定部233求出的测量角度的值与目标角度(大致)一致时，主控制部211能够开始血流测量。

根据这样的变形例，能够如下那样使用血流测量装置1。目标角度的初始值设定为80度。在即使重复进行第二移动控制也无法达到测量角度80度的情况下，用户例如将目标角度变更为78度。血流测量装置1再次执行第一移动控制(S4)，进而执行渐晕判定(S5)、第二移动控制等。用户用显示部241确认在第二移动控制后求出的测量角度的值，如果达到测量角度78度，则输入血流测量开始指示。在即使重复第二移动控制也无法达到测量角度78度的情况下，用户例如能够选择目标角度的再变更、重新测量及测量中止中的任一个。

〈作用和效果〉

说明实施方式的血流测量装置的作用及效果。

实施方式的血流测量装置(1)包括血流测量部、移动机构、控制部和判定部。

血流测量部包括用于应用光学相干断层(OCT)扫描的光学系统，基于通过OCT扫描收集到的数据获取血流信息。在上述的实施方式中，血流测量部的光学系统包括图1所示的测定臂及图2所示的光学系统。而且，血流测量部包括图像形成部220及数据处理部230(血流信息生成部232)。

移动机构具有用于移动血流测量部的光学系统的结构。在上述的实施方式中，移动机构包括移动机构150。

控制部对移动机构应用用于使光学系统向与血流测量部的光学系统的光轴正交的第一方向从光轴移动预定距离的第一移动控制。在上述的实施方式中，控制部包括主控制部211。如图9A所例示那样，主控制部211对移动机构150应用用于使测定臂(其光轴)移动到向左上方与自动对准之后的光轴位置H0分离预定距离的位置H1的第一移动控制。

判定部在第一移动控制之后基于经由血流测量部的光学系统入射至被检眼的光的返回光的检测结果来判定渐晕的有无。在上述的实施方式中，判定部包括渐晕判定部238。

为了渐晕判定而入射至被检眼的光可以是用于OCT扫描的光(例如，测定光LS)，也可以是用于眼底拍摄的光(例如，观察照明光、拍摄照明光)，还可以是渐晕判定专用的光，也开是这些光以外的任意光。

为了渐晕判定而入射至被检眼的光，典型地可以是用于血流测量的光(用于OCT扫描的光)或与其同轴入射的光。

在将与用于血流测量的光非同轴地入射的光用于渐晕判定的情况下，能够将光学系统构成为，在瞳孔或其附近，用于血流测量的光与用于渐晕判定的光实质上在相同的位置通过。

或者，在将与用于血流测量的光非同轴地入射的光用于渐晕判定的情况下，如果用于血流测量的光的路径和用于渐晕判定的光的路径是已知或可识别的，则能够基于这些路径的相对位置关系和用于渐晕判定的光的渐晕状态，进行用于血流测量的光的渐晕判定。

控制部对移动机构应用用于基于由判定部获得的判定结果使血流测量部的光学系统进一步移动的第二移动控制。

根据这样的实施方式，在用于在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号的测定臂的偏移运转中，在由第一移动控制使测定臂偏移预定距离之后进行渐晕判定，能够根据其结果进行第二移动控制来调整测定臂的位置。因而，与使测定臂相对于被检眼的光轴的偏移量一点一点地增加以使得不产生由瞳孔引起的渐晕的方法相比较，能够缩短达到最佳的偏移位置为止的时间。由此，能够减轻被检者的负担。

在实施方式中，在第一移动控制之后，血流测量部的光学系统可以对沿着眼底的关注血管的断面应用OCT扫描来收集断面数据。而且，判定部可以基于该断面数据判定渐晕的有无。在上述的实施方式中，能够对图5B所示的补充断面Cp应用OCT扫描来获取断面数据(补充断层像)，基于该断面数据判定渐晕的有无(参照图7A、图7B)。

在实施方式中，可以基于对沿着眼底的关注血管的断面应用OCT扫描而收集到的断面数据来求出关注血管的斜度的推定值(斜度推定部)。在上述的实施方式中，斜度推定部233能够求出关注血管Db自身的斜度或与注血管Db自身的斜度近似的内界膜的斜度。

根据这样的结构，在用于渐晕判定的OCT扫描和用于血管斜度推定的OCT扫描这两种中使用对沿着眼底的关注血管的断面应用OCT扫描，能够与渐晕判定并行地进行血管斜度推定，另外，能够从渐晕判定顺畅地转移至血管斜度推定。由此，能够缩短测量时间，从而能够减轻被检者的负担。

在实施方式中，控制部使显示单元显示在第二移动控制之后由斜度推定部求出的关注血管的斜度的推定值和预先设定的斜度的目标值。在上述的实施方式中，主控制部211能够使显示部241显示在第一移动控制之后的任意定时(例如，第二移动控制之后)由斜度推定部233求出的关注血管Db的斜度的推定值(测量角度)和预先设定的斜度的目标值(目标角度)。

根据这样的结构，用户能够识别关注血管的测量角度，而且，能够比较测量角度和目标角度。由此，能够任意输入血流测量的开始、中止等这样的指示。

在实施方式中，用户能够使用操作部242变更目标角度。在目标角度变更了时，控制部能够再次执行第一移动控制。

根据这样的结构，首先用户能够任意变更目标角度。而且，接受目标角度的变更，能够再次进行用于在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号的测定臂的偏移运转。由此，在即使重复第二移动控制也无法获得适宜的偏移状态等的情况下，能够再设定目标角度来再次探寻适宜的偏移位置。

在实施方式中，在第二移动控制之后由斜度推定部求出的关注血管的斜度的推定值与预先设定的斜度的目标值大致一致的情况下，控制部能够控制血流测量部获取血流信息。在上述的实施方式中，主控制部211能够接收到测量角度与目标角度(大致)一致的信息而使血流测量开始。

根据这样的结构，能够与获得了适宜的测量角度之时相对应地自动开始血流测量。由此，不会错过获得适宜的测量角度的定时，能够缩短测量时间。

在实施方式中，在由判定部判定为无渐晕的情况下，控制部能够以使血流测量部的光学系统向与第一移动控制中的移动方向相同的第一方向进一步移动的方式执行第二移动控制。相反地，在由判定部判定为有渐晕的情况下，控制部能够以使血流测量部的光学系统向第一方向的相反方向移动的方式执行第二移动控制。

在判定为无渐晕的情况下，认为测定臂的光轴位于被检眼的瞳孔内部，所以存在为了在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号而增加测定臂的偏移量的余地。因而，在实施方式中，使血流测量部的光学系统向与第一移动控制中的移动方向相同的第一方向进一步移动，探寻更适宜的偏移位置。

相反地，在判定为有渐晕的情况下，认为测定臂的光轴位于被检眼的瞳孔外部，所以使血流测量部的光学系统向与第一移动控制中的移动方向相反的方向移动，调整偏移位置以使测定臂的光轴在瞳孔内部通过。

根据这样的结构，能够使测定臂的偏移量在不发生渐晕的范围内最大化。

在实施方式中，控制部能够重复执行第二移动控制，直到由判定部判定为无渐晕，并且光学系统配置于从第一移动控制之前的光轴的位置起的位移变为最大的位置为止。

在上述的实施方式中，主控制部211能够重复执行第二移动控制，直到由渐晕判定部238判定为无渐晕，并且测定臂的光轴配置于从第一移动控制之前的测定臂的光轴的位置H0起的偏移量变为最大的位置为止。而且，能够在不发生渐晕的范围内测定臂的偏移量最大化时，主控制部211使血流测量开始。

〈第二实施方式〉

如在第一实施方式的运转例中所说明那样，存在在眼底血流测量中应用用于按照被检眼(眼底)的运动使光学系统移动的追踪的情况。在眼底血流测量中OCT扫描执行几秒左右，所以通常为了降低眼球运动的影响而应用追踪。

如前述那样，典型地，追踪通过获取眼底的红外观察图像的运转、解析该红外观察图像来检测眼底的运动的运转和按照检测到的眼底的运动控制移动机构的运转(也就是说，使光学系统追随眼底的运动的运转)的组合来实现。

一边参照图10一边说明本实施方式的血流测量装置的结构例。应用数据处理部230A来代替第一实施方式的数据处理部230(图3、图4)。此外，能够将第一实施方式的血流测量装置1的要件中的数据处理部230以外的任意要件应用于本实施方式。以下，根据需要援用第一实施方式中的要件进行说明。

数据处理部230A不仅包括图4所示的数据处理部230内的要件组，还包括运动检测部251和图像评价部252。

本实施方式的血流测量装置能够使用观察系统(照明光学系统10及拍摄光学系统30)获取眼底Ef的红外观察图像。红外观察图像包括以预定的时间间隔获取到的时序图像组(帧组)。

运动检测部251对由观察系统获取到的帧进行解析来检测眼底Ef的运动。该运动检测可以对由观察系统获取到的全部帧应用，也可以仅对全部帧的一部分应用。

运动检测部251例如执行：第一处理，从帧中确定与眼底Ef的特征部位(例如，视神经乳头、黄斑、血管、病变、激光治疗痕等)相当的图像区域(特征区域)；和第二处理，求出根据多个帧确定的多个特征区域的位置的时序变化(时序图像组中的特征区域的描绘位置的时序变化)。

在一个例子中，第一处理及第二处理与由观察系统进行的红外观察图像的获取并行地实时执行。执行第一处理，使得对由观察系统逐次获取的帧进行逐次解析来确定特征区域。而且，执行第二处理，使得逐次计算在时间上相邻的两个帧之间的特征区域的描绘位置的位移。

主控制部211对移动机构150应用用于按照由运动检测部251检测到的眼底Ef的运动使光学系统(至少包括测定臂)移动的控制。由此，实现追踪。

图像评价部252对由观察系统获取到的红外观察图像(时序图像组、帧组)进行评价。该评价可以是红外观察图像是否适宜追踪的评价，典型地包括用于获取红外观察图像的光(例如，观察照明光及/或其返回光)的渐晕的有无的判定。在有渐晕的情况下，检测红外观察图像的周边光量的降低。本实施方式中的红外观察图像的评价例如可以以与第一实施方式中说明的“渐晕判定部238执行的处理的第二例”相同的要领执行。

主控制部211能够基于由渐晕判定部238获得的判定结果和由图像评价部252获得的评价结果，执行与第一实施方式同样的第二移动控制。在本实施方式中，主控制部211对移动机构150应用用于使测定臂向与测定臂的光轴正交的第一方向从光轴移动预定距离的第一移动控制，而且，对移动机构150应用用于基于由渐晕判定部238获得的判定结果使测定臂进一步移动的第二移动控制。

即，在本实施方式中，考虑渐晕判定和红外观察图像的评价来执行第二移动控制。下面说明这样的处理例。

在由渐晕判定部238判定为无渐晕，并且由图像评价部252评价为红外观察图像良好的情况下，主控制部211能够以使光学系统(测定臂)向与第一移动控制相同的第一方向进一步移动的方式执行第二移动控制。

相反地，在由渐晕判定部238判定为有渐晕的情况下，或由图像评价部252评价为所述红外观察图像不良的情况下，主控制部211能够以使光学系统(测定臂)向第一方向的相反方向移动的方式执行第二移动控制。

而且，主控制部211能够重复执行第二移动控制，直到由渐晕判定部238判定为无渐晕，由图像评价部252评价为红外观察图像良好，并且光学系统(测定臂的物镜22)配置于从第一移动控制之前的光轴的位置(H0)起的位移变为最大的位置为止。

根据本实施方式，能够一边适宜地进行追踪，一边执行用于在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号的测定臂的偏移运转。因而，能够避免因追踪的失败引起的偏移运转的错误，能够进一步减轻被检者的负担。

〈第三实施方式〉

本实施方式的血流测量装置能够设定第一移动控制中的光学系统的移动距离即初始移动量(例如，图9A中的位置H0与位置H1之间的距离)。

一边参照图11一边说明本实施方式的血流测量装置的结构例。应用控制部210A来代替第一实施方式的控制部210(图3、图4)。此外，能够将第一实施方式的血流测量装置1的要件中的控制部210以外的任意要件应用于本实施方式。下面，根据需要援用第一实施方式中的要件进行说明。此外，本实施方式的血流测量装置可以包括数据处理部230及数据处理部230A中的任一个。

控制部210A不仅包括图3所示的控制部210内的要件组，还包括移动距离设定部213。

在被检眼E是小瞳孔眼的情况、被检眼E是白内障眼的情况和关注血管位于眼底Ef的周边部的情况等下，有时对被检眼E应用用于使瞳孔散大的药剂(瞳孔散大剂)。移动距离设定部213构成为根据是否对被检眼E应用瞳孔散大剂来设定初始移动量。移动距离设定部213是第一设定部的例子。

说明移动距离设定部213的例子。例示性的移动距离设定部213预先存储有未应用瞳孔散大剂的情况的初始移动量(第一初始移动量)和应用瞳孔散大剂的情况的移动距离(第二初始移动量)。第一初始移动量例如设定为标准瞳孔直径的一半的值(标准尺寸的瞳孔的半径)。第二初始移动量设定为对标准瞳孔直径的眼应用瞳孔散大剂时的、散大了的瞳孔的直径的一半的值。此外，可以预先存储与被检者的属性(年龄、性别等)对应的初始移动量、与被检眼的属性对应的初始移动量。

关于是否对被检眼E应用了瞳孔散大剂，例如用户使用操作部242输入。或者，可以参照被检者的电子病历等判定是否应用了瞳孔散大剂。

移动距离设定部213基于表示是否对被检眼E应用了瞳孔散大剂的信息，从所存储的多个初始移动量中选择一个。主控制部211应用由移动距离设定部213选择的初始移动量执行第一移动控制。

根据本实施方式，能够根据被检眼E的瞳孔的尺寸(尤其是，与瞳孔散大剂的应用的有无对应的瞳孔直径)设定第一移动控制中的初始移动量，所以在用于在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号的测定臂的偏移运转中，能够使达到最佳的偏移位置为止的时间进一步缩短。由此，能够进一步减轻被检者的负担。

〈第四实施方式〉

本实施方式的血流测量装置能够设定第一移动控制中的光学系统的移动距离即初始移动量(例如，图9A中的位置H0与位置H1之间的距离)。在第三实施方式中，根据瞳孔散大剂的应用的有无设定初始移动量，但是在本实施方式中，根据被检眼E的实际瞳孔直径设定初始移动量。

一边参照图12一边说明本实施方式的血流测量装置的结构例。本实施方式的血流测量装置包括瞳孔直径信息获取部260。另外，应用控制部210B来代替第一实施方式的控制部210(图3、图4)。此外，能够将第一实施方式的血流测量装置1的要件中控制部210以外的任意要件应用于本实施方式。下面，根据需要援引第一实施方式中的要件并进行说明。此外，本实施方式的血流测量装置可以包括数据处理部230及数据处理部230A中的任一个。

瞳孔直径信息获取部260获取被检眼E的瞳孔直径的值。例如，瞳孔直径信息获取部260包括用于测定被检眼E的瞳孔直径的要件。作为其具体例，瞳孔直径信息获取部260可以包括对由照明光学系统10及拍摄光学系统30获取到的被检眼E的前眼部像进行解析来确定瞳孔区域并计算其直径的处理器。瞳孔区域的确定可以包括阈值处理、边缘检测等处理。另外，瞳孔区域直径的计算可以包括椭圆近似、圆近似等处理。

在其他的例子中，瞳孔直径信息获取部260从被检者的电子病历等获取过去获取到的被检眼E的瞳孔直径的测定值。本例的瞳孔直径信息获取部260包括用于访问存储有电子病历等的装置的通信器件。

控制部210B不仅包括图3所示的控制部210内的要件组，还包括移动距离设定部214。移动距离设定部214能够基于由瞳孔直径信息获取部260获取到的瞳孔直径的值设定第一移动控制中的初始移动量。移动距离设定部214例如能够将由瞳孔直径信息获取部260获取到的瞳孔直径的值的一半的值设定为初始移动量。该初始移动量相当于被检眼E的瞳孔的半径的值或其近似值。移动距离设定部214是第二设定部的例子。

主控制部211应用由移动距离设定部214选择的初始移动量执行第一移动控制。

根据本实施方式，能够基于被检眼E的瞳孔直径的实际测定值设定第一移动控制中的初始移动量，所以在用于在眼底血流测量获得最佳的多普勒信号的测定臂的偏移运转中，能够进一步缩短达到最佳的偏移位置为止的时间。由此，能够进一步减轻被检者的负担。

以上说明的实施方式只不过是本发明的例示性方式。因此，能够实施本发明的主旨范围内的任意变形(省略、置换、附加等)。

〈第五实施方式〉

对本实施方式中说明的要件中的与在第一～第四实施方式中的任一方式中说明的要件同一或同样的要件标注相同的附图标记。

〈结构〉

如图13所示，血流测量装置1A包括眼底相机单元2、OCT单元100及运算控制单元200。在眼底相机单元2上设置有用于获取被检眼的正面图像的光学系统和机构。在OCT单元100上设置有用于执行OCT的光学系统和机构的一部分。用于执行OCT的光学系统和机构的另一部分设置于眼底相机单元2。运算控制单元200包括执行各种运算和控制的一个以上的处理器。除了这些，在血流测量装置1A上也可以设置用于支承被检者的脸的构件(颚托、额挡等)、用于切换OCT的对象部位的透镜单元(例如，前眼部OCT用附件)等任意要件或单元。

在本说明书中，“处理器”例如意指CPU(Central Processing Unit：中央处理单元)、GPU(Graphics Processing Unit：图形处理单元)、ASIC(Application SpecificIntegrated Circuit：专用集成电路)、可编程逻辑器件(例如，SPLD(Simple ProgrammableLogic Device：简单可编程逻辑器件)、CPLD(Complex Programmable Logic Device：复杂可编程逻辑器件)、FPGA(Field Programmable Gate Array：现场可编程门阵列))等电路。处理器例如将存储于存储电路或存储装置的程序读出并执行，由此实现实施方式的功能。

〈眼底相机单元2〉

在眼底相机单元2上设置有用于拍摄被检眼E的眼底Ef的光学系统。获取到的眼底Ef的图像(被称为眼底像、眼底照片等)是观察图像、拍摄图像等正面图像。观察图像是通过使用近红外光的动态拍摄得到的。拍摄图像是使用闪光的静态图像。

眼底相机单元2包括照明光学系统10和拍摄光学系统30。照明光学系统10向被检眼E照射照明光。拍摄光学系统30检测来自被检眼E的照明光的返回光。来自OCT单元100的测定光通过眼底相机单元2内的光路被引导至被检眼E，其返回光通过相同的光路被引导至OCT单元100。

从照明光学系统10的观察光源11输出的光(观察照明光)被凹面镜12反射，经由聚光透镜13，透过可见光截止滤光片14变为近红外光。而且，观察照明光在拍摄光源15附近暂时汇聚，被镜16反射，经由中继透镜系统17、中继透镜18、光圈19及中继透镜系统20。并且，观察照明光在穿孔镜21的周边部(孔部的周围区域)反射，透过分色镜46，被物镜22折射来对被检眼E(眼底Ef)照明。观察照明光的来自被检眼E的返回光被物镜22折射，透过分色镜46，通过形成于穿孔镜21的中心区域的孔部，透过分色镜55，经由拍摄聚焦透镜31，被镜32反射。进而，该返回光透过半反射镜(Half mirror)33A，被分色镜33反射，由聚光透镜34在图像传感器35的受光面成像。图像传感器35以预定的帧频检测返回光。此外，拍摄光学系统30的焦距被调整为与眼底Ef或前眼部吻合。

从拍摄光源15输出的光(拍摄照明光)通过与观察照明光同样的路径照射于眼底Ef。来自被检眼E的拍摄照明光的返回光通过与观察照明光的返回光相同的路径被引导到分色镜33，透过分色镜33，被镜36反射，并由聚光透镜37在图像传感器38的受光面成像。

液晶显示器(LCD)39显示固定视标(固定视标图像)。从LCD39输出的光束的一部分被半反射镜33A反射，并被镜32反射，经过拍摄聚焦透镜31及分色镜55，通过穿孔镜21的孔部。通过了穿孔镜21的孔部的光束透过分色镜46，被物镜22折射而投射于眼底Ef。

通过变更LCD39的画面上的固定视标图像的显示位置，能够变更根据固定视标的被检眼E的固视位置。作为固视位置的例子具有用于获取以黄斑部为中心的图像的固视位置、用于获取以视神经乳头为中心的图像的固视位置、用于获取以黄斑部与视神经乳头之间的眼底中心为中心的图像的固视位置、用于获取远离黄斑的部位(眼底周边部)的图像的固视位置等。能够设置用于指定这样的典型的固视位置的至少一个的图形用户界面(GUI)等。另外，能够设置用于手动移动固视位置(固定视标的显示位置)的GUI等。

用于将能够变更固视位置的固定视标提示给被检眼E的结构不限于LCD等显示器件。例如，能够采用将多个发光部(发光二极管等)排列配置为矩阵状(阵列状)的固视矩阵来代替显示器件。在该情况下，通过选择性地使多个发光部点亮，能够变更根据固定视标的被检眼E的固视位置。作为其他的例子能够通过可移动的一个以上的发光部生成能够变更固视位置的固定视标。

对准光学系统50生成用于光学系统相对于被检眼E的对准的对准指标。从发光二极管(LED)51输出的对准光经由光圈52、光圈53及中继透镜54，被分色镜55反射，通过穿孔镜21的孔部，透过分色镜46，经由物镜22投射至被检眼E。对准光的来自被检眼E的返回光(角膜反射光等)通过与观察照明光的返回光相同的路径被引导至图像传感器35。能够基于其受光像(对准指标像)执行手动对准或自动对准。

与以往同样地，本例的对准指标像由位置根据对准状态而变化的两个亮点像构成。若被检眼E与光学系统的相对位置在xy方向上变化，则两个亮点像一体地在xy方向上位移。若被检眼E与光学系统的相对位置在z方向上变化，则两个亮点像之间的相对位置(距离)变化。若z方向上的被检眼E与光学系统之间的距离与已定的工作距离一致，则两个亮点像重合。若在xy方向上被检眼E的位置与光学系统的位置一致，则在预定的对准目标内或其附近提示两个亮点像。若z方向上的被检眼E与光学系统之间的距离与工作距离一致，并且xy方向上的被检眼E的位置与光学系统的位置一致，则两个亮点像重合并提示于对准目标内。

在自动对准中，数据处理部230检测两个亮点像的位置，主控制部211基于两个亮点像与对准目标的位置关系控制后述的移动机构150。在手动对准中，主控制部211使两个亮点像与被检眼E的观察图像一起显示于显示部241，用户一边参照所显示的两个亮点像一边使用操作部242使移动机构150运转。

对焦光学系统60生成用于针对被检眼E的焦点调整的分裂标识。对焦光学系统60联动于拍摄聚焦透镜31的沿着拍摄光学系统30的光路(拍摄光路)的移动，沿着照明光学系统10的光路(照明光路)移动。反射棒67相对于照明光路插拔。在进行焦点调整时，反射棒67的反射面倾斜配置于照明光路。从LED61输出的对焦光通过中继透镜62，被分裂标识板63分离为两个光束，通过二孔光圈64，被镜65反射，由聚光透镜66暂时成像于反射棒67的反射面并被反射。进而，对焦光经由中继透镜系统20，被穿孔镜21反射，透过分色镜46，经由物镜22投射至被检眼E。对焦光的来自被检眼E的返回光(眼底反射光等)通过与对准光的返回光相同的路径被引导至图像传感器35。能够基于其受光像(分裂标识像)执行手动对焦或自动对焦。

能够在穿孔镜21与分色镜55之间的拍摄光路选择性地插入屈光矫正透镜70及屈光矫正透镜71。屈光矫正透镜70是用于矫正高度远视的正透镜(凸透镜)。屈光矫正透镜71是用于矫正高度近视的负透镜(凹透镜)。

分色镜46将眼底拍摄用光路和OCT用光路(测定臂)合成。分色镜46将用于OCT的波段的光反射，使眼底拍摄用的光透过。在测定臂上，从OCT单元100侧起依次设置有准直透镜单元40、反射器41、散射补偿构件42、OCT聚焦透镜43、光扫描仪44及中继透镜45。

反射器41能够向图13所示的箭头方向移动，由此，测定臂的长度变更。测定臂的光路长的变更例如用于按照眼轴长进行光路长矫正和干渉状态的调整等。

散射补偿构件42与配置于参照臂的散射补偿构件113(后述)一起发挥作用，以使测定光LS的散射特性和参照光LR的散射特性匹配。

OCT聚焦透镜43为了进行测定臂的焦点调整而沿着测定臂移动。能够协调控制拍摄聚焦透镜31的移动、对焦光学系统60的移动及OCT聚焦透镜43的移动。

光扫描仪44实质上配置于与被检眼E的瞳孔光学共轭的位置。光扫描仪44使由测定臂引导的测定光LS偏转。光扫描仪44例如是能够二维扫描的电扫描仪。

〈OCT单元100〉

如图14中例示那样，在OCT单元100设置有用于执行扫频光源OCT的光学系统。该光学系统包括干渉光学系统。该干渉光学系统将来自波长可变光源(波长扫描型光源)的光分割为测定光和参照光，使来自被检眼E的测定光的返回光和经由参照光路的参照光干渉生成干渉光，检测该干渉光。由干渉光学系统获得的检测结果(检测信号)是表示干渉光的频谱的信号，发送至运算控制单元200。

光源单元101例如包括使出射光的波长快速变化的近红外波长可变激光。从光源单元101输出的光L0被光纤102引导到偏振控制器103，调整其偏光状态。而且，光L0被光纤104引导到光纤耦合器105而被分割为测定光LS和参照光LR。测定光LS的光路称为测定臂等，参照光LR的光路称为参照臂等。

参照光LR被光纤110引导至准直器111而变换为平行光束，经由光路长矫正构件112及散射补偿构件113被引导至反射器114。光路长矫正构件112进行作用，使得参照光LR的光路长与测定光LS的光路长匹配。散射补偿构件113与配置于测定臂的散射补偿构件42一起进行作用，使得参照光LR与测定光LS之间的散射特性匹配。反射器114能够沿着入射至反射器114的参照光LR的光路移动，由此参照臂的长度变更。参照臂的光路长的变更例如用于根据眼轴长的光路长矫正和干渉状态的调整等。

经反射器114的参照光LR经由散射补偿构件113及光路长矫正构件112，被准直器116从平行光束变换为汇聚光束，入射至光纤117。入射至光纤117的参照光LR被引导到偏振控制器118，调整其偏光状态，通过光纤119被引导到衰减器120调整其光量，通过光纤121被引导至光纤耦合器122。

另一方面，由光纤耦合器105生成的测定光LS被光纤127引导，并由准直透镜单元40变换为平行光束，经由反射器41、散射补偿构件42、OCT聚焦透镜43、光扫描仪44及中继透镜45，被分色镜46反射，被物镜22折射而投射于被检眼E。测定光LS在被检眼E的各种深度位置漫射并反射。测定光LS的来自被检眼E的返回光在与来路相同的路径上朝向相反方向前进并被引导至光纤耦合器105，经由光纤128到达光纤耦合器122。

光纤耦合器122使经由光纤128入射的测定光LS与经由光纤121入射的参照光LR重合生成干渉光。光纤耦合器122将生成的干渉光以预定的分支比(例如1:1)分支，由此生成一对干渉光LC。一对干渉光LC分别通过光纤123及光纤124被引导至检测器125。

检测器125例如包括平衡光电二极管。平衡光电二极管具有分别检测一对干渉光LC的一对光电探测器，输出由一对光电探测器获得的一对检测结果的差分。检测器125将该输出(检测信号)发送至数据收集系统(DAQ)130。

从光源单元101向数据收集系统130供应时钟KC。在光源单元101中，与由波长可变光源在预定的波长范围内扫描的各波长的输出定时同步地生成时钟KC。光源单元101例如将各输出波长的光L0分支生成两个分支光，使这些分支光中的一者光学延迟，并将这些分支光合成，检测获得的合成光，基于其检测结果生成时钟KC。数据收集系统130基于时钟KC执行从检测器125输入的检测信号的取样。数据收集系统130将该取样的结果发送至运算控制单元200。

在本例中，设置有用于变更测定臂的光路长的要件(例如，反射器41)和用于变更参照臂的光路长的要件(例如，反射器114或参照镜)两者，但是也可以仅设置一个要件。另外，用于变更测定臂的光路长与参照臂的光路长之间的差(光路长差)的要件不限于此，可以是任意的要件(光学构件、机构等)。

〈处理系统〉

在图15及图16中示出血流测量装置1A的处理系统(运算控制系统)的结构例。控制部210、图像形成部220及数据处理部230设置于运算控制单元200。

〈控制部210〉

控制部210执行各种控制。控制部210包括主控制部211和存储部212。

〈主控制部211〉

主控制部211包括能够按照控制程序运转的处理器，控制血流测量装置1A的各部分(包括图13～图16所示的要件)。

配置于拍摄光路的拍摄聚焦透镜31和配置于照明光路的对焦光学系统60在主控制部211的控制下通过未图示的拍摄聚焦驱动部同步移动。设置于测定臂的反射器41在主控制部211的控制下通过反射器(RR)驱动部41A移动。配置于测定臂的OCT聚焦透镜43在主控制部211的控制下通过OCT聚焦驱动部43A移动。设置于测定臂的光扫描仪44在主控制部211的控制下运转。配置于参照臂的反射器114在主控制部211的控制下通过反射器(RR)驱动部114A移动。这些驱动部各自包括在主控制部211的控制下运转的脉冲马达等致动器。

移动机构150例如至少使眼底相机单元2三维移动。在典型例子中，移动机构150包括能够在±x方向(左右方向)上移动的x载置台、使x载置台移动的x移动机构、能够在±y方向(上下方向)上移动的y载置台、使y载置台移动的y移动机构、能够在±z方向(进深方向)上移动的z载置台和使z载置台移动的z移动机构。这些移动机构各自包括在主控制部211的控制下运转的脉冲马达等致动器。

主控制部211控制LCD39。例如，主控制部211在LCD39的画面上预先设定的位置显示固定视标。另外，主控制部211能够变更显示于LCD39的固定视标的显示位置(固视位置)。固定视标的移动能够以连续性移动、断续性移动、离散性移动等任意的方式进行。关于本实施方式中的固视位置的移动方式后述。

固视位置例如由LCD39中的固定视标图像的显示位置(像素的坐标)表现。该坐标例如是由在LCD39的显示画面中预先定义的二维坐标系表示的坐标。在使用固视矩阵的情况下，固视位置例如由点亮的发光部的位置(坐标)表现。该坐标例如是由在多个发光部的排列面中预先定义的二维坐标系表示的坐标。

〈存储部212〉

存储部212存储各种数据。作为存储于存储部212的数据具有OCT图像、眼底像、被检眼信息等。被检眼信息包括患者ID和姓名等被检者信息、左眼/右眼的识别信息、电子病历信息等。

〈图像形成部220〉

图像形成部220基于从数据收集系统130输入的信号(取样数据)形成眼底Ef的OCT图像数据。图像形成部220能够形成眼底Ef的B扫描图像数据(二维断层像数据)和相位图像数据。关于这些OCT图像数据后述。图像形成部220例如包括能够按照图像形成程序运转的处理器。此外，在本说明书中，只要没有特别提及，不区分“图像数据”和基于图像数据的“图像”。

在本实施方式的血流测量中，对眼底Ef执行两种扫描(主扫描及补充扫描)。

在主扫描中，为了获取相位图像数据，用测定光LS反复地扫描与眼底Ef的关注血管交叉的断面(关注断面)。

在补充扫描中，为了推定关注断面中的关注血管的斜度，用测定光LS扫描预定的断面(补充断面)。补充断面例如可以是与关注血管交叉且位于关注断面的附近的断面(第一补充断面)。或，补充断面可以是与关注断面交叉且沿关注血管的断面(第二补充断面)。

图17A中示出适用第一补充断面的情况的例子。在本例中，如眼底像D所示，位于眼底Ef的视神经乳头Da附近的一个关注断面C0和位于其附近的两个补充断面C1、C2设定为与关注血管Db交叉。两个补充断面C1、C2中的一个相对于关注断面C0位于关注血管Db的上游侧，另一个位于下游侧。关注断面C0及补充断面C1、C2例如以相对于关注血管Db的运行方向大致正交的方式相面对。

图17B中示出适用第二补充断面的情况的例子。在本例中，与在图17A中示出的例子同样的关注断面C0设定为与关注血管Db大致正交，并且，补充断面Cp设定为与关注断面C0大致正交。补充断面Cp沿着关注血管Db设定。作为一个例子，补充断面Cp可以设定为在关注断面C0的位置通过关注血管Db的中心轴。

在例示性的血流测量中，在包括患者心脏的至少一个心动周期的期间，重复执行主扫描。由此，能够求出全部心动时相中的血流动态。此外，执行主扫描的时间既可以是预先设定的恒定的时间，也可以是按照每个患者或每次检查设定的时间。在前者的情况下，设定比标准的心动周期长的时间(例如2秒钟)。在后者的情况下，能够参照患者的心电图等生物体数据。在此，也能够考虑心动周期以外的因素。作为该因素的例子具有检查所需的时间(给患者带来的负担)、光扫描仪44的响应时间(扫描时间间隔)、检测器125的响应时间(扫描时间间隔)等。

图像形成部220包括断层像形成部221和相位图像形成部222。

〈断层像形成部221〉

断层像形成部221基于在主扫描中由数据收集系统130获得的取样数据，形成表示关注断面中的形态的时序变化的断层像(主断层像)。更详细地说明该处理。主扫描如上所述那样重复扫描关注断面C0。根据该重复扫描，从数据收集系统130向断层像形成部221逐次输入取样数据。断层像形成部221基于与关注断面C0的各扫描对应的取样数据形成与关注断面C0对应的一张主断层像。断层像形成部221通过将该处理重复主扫描的反复次数，形成沿时序的一系列主断层像。在此，将这些主断层像分割为多个组，可以将各组中所包括的主断层像组重合而提高画质(图像の算术平均处理)。

而且，断层像形成部221基于在对补充断面的补充扫描中由数据收集系统130获得的取样数据，形成表示补充断面的形态的断层像(补充断层像)。形成补充断层像的处理以与形成主断层像的处理相同的要领执行。在此，主断层像是沿时序的一系列断层像，但是补充断层像也可以是一张断层像。另外，补充断层像可以是使对补充断面进行多次扫描获得的多个断层像重合而使画质提高的补充断层像(图像的算术平均处理)。

在适用图17A中例示的补充断面C1、C2的情况下，断层像形成部221形成与补充断面C1对应的补充断层像和与补充断面C2对应的补充断层像。在适用图17B中例示的补充断面Cp的情况下，断层像形成部221形成与补充断面Cp对应的补充断层像。

形成以上例示那样的断层像的处理与以往的傅里叶域OCT同样，包括噪音除去(噪音降低)、滤波处理、快速傅里叶变换(FFT)等。通过快速傅里叶变换，由数据收集系统130获得的取样数据(干渉信号、干涉图)变换为A谱线轮廓(沿着z方向的反射强度轮廓)。通过将A谱线轮廓图像化(也就是说，通过将像素值分配给反射强度值)，获得A扫描图像。通过按照扫描图案排列多个A扫描图像，获得B扫描图像、循环扫描图像等二维断层像。在其他类型的OCT装置的情况下，断层像形成部221执行与其类型对应的公知处理。

〈相位图像形成部222〉

相位图像形成部222基于在主扫描中由数据收集系统130获得的取样数据，形成表示关注断面中的相位差的时序变化的相位图像。用于形成相位图像的取样数据与用于由断层像形成部221形成主断层像的取样数据相同。因此，能够对主断层像与相位图像之间进行对位。也就是说，能够在主断层像的像素与相位图像的像素之间设定自然对应关系。

说明相位图像的形成方法的一个例子。通过计算相邻的A线复信号(也就是说，与相邻的扫描点对应的信号)的相位差，获得该例的相位图像。换言之，该例的相位图像基于主断层像的像素值(亮度值)的时序变化形成。关于主断层像的任意像素，相位图像形成部222创建该像素的亮度值的时序变化的曲线。相位图像形成部222求出在该曲线中分离预定的时间间隔Δt的两个时点t1、t2(t2＝t1+Δt)之间的相位差并且，将该相位差/>定义为时点t1(更通常地，时点t1与时点t2之间的任意时点)的相位差/>通过针对预先设定的多个时点分别执行该处理，获得该像素的相位差的时序变化。

相位图像是将各像素的各时点的相位差的值表现为图像的图像。例如能够通过以显示颜色或亮度表现相位差的值，实现该图像化处理。此时，能够变更相位沿着时序增加情况的显示颜色(例如红色)和相位沿着时序减少情况的显示颜色(例如蓝色)。另外，也能够以显示颜色的深浅表现相位的变化量的大小。通过采用这样的表现方法，能够用显示颜色表明血流的朝向和大小。通过针对各像素执行以上的处理，形成相位图像。

此外，通过使上述的时间间隔Δt足够小来确保相位的相互关联，由此获得相位差的时序变化。此时，在测定光LS的扫描中执行将时间间隔Δt设定为比相当于断层像的分辨能力的时间小的值的过取样。

〈数据处理部230〉

数据处理部230执行各种数据处理。例如，数据处理部230对由图像形成部220形成的图像实施各种图像处理、解析处理。作为其具体例，数据处理部230执行图像的亮度矫正、散射矫正等各种矫正处理。而且，数据处理部230对由眼底相机单元2获得的图像(眼底像、前眼部像等)、从外部输入的图像实施各种图像处理、解析处理。

数据处理部230能够形成眼底Ef的三维图像数据。三维图像数据是指，由三维坐标系定义像素位置的图像数据。作为三维图像数据的例子，具有堆栈数据和体数据。

堆栈数据是基于扫描线的位置关系使沿着多条扫描线获得的多个断层像三维排列而获得的图像数据。即，堆栈数据是由一个三维坐标系表现(也就是说，嵌入一个三维空间)本来由个别的二维坐标系定义的多个断层像而获得的图像数据。

体数据是将三维排列的体素设为像素的图像数据，也称为体素数据。通过对堆栈数据适用插值处理和体素化处理等，形成体数据。

数据处理部230对三维图像数据实施绘制，由此能够形成显示用的图像。可适用的绘制方法的例子具有体绘制、面绘制、最大值投影(MIP)、最小值投影(MinIP)、多断面重建(MPR)等。

数据处理部230作为用于求出血流信息的例示性要件包括血管区域确定部231、血流信息生成部232、断面设定部237。血流信息生成部232包括斜度推定部233、血流速度计算部234、血管直径计算部235和血流量计算部236。

〈血管区域确定部231〉

血管区域确定部231分别针对主断层像、补充断层像及相位图像确定与关注血管Db对应的血管区域。该处理能够通过解析各图像的像素值来执行(例如阈值处理)。

此外，主断层像和补充断层像作为解析处理对象具有足够的分辨率，但是具有相位图像不具有能够确定血管区域的边界程度的分辨率的情况。但是，既然基于相位图像生成血流信息，需要高精度且高准确度地确定血流信息中所包括的血管区域。因此，例如能够通过进行如下那样的处理，更正确地确定相位图像中的血管区域。

如前述那样，主断层像和相位图像基于相同的取样数据形成，所以能够定义主断层像的像素与相位图像的像素之间的自然对应关系。血管区域确定部231例如解析主断层像来求出血管区域，基于该对应关系确定与该血管区域对应的相位图像中的图像区域，采用所确定的图像区域作为相位图像中的血管区域。由此，能够以高精度且高准确度地确定相位图像的血管区域。

〈血流信息生成部232〉

血流信息生成部232生成与关注血管Db有关的血流信息。如前述那样，血流信息生成部232包括斜度推定部233、血流速度计算部234、血管直径计算部235和血流量计算部236。

〈斜度推定部233〉

斜度推定部233基于通过补充扫描收集到的补充断面的数据(断面数据、补充断层像)求出关注血管的斜度的推定值。该斜度推定值例如可以是关注断面中的关注血管的斜度的测定值或其近似值。

说明实际测定关注血管的斜度的值的情况的例子(斜度推定的第一例)。在适用图5A中示出的补充断面C1、C2的情况下，斜度推定部233基于关注断面C0、补充断面C1与补充断面C2之间的位置关系和由血管区域确定部231确定的血管区域的确定结果，计算关注断面C0中的关注血管Db的斜度。

一边参照图18A一边说明关注血管Db的斜度的计算方法。附图标记G0、G1及G2分别表示关注断面C0中的主断层像、补充断面C1中的补充断层像及补充断面C2中的补充断层像。另外，附图标记V0、V1、V2分别表示主断层像G0内的血管区域、补充断层像G1内的血管区域及补充断层像G2内的血管区域。图18A中示出的z坐标轴实质上与测定光LS的入射方向一致。另外，将主断层像G0(关注断面C0)与补充断层像G1(补充断面C1)之间的距离设为d，将主断层像G0(关注断面C0)与补充断层像G2(补充断面C2)之间的距离同样地设为d。将相邻的断层像的间隔，也就是说相邻的断面的间隔称为断面间距离。

斜度推定部233能够基于3个血管区域V0、V1、V2间的位置关系，计算关注断面C0中的关注血管Db的斜度A。该位置关系例如通过将3个血管区域V0、V1、V2连接来求出。作为其具体例，斜度推定部233能够确定3个血管区域V0、V1、V2各自的特征位置，并将这些特征位置连接。作为该特征位置具有中心位置、重心位置、最上部(z坐标值最小的位置)、最下部(z坐标值最大的位置)等。认为在这些特征位置中最上部的确定是最简单处理。另外，作为特征位置的连接方法，具有用线段连接的方法、用近似曲线(样条曲线、贝塞尔曲线等)连接的方法等。

而且，斜度推定部233基于将根据3个血管区域V0、V1、V2确定的特征位置之间连接的线，计算斜度A。在用线段连接的情况下，例如能够基于将关注断面C0的特征位置和补充断面C1的特征位置连接的第一线段的斜度和将关注断面C0的特征位置和补充断面C2的特征位置连接的第二线段的斜度计算斜度A。作为该计算处理的例子，能够求出两个线段的斜度的平均值。另外，作为用近似曲线连接的情况的例子，能够求出近似曲线与关注断面C0交叉的位置处的该近似曲线的斜度。此外，例如在求出线段、近似曲线的处理中，在将断层像G0～G2嵌入xyz坐标系时使用断面间距离d。

在该例子中，考虑3个断面中的血管区域，但是也能够构成为考虑两个断面求出斜度。作为该具体例，能够将上述第一线段或第二线段的斜度设为目的斜度。另外，能够基于两个补充断层像G1、G2计算关注断面C0中的关注血管Db的斜度A。

在上述的例子中求出一个斜度，但也可以针对血管区域V0中的两个以上位置(或区域)分别求出斜度。在该情况下，既能够分别使用获得的两个以上斜度的值，也能够使用对这些斜度的值进行统计处理而获得的值(例如，平均值、最大值、最小值、中间值、众数值等)作为斜度A。

说明求出关注血管的斜度的近似值的情况的例子(斜度推定的第二例)。在适用图17B中示出的补充断面Cp的情况下，斜度推定部233能够解析与补充断面Cp对应的补充断层像，计算关注断面C0中的关注血管Db的斜度的近似值。

一边参照图18B一边说明关注血管Db的斜度的近似方法。附图标记Gp表示补充断面Cp中的补充断层像。附图标记A与图18A中示出的例子同样地表示关注断面C0中的关注血管Db的斜度。

在本例中，斜度推定部233能够解析补充断层像Gp，确定相当于眼底Ef的预定组织的图像区域。例如，斜度推定部233能够确定相当于作为视网膜的表层组织的内界膜(ILM)的图像区域(内界膜区域)M。图像区域的确定例如利用公知的分割处理。

已知内界膜和眼底血管彼此大致平行。斜度推定部233计算关注断面C0中的内界膜区域M的斜度A_app。关注断面C0中的内界膜区域M的斜度A_app用作关注断面C0中的关注血管Db的斜度A的近似值。

此外，图18A及图18B中示出的斜度A是表示关注血管Db的朝向的矢量，其值的定义可以是任意的。作为一个例子，能够将斜度A的值定义为斜度(矢量)A与z轴所成的角度。同样地，图18B中示出的斜度A_app是表示内界膜区域M的朝向的矢量，其值的定义可以是任意的。例如，能够将斜度A_app的值定义为斜度(矢量)A_app与z轴所成的角度。此外，z轴的朝向与测定光LS的入射方向实质上相同。

作为关注血管的斜度推定的第三例，斜度推定部233能够解析图18B中示出的补充断层像Gp，确定相当于关注血管Db的图像区域，求出相当于关注断面C0位置处的该图像区域的斜度。此时，斜度推定部233例如能够对相当于关注血管Db的图像区域的边界或中心轴进行曲线近似，也可以求出相当于关注断面C0位置处的该近似曲线的斜度。也能够针对相当于前述的眼底Ef的预定组织的图像区域(例如内界膜区域M)适用同样的曲线近似。

斜度推定部233执行的处理不限于上述的例子，可以是能够基于对眼底Ef的断面应用OCT扫描而收集到的断面数据求出关注血管Db的斜度的推定值(例如，关注血管Db自身的斜度值、其近似值等)的任意处理。

〈血流速度计算部234〉

血流速度计算部234基于作为相位图像获得的相位差的时序变化，计算在关注血管Db内流动的血液的关注断面C0中的血流速度。该计算对象既可以是某一时点的血流速度，也可以是该血流速度的时序变化(血流速度变化信息)。在前者的情况下，例如能够选择性地获取心电图的预定的时相(例如，R波的时相)中的血流速度。另外，后者中时间的范围是扫描关注断面C0的时间的整体或任意一部分。

在得到血流速度变化信息的情况下，血流速度计算部234能够计算测量期间中的血流速度的统计值。作为该统计值具有平均值、标准偏差、离散、中心值、众数值、最大值、最小值、极大值、极小值等。另外，也能够创建与血流速度的值有关的直方图。

血流速度计算部234使用多普勒OCT方法计算血流速度。此时，考虑由斜度推定部233计算出的关注断面C0中的关注血管Db的斜度A(或，其近似值A_app)。具体地说，血流速度计算部234能够使用下式。

[式3]

在此：

Δf表示测定光LS的漫射光受到的多普勒频移；

n表示介质的折射率；

v表示介质的流速(血流速度)；

θ表示测定光LS的照射方向与介质的流动矢量所成的角度；

λ表示测定光LS的中心波长。

在本实施方式中，n和λ已知，Δf根据相位差的时序变化获得，θ根据斜度A(或，其近似值A_app)获得。典型地，θ与斜度A(或，其近似值A_app)相等。通过将这些值代入上述的式子，计算血流速度v。

〈血管直径计算部235〉

血管直径计算部235计算关注断面C0中的关注血管Db的直径。作为该计算方法的例子，具有使用眼底像(正面图像)的第一计算方法和使用断层像的第二计算方法。

在适用第一计算方法的情况下，预先对包括关注断面C0位置的眼底Ef的部位进行拍摄。由此获得的眼底像既可以是观察图像(的帧)，也可以是拍摄图像。在拍摄图像是彩色图像的情况下，可以使用构成拍摄图像的图像(例如无红图像)。另外，拍摄图像既可以是通过眼底荧光造影拍摄(荧光素荧光造影拍摄等)获得的荧光图像，也可以是通过OCT血管造影(OCT Angiography)获得的血管增强图像(血管造影片、运动对比图像)。

血管直径计算部235基于拍摄视角(拍摄倍率)、工作距离、眼球光学系统的信息等、确定图像上的比例与实际空间中的比例间的关系的各种因素，设定眼底像中的比例。该比例表示实际空间中的长度。作为具体例，该比例将相邻像素的间隔与实际空间中的比例对应起来(例如像素的间隔＝10μm)。此外，也能够预先计算上述因素的各种值与实际空间中的比例间的关系，并存储以表形式或曲线形式表现该关系的信息。在该情况下，血管直径计算部235选择性地适用对应于上述因素的比例。

而且，血管直径计算部235基于该比例和血管区域V0中所包括的像素，计算关注断面C0中的关注血管Db的直径，也就是说血管区域V0的直径。作为具体例，血管直径计算部235求出血管区域V0的各种方向的直径的最大值和平均值。另外，血管直径计算部235能够将血管区域V0的轮廓近似为圆或近似为椭圆，求出该圆或椭圆的直径。此外，如果决定血管直径，则由于能够(实质性地)确定血管区域V0的面积(也就是说，能够将两者实质性地一对一对应起来)，也可以计算该面积来代替求出血管直径。

说明第二计算方法。在第二计算方法中，典型地，使用关注断面C0中的断层像。该断层像既可以是主断层像，也可以是与主断层像分开获取到的图像。

该断层像中的比例基于OCT的测量条件等确定。在本实施方式中，如图17A或图17B所示，扫描关注断面C0。关注断面C0的长度基于工作距离、眼球光学系统的信息等、确定图像上的比例与实际空间中的比例间的关系的各种因素确定。血管直径计算部235例如基于该长度求出相邻像素的间隔，与第一计算方法同样地，计算关注断面C0中的关注血管Db的直径。

〈血流量计算部236〉

血流量计算部236基于血流速度的计算结果和血管直径的计算结果，计算在关注血管Db内流动的血液的流量。下面说明该处理的一个例子。

假设血管内的血流为哈根-泊肃叶流(Hagen-Poiseuille flow)。另外，若将血管直径设为w，将血流速度的最大值设为Vm，则血流量Q用下式表示。

[式4]

血流量计算部236将由血管直径计算部235计算出的血管直径的计算结果w和基于由血流速度计算部234计算出的血流速度的计算结果的最大值Vm代入该式，由此计算目的血流量Q。

〈断面设定部237〉

主控制部211使显示部241显示眼底Ef的正面图像。该正面图像可以是任意种类的图像，例如是观察图像、拍摄图像、荧光图像、OCT血管造影图像、OCT投影图像及OCT阴影图中的任一个。

用户对操作部242进行操作，由此能够对于所显示的眼底Ef的正面图像指定一个以上的关注断面。关注断面被指定为与关注血管交叉。断面设定部237基于所指定的一个以上的关注断面和眼底Ef的正面图像，设定与一个以上的关注断面的各关注断面有关的一个以上的补充断面。此外，也可以手动进行补充断面的设定。

在其他的例子中，断面设定部237可以构成为解析眼底Ef的正面图像来确定一个以上的关注血管。关注血管的确定例如基于血管的粗细、相对于眼底的预定部位(例如，视神经乳头、黄斑)的位置关系、血管的种类(例如动脉、静脉)等执行。而且，断面设定部237能够设定与所设定的一个以上的关注血管的各关注血管有关的一个以上的关注断面和一个以上的补充断面。

这样，由用户利用断面设定部237或通过用户与断面设定部237的协作，对眼底Ef设定图17A或图17B所例示那样的关注断面及补充断面。

〈移动条件设定部260A〉

如前述那样，为了在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号，需要使测定光LS相对于关注血管的行进方向(血流方向)以适宜的角度入射，在本实施方式中，通过使光学系统的光轴(物镜22的光轴)相对于被检眼E的光轴偏移，实现上述的入射。移动条件设定部260A设定光学系统相对于被检眼E的光轴的移动条件。移动条件设定部260A包括方向设定部261和距离设定部262。

〈方向设定部261〉

方向设定部261解析眼底Ef的OCT图像来设定光学系统的移动方向。此外，如下面说明那样，方向设定部261能够执行与其他要件(血管区域确定部231、斜度推定部233等)同样的处理。在该情况下，方向设定部261可以与对应的要件分别具有该功能，也可以利用由对应的要件执行的处理的结果，还可以使该处理依赖于对应的要件，也可以包括对应的要件。另外，关于方向设定部261能够执行的处理中的与其他要件同样的处理，不再次进行详细的说明。

由方向设定部261设定的移动方向是与光学系统的光轴(测定臂的光轴、物镜22的光轴)正交的方向。换言之，由方向设定部261设定的移动方向是在xy面内定义的方向，仅具有x方向成分及y方向成分的任一者或两者。也就是说，由方向设定部261设定的移动方向不具有z方向成分。

典型地，由方向设定部261设定的移动方向是在光学系统的最初移动中应用的移动方向(初始移动方向)。此外，方向设定部261也可以是在光学系统的第二次(或第三次以后)的移动中应用的移动方向。

由方向设定部261解析的OCT图像可以是任意的OCT图像。例如，方向设定部261能够对图18A所示的主断层像G0、补充断层像G1及补充断层像G2中的至少两个断层像进行解析，由此设定初始移动方向。更通常的是，方向设定部261能够通过解析分别对与关注断面交叉的两个以上的断面应用OCT扫描而构筑的两个以上断层像，设定初始移动方向。

作为其他的例子，方向设定部261能够通过对图18B所示的补充断层像Gp进行解析，设定初始移动方向。更通常的是，方向设定部261能够通过解析对沿着关注断面的断面应用OCT扫描而构筑的断层像，设定初始移动方向。此外，在初始移动方向的设定中解析的OCT图像不限于这些例示。

作为第一例，为了设定光学系统的初始移动方向，说明对图18A所示的主断层像G0、补充断层像G1及补充断层像G2中的至少两个断层像进行解析的情况。在本例中解析补充断层像G1及补充断层像G2，但是在采用其他组合的情况下也能够进行同样的解析。

在本例中，方向设定部261解析补充断层像G1来确定血管区域V1，并且，解析补充断层像G2来确定血管区域V2。接着，方向设定部261根据所确定的两个血管区域V1、V2分别确定特征位置，根据所确定的两个特征位置的z坐标值的差求出关注血管Db的斜度的推定值。方向设定部261能够基于关注血管Db的斜度的推定值设定光学系统的初始移动方向。

在第一例的变形中，方向设定部261也能够基于根据两个血管区域V1、及V2确定的两个特征位置的z坐标值的差，设定光学系统的初始移动方向。

在第一例的另一变形中，方向设定部261解析补充断层像G1来确定内界膜区域，并且解析补充断层像G2来确定内界膜区域。接着，方向设定部261根据所确定的两个内界膜区域分别确定特征位置(例如，关注血管Db的正上方位置)。方向设定部261能够基于所确定的两个特征位置的z坐标值的差(或，根据该差计算出的关注血管Db的斜度的推定值)，设定光学系统的初始移动方向。

作为第二例，说明为了设定光学系统的移动方向，对图18B所示的补充断层像Gp进行解析的情况。

在本例中，方向设定部261解析补充断层像Gp来确定内界膜区域M。接着，方向设定部261基于所确定的内界膜区域M，求出关注血管Db的斜度的推定值。方向设定部261能够基于关注血管Db的斜度的推定值，设定光学系统的初始移动方向。

在第二例的变形中，方向设定部261解析补充断层像Gp，确定相当于关注血管Db的血管区域。接着，方向设定部261基于所确定的血管区域，求出关注血管Db的斜度的推定值。方向设定部261能够基于关注血管Db的斜度的推定值，设定光学系统的初始移动方向。

说明基于关注血管Db的斜度来设定初始移动方向的处理。关于与关注血管Db的斜度同值的参数，也能够应用同样的处理。作为这样的参数的例子，存在内界膜区域M的斜度、关注血管Db的两个以上断面中的血管区域的z坐标值的差、关注血管Db的两个以上断面中的内界膜区域的z坐标值的差等。下面，参照图19A及图19B。

在图19A所示的补充断层像Gp描绘出关注血管Db和内界膜(内界膜区域M)。附图标记Ma表示内界膜区域M与关注断面C0(参照图18B等)的交叉位置，相当于内界膜区域M的斜度的计算位置(关注血管Db的斜度推定值的计算位置)。用附图标记Mh表示的直线是表示斜度计算位置Ma的内界膜区域M的倾斜方向的线(倾斜线)。用附图标记Mn表示的直线是表示斜度计算位置Ma的倾斜线Mh的法线方向的线(倾斜法线)。

用附图标记P0表示的直线是光学系统移动前(初始位置)的测定光LS的路径(扫描位置)。光学系统的初始位置例如相当于与被检眼E的瞳孔中心对准的状态，也就是说光学系统的光轴(物镜22的光轴)为被检眼E的瞳孔中心的状态。在本例中，测定路径P0通过斜度计算位置Ma，并且，与z方向平行。用附图标记P0n表示的直线是表示斜度计算位置Ma的测定路径P0的法线方向的线(测定法线)。

用α0表示测定路径P0与倾斜法线Mn所成角的角度。角度α0是在光学系统配置于初始位置的情况下的、测定光LS对被检眼E的内界膜的入射角。即，角度α0用作在光学系统配置于初始位置的情况下的、测定光LS对关注血管Db的入射角。另外，测定法线P0n与倾斜线Mh所成角的角度也是α0。

关注血管Db的斜度可以用测定路径与倾斜法线所成的角“α”定义，或用测定法线与倾斜线所成的角“α”定义。或者，关注血管Db的斜度可以用测定路径与倾斜线所成的角“90度-α”定义，或用测定法线与倾斜法线所成的角“90度-α”定义。为了血流测量而适宜的角度范围(目标角度范围)例如设定为“α＝5度～10度”，即“90度-α＝80度～85度”。在此，角α是测定光LS对内界膜(关注血管Db)的入射角。另外，用“β”表示角α的余角90度-α。

方向设定部261以使入射角α处于目标角度范围(例如，α＝5度～10度)的方式设定光学系统的移动方向。作为与之同值的条件，方向设定部261以使余角β处于目标角度范围(例如，β＝80度～85度)的方式设定光学系统的移动方向。

根据日本特开2017-42602号公报(专利文献1)的图19等可知，在图19A所示的入射角α＝α0小于目标角度范围的情况下，方向设定部261以使入射角α处于目标角度范围的方式(也就是说，以入射角α变大的方式)设定光学系统的移动方向。此时的移动方向是图19A中的左方向。由此，例如如图19B所示，能够用通过入射角α＝α1(α1>α0)的测定路径P1的测定光LS进行关注断面C0的扫描。在此，用附图标记P1n表示的直线是表示斜度计算位置Ma的测定路径P1的法线方向的线(测定法线)。

相反地，在入射角α＝α0大于目标角度范围的情况下，方向设定部261以入射角α处于目标角度范围的方式(也就是说，以入射角α变小的方式)设定光学系统的移动方向。此时的移动方向是图19A中的右方向。虽然省略图示，但是通过这样的光学系统的移动，能够利用通过入射角α＝α2(α2＜α0)的测定路径P2的测定光LS进行关注断面C0的扫描。

〈距离设定部262〉

如上所述，光学系统向由方向设定部261设定的初始移动方向移动。此时的移动距离(初始移动量)可以预先设定。在本实施方式中，初始移动量由距离设定部262设定。此外，距离设定部262也能够设定在光学系统的第二次(或第三次以后)的移动中应用的移动量。

说明距离设定部262能够执行的处理的第一例。本例的距离设定部262能够根据被检眼E的实际的瞳孔直径设定初始移动量。

表示被检眼E的瞳孔直径的信息(瞳孔直径信息)由瞳孔直径信息获取部获取。例如，瞳孔直径信息获取部包括用于测定被检眼E的瞳孔直径的要件。作为其具体例，瞳孔直径信息获取部可以包括对由照明光学系统10及拍摄光学系统30获取到的被检眼E的前眼部像进行解析来确定瞳孔区域并计算其直径的处理器。瞳孔区域的确定可以包括阈值处理、边缘检测等处理。另外，瞳孔区域直径的计算可以包括椭圆近似、圆近似等处理。

瞳孔直径信息获取部可以构成为根据被检者的电子病历等获取过去获取到的被检眼E的瞳孔直径的测定值。本例的瞳孔直径信息获取部包括用于访问存储有电子病历等的装置的通信器件(数据输入输出部290)。

距离设定部262能够基于由瞳孔直径信息获取部获取到的瞳孔直径的值，设定初始移动量。距离设定部262例如将由瞳孔直径信息获取部获取到的瞳孔直径的值的一半的值设定为初始移动量。该初始移动量相当于被检眼E的瞳孔的半径的值或其近似值。

根据本例，能够基于被检眼E的瞳孔直径的实际测定值设定初始移动量，所以在用于在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号的测定臂的偏移运转中，能够缩短达到最佳的偏移位置为止的时间。由此，能够减轻被检者的负担。

说明距离设定部262能够执行的处理的第二例。在被检眼E是小瞳孔眼的情况、被检眼E是白内障眼的情况或关注血管位于眼底Ef的周边部的情况等下，有时对被检眼E应用用于使瞳孔散大的药剂(瞳孔散大剂)。本例的距离设定部262能够根据是否对被检眼E应用瞳孔散大剂来设定初始移动量。

本例的距离设定部262预先存储有未应用瞳孔散大剂的情况的初始移动量(第一初始移动量)和应用瞳孔散大剂的情况的移动距离(第二初始移动量)。第一初始移动量例如设定为标准瞳孔直径的一半的值(标准尺寸的瞳孔的半径)。第二初始移动量设定为在对标准瞳孔直径的眼应用瞳孔散大剂时的、散大了的瞳孔的直径的一半的值。此外，可以预先存储与被检者的属性(年龄、性别等)对应的初始移动量、与被检眼的属性对应的初始移动量。

关于是否对被检眼E应用了瞳孔散大剂，例如用户使用操作部242输入。或者，可以通过借助数据输入输出部290参照被检者的电子病历等，判定是否对被检眼E应用了瞳孔散大剂。

距离设定部262能够基于表示是否对被检眼E应用了瞳孔散大剂的信息，从所存储的多个初始移动量中选择一个。

根据本例，因为能够根据被检眼E的瞳孔的尺寸(尤其是，与瞳孔散大剂的应用的有无对应的瞳孔直径)设定初始移动量，所以在用于在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号的测定臂的偏移运转中，能够缩短达到最佳的偏移位置为止的时间。由此，能够减轻被检者的负担。

〈渐晕判定部270〉

渐晕判定部270基于经由安装于血流测量装置1A的光学系统入射至被检眼E的光的返回光的检测结果，判定渐晕的有无。

为了判定渐晕而入射至被检眼E的光的种类、用途和强度(光量)可以是任意的。入射光的种类例如可以是红外光或可见光。入射光的用途例如可以是拍摄、检查或测定。

在本实施方式中能够利用的入射光例如是OCT用的测定光LS、或眼底拍摄用的观察照明光、拍摄照明光或激发光。该入射光的返回光的检测结果例如可以是OCT反射强度轮廓、OCT图像、观察图像、拍摄图像或荧光图像。

本实施方式中的“渐晕”包括用于眼底血流测量的入射光或其返回光的一部分或全部被瞳孔遮挡而产生的渐晕(亮度的降低)。另外，本实施方式中的“渐晕的有无”包括如下任一个：是否产生渐晕；渐晕程度是否超过预定程度。

说明渐晕判定部238执行的处理的例子。下面，说明与渐晕判定方法有关的第一例及第二例，但是方法不限于这些。

在第一例中，用于渐晕判定的入射光是测定光LS，应用预定的OCT扫描。本例中的OCT扫描的方式例如可以是对图17A所示的关注断面C0(或，补充断面C1及/或补充断面C2)的OCT扫描或对图17B所示的补充断面Cp的OCT扫描。本例中的OCT扫描例如是对同一断面的重复扫描。

在应用对补充断面Cp(或，补充断面C1及/或补充断面C2)的重复扫描的情况下，能够与渐晕判定并行地进行关注血管Db的斜度推定，或能够从渐晕判定顺畅地转移至关注血管Db的斜度推定。另外，可以与渐晕判定并行地进行移动条件设定(移动方向设定、移动距离设定)。

在应用补充断面Cp的情况下，在无渐晕的情况下，如图20A所示，获得表示补充断面Cp的形态的断层像Gp1(断面数据)。另一方面，在有渐晕的情况下，如图20B所示，获得未描绘出补充断面Cp的形态的断层像Gp2(断面数据)。此外，在对准适宜的状态下，光扫描仪44配置于与被检眼E的瞳孔大致共轭的位置，所以测定光LS的偏转中心与瞳孔大致一致。因而，在测定光LS在瞳孔中渐晕的情况下，获得未描绘出补充断面Cp的形态的断层像Gp2(断面数据)。

渐晕判定部270对通过对于补充断面Cp的OCT扫描而获得的断层像进行解析，判定是否描绘出补充断面Cp的形态。例如，渐晕判定部270可以构成为对在断层像是否描绘出内界膜区域(M)进行判定。“在断层像描绘出内界膜区域”的判定结果相当于“无渐晕”的判定结果。相反地，“在断层像未描绘出内界膜区域”的判定结果相当于“有渐晕”的判定结果。

说明渐晕判定部270执行的处理的第二例。在本例中，用于渐晕判定的入射光是眼底拍摄用的照明光，也可以是观察照明光或拍摄照明光。渐晕判定部270对眼底像进行解析，判定是否发生作为渐晕的影响的光量降低。例如，渐晕判定部270判定在眼底像的中心部的亮度与周边部的亮度之间是否产生差(也就是说，是否发生周边光量的降低)。该判定参照构成眼底像的像素的值(典型地，亮度分布)执行，例如包括阈值处理、标记等图像处理。

根据第二例，能够容易地判定渐晕程度。渐晕程度例如基于在眼底像中周边光量降低的图像区域的特性评价。渐晕判定部270能够这样计算评价值(例如，周边光量降低区域的尺寸(面积))，基于该评价值的大小判定渐晕的有无。本例中的“渐晕的有无”例如相当于渐晕程度是否超过预定程度。典型地，渐晕判定部270对计算出的评价值与阈值进行比较，在评价值超过阈值的情况下判定为“有渐晕”，在评价值为阈值以下的情况下判定为“无渐晕”。

如以上那样发挥功能的数据处理部230例如包括处理器、RAM、ROM、硬盘驱动器等而构成。在硬盘驱动器等的存储装置中预先存储有使处理器执行上述功能的计算机程序。

〈用户界面240〉

用户界面(UI)240包括显示部241和操作部242。显示部241包括图13中示出的显示装置3和其他的显示器件。操作部242包括任意的操作器件。用户界面240例如如触摸面板那样，可以包括具备显示功能和操作功能两者的器件。

〈数据输入输出部290〉

数据输入输出部290进行来自血流测量装置1A的数据的输出和向血流测量装置1A的数据输入。

数据输入输出部290例如具有用于与未图示的外部装置进行通信的功能。数据输入输出部290具备与外部装置的连接形态对应的通信界面。外部装置例如是任意的眼科装置。另外，外部装置可以是医院信息系统(HIS)服务器、DICOM(Digital ImagingandCOmmunicationin Medicine：医学数字影像和通信)服务器、医生终端、移动终端、个人终端、云服务器等任意的信息处理装置。

数据输入输出部290可以包括从记录介质读取信息的装置(数据阅读器)、向记录介质写入信息的装置(数据写入器)等。

〈运转〉

说明血流测量装置1A的运转例。在图21中示出血流测量装置1A的运转的一个例子。此外，患者ID的输入等准备性处理已经进行。

(S1：自动对准开始)

首先，执行自动对准。自动对准例如如前述那样，使用对准指标执行。或者，如在日本特开2013-248376号公报中公开的那样，也能够利用两个以上的前眼部相机执行自动对准。自动对准的方法不限于这些。

(S22：自动对准结束)

若被检眼E与光学系统之间的相对位置在x方向、y方向及z方向都吻合，则自动对准结束。

(S23：获取瞳孔直径信息)

血流测量装置1A通过前述的瞳孔直径信息获取部获取被检眼E的瞳孔直径信息。

(S24：追踪开始)

自动对准结束后，血流测量装置1A开始用于按照被检眼E(眼底Ef)的运动使光学系统移动的追踪。追踪例如通过使用红外光获取眼底Ef的观察图像的运转、解析观察图像来检测眼底Ef的运动的运转和按照检测到的眼底Ef的运动使光学系统移动的运转的组合来实现。另外，追踪可以包括按照眼底Ef的运动控制光扫描仪44的运转。

在此，能够执行对于眼底Ef的焦点调整等眼底拍摄条件的设定、光路长调整、焦点调整等OCT测量条件的设定等。另外，能够在该阶段或其他任意定时执行关注血管的选择、关注断面的设定、补充断面的设定等。在本运转例中，设定图17B所示的关注血管Db、关注断面C0及补充断面Cp。

(S25：设定移动方向)

血流测量装置1A对补充断面Cp应用OCT扫描。方向设定部261对表示补充断面Cp的补充断层像Gp进行解析，设定光学系统(至少测定臂)的移动方向(初始移动方向)。

(S26：设定移动距离)

距离设定部262基于在步骤S23中获取到的瞳孔直径信息，设定光学系统的移动距离(初始移动量)。此外，也能够根据瞳孔散大剂的应用的有无，设定移动距离。

(S27：移动光学系统)

在本阶段，典型地，在xy方向上瞳孔中心(或，角膜顶点)与光学系统的光轴大致一致，在z方向上被检眼E与光学系统(物镜22)之间的距离与工作距离大致一致。

主控制部211以使光学系统向在步骤S25中设定的初始移动方向移动在步骤S26中设定的初始移动量的方式控制移动机构150。换言之，主控制部211对移动机构150应用用于使光学系统向与光学系统的光轴正交的初始移动方向从光轴移动初始移动量的第一移动控制。

通过第一移动控制，例如图22A所示，光学系统的光轴移动到向左上方向与在xy方向上与瞳孔中心(或角膜顶点)大致一致的位置H0分离预定距离的位置H1。

在本实施方式中，第一移动控制中的光学系统的移动方向(初始移动方向)基于眼底Ef的OCT图像设定。另一方面，第一移动控制中的光学系统的移动距离(初始移动量)可以是任意的，例如可以是基于瞳孔直径信息及/或瞳孔散大剂的应用的有无设定的距离，也可以是默认设定的距离。

(S28：判定渐晕的有无)

在步骤S27的第一移动控制(光学系统的第一次移动)之后，主控制部211作为用于渐晕判定的OCT扫描，开始图17B所示的补充断面Cp的扫描。渐晕判定部270基于通过该OCT扫描获取到的断面数据判定渐晕的有无。

例如，在本步骤中，图像形成部220(断层像形成部221)根据通过对于补充断面Cp的OCT扫描获取到的数据形成断层像，渐晕判定部270判定在该断层像中是否描绘出补充断面Cp的形态，由此判定渐晕的有无。

(S29：有渐晕？)

在通过步骤S28的渐晕判定判定为有渐晕的情况下(S29：是)，运转转移至步骤S30。相对于此，在判定为无渐晕的情况下(S29：否)，运转转移至步骤S31。

(S30：使光学系统微动)

在步骤S29中判定为有渐晕的情况下(S29：是)，主控制部211对移动机构150应用用于对光学系统的位置进行微调的第二移动控制。

典型地，第二移动控制中的移动距离比步骤S27的第一移动控制中的移动距离(初始移动量)短。而且，第二移动控制中的移动方向是与步骤S27的第一移动控制中的初始移动方向相反的方向。在此，第二移动控中的移动距离例如也可以是默认设定的距离或由距离设定部262设定的距离。

在步骤S29中判定为发生渐晕的情况下，例如如图22B所示，在第一移动控制之后的光轴位置H1处于瞳孔Ep的外部的情况下，测定光LS被光彩等遮挡，如图20B所示，获得未描绘出补充断面Cp的形态的断层像。其结果，由渐晕判定部270获得发生渐晕的判定结果。如在图22B中用附图标记J所示那样，主控制部211以使光学系统向初始移动方向(从位置H0朝向位置H1的方向)的相反方向移动预定距离(预定的微动量)的方式控制移动机构150。这样，在步骤S29中判定为发生渐晕的情况下，光学系统的光轴向朝向自动对准后的光轴位置H0的方向移动。

在光学系统微动之后，返回步骤S28的处理。步骤S28～S30重复，直到在步骤S29中判定为“是”为止。此外，在步骤S28～S30重复预定次数时，或步骤S28～S30的重复持续预定时间时，能够输出错误判定。

(S31：推定关注血管的斜度)

在步骤S29中判定为无渐晕的情况下(S29：否)，血流测量装置1A以前述的要领推定关注血管Db的斜度。本例的斜度推定例如与渐晕判定相同地利用补充断面Cp的断面数据。

此外，在步骤S29中判定为未发生渐晕的情况下，例如图22C所示，第一移动控制之后的光轴位置H1处于瞳孔Ep的内部。

(S32：执行血流测量)

如果在步骤S31中获得关注血管Db的斜度的推定值，则血流测量装置1A以前述的要领执行关注断面C0的血流测量，生成血流信息(结束)。

说明以上说明的运转的变形例。主控制部211能够使显示部241显示表示在步骤S25中设定的初始移动方向的信息。另外，主控制部211能够使显示部241显示表示在步骤S26中设定的初始移动量的信息。另外，主控制部211能够使显示部241显示表示由斜度推定部233求出的斜度推定值的信息，或使显示部241显示表示斜度推定值与目标角度范围之间的差的信息。

如前述那样，目标角度范围例如设定为80度～85度的范围。目标角度范围可以是单一值，也可以是由上限及/或下限定义的范围。目标角度范围例如可以是默认值、默认范围、用户或其他者(例如，维修服务人员)设定的值或范围、血流测量装置1A或其他装置(例如，医疗机构内服务器及监视血流测量装置1A的运转的装置)设定的值或范围中的任一个。作为血流测量装置1A等设定的情况的例子，能够再次设定过去对被检眼E应用的目标角度范围，或者根据被检者的属性设定目标角度范围，或者根据被检眼E的属性设定目标角度范围。

用户能够参照所显示的信息，输入与移动方向有关的指示和与移动距离有关的指示。例如在即使重复进行第二移动控制也未能获得适宜的测量角度等情况等下，进行这些指示。

〈作用和效果〉

说明例示性实施方式的血流测量装置的作用及效果。

例示性实施方式的血流测量装置1包括扫描光学系统、移动机构、图像形成部、方向设定部、控制部和血流信息获取部。

扫描光学系统对被检眼的眼底应用OCT扫描。在本实施方式中，具备OCT单元100和眼底相机单元2内的测定臂的光学系统是该扫描光学系统的例子。

移动机构使扫描光学系统移动。本实施方式的移动机构150是该移动机构的例子。

图像形成部根据由扫描光学系统收集到的第一数据形成图像。根据第一数据形成的图像可以是反射强度轮廓，也可以是根据反射强度轮廓生成的图像(图像数据)。本实施方式的图像形成部220是该图像形成部的例子。

方向设定部对由图像形成部形成的图像进行解析，设定与扫描光学系统的光轴正交的第一方向(初始移动方向)。本实施方式的方向设定部261是该方向设定部的例子。

控制部对移动机构应用用于使扫描光学系统向第一方向移动的第一移动控制。本实施方式的控制部210(主控制部211)是该控制部的例子。

血流信息获取部从在第一移动控制之后由扫描光学系统收集到的第二数据获取血流信息。本实施方式的图像形成部220及数据处理部230(血管区域确定部231、血流信息生成部232)是该血流信息获取部的例子。

在例示性实施方式中，扫描光学系统可以构成为通过对沿着眼底的关注血管的断面应用OCT扫描来收集第一数据。而且，方向设定部可以构成为，通过对根据第一数据形成的该断面的图像进行解析，设定第一方向。在第一移动控制之后，扫描光学系统能够对关注血管应用OCT扫描，收集第二数据。

在例示性实施方式中，方向设定部可以构成为，通过对沿着关注血管的断面的图像进行解析，求出关注血管的斜度的推定值，基于该斜度推定值设定第一方向。

在例示性实施方式中，方向设定部可以构成为，对沿着关注血管的断面的图像进行解析，确定相当于眼底表面的图像区域(内界膜区域)，基于该图像区域求出斜度推定值。

在例示性实施方式中，方向设定部可以构成为，对沿着关注血管的断面的图像进行解析，确定相当于关注血管的图像区域，基于该图像区域求出斜度推定值。

在例示性实施方式中，方向设定部可以构成为，以使OCT扫描光对关注血管的入射角处于预定范围的方式设定第一方向。

在例示性实施方式中，控制部可以构成为，以使扫描光学系统向第一方向移动预先设定的距离(初始移动量)的方式执行第一移动控制。

例示性实施方式的血流测量装置可以包括获取被检眼的瞳孔直径信息的瞳孔直径信息获取部和基于获取到的瞳孔直径信息设定初始移动量的第一设定部。在本实施方式中，照明光学系统10、拍摄光学系统30及处理器是该瞳孔直径信息获取部的一个例子。另外，在本实施方式中，数据输入输出部290是该瞳孔直径信息获取部的另一例子。而且，本实施方式的距离设定部262是该第一设定部的例子。

例示性实施方式的血流测量装置可以还包括根据是否对被检眼应用了瞳孔散大剂来设定初始移动量的第二设定部。本实施方式的距离设定部262是该第二设定部的例子。

例示性实施方式的血流测量装置可以还包括在第一移动控制之后基于经由扫描光学系统入射至被检眼的光的返回光的检测结果来判定渐晕的有无的判定部。而且，控制部可以构成为，对移动机构应用用于根据由判定部获得的判定结果使扫描光学系统进一步移动的第二移动控制。本实施方式的渐晕判定部270是该判定部的例子。

在例示性实施方式中，扫描光学系统可以构成为，在由判定部判定为无渐晕时，对眼底应用用于收集第二数据的OCT扫描。即，扫描光学系统可以构成为，在由判定部判定为无渐晕时，对眼底应用用于收集第二数据的OCT扫描而不进一步进行移动控制。

在例示性实施方式中，控制部可以构成为，在由判定部判定为有渐晕时，对移动机构应用用于使扫描光学系统向与第一方向(初始移动方向)相反的第二方向移动比第一移动控制中的移动距离(初始移动量)短的距离的第二移动控制。

根据这样的实施方式，在用于在眼底血流测量中获得最佳的多普勒信号的光学系统(测定臂)的偏移运转中，能够在使测定臂向基于OCT图像设定的方向偏移后进行血流测量。因而，能够适宜地设定测定臂相对于被检眼的光轴的偏移方向，能够使得用于眼底血流测量的入射光的偏移位置最佳化。

根据本实施方式，能够自动地进行用于眼底血流测量的入射光的偏移位置的最佳化。

根据本实施方式，在对用于眼底血流测量的入射光的偏移位置的最佳化的一部分运转手动进行的情况下，能够提示用于辅助用户的信息。

以上说明的实施方式只不过是本发明的例示性方式。因此，能够实施本发明的主旨范围内的任意变形(省略、置换、附加等)。

附图标记说明

1、1A血流测量装置；210控制部；211主控制部；210A控制部；213移动距离设定部；210B控制部；214移动距离设定部；220图像形成部；230数据处理部；232血流信息生成部；233斜度推定部；238渐晕判定部；230A数据处理部；251运动检测部；252图像评价部；260瞳孔直径信息获取部；260A移动条件设定部；261方向设定部；262距离设定部；270渐晕判定部；290数据输入输出部。

Claims (26)

1.一种血流测量装置，包括：

血流测量部，包括用于对被检眼的眼底应用光学相干断层扫描的光学系统，并基于通过所述光学相干断层扫描收集到的数据获取血流信息；

移动机构，用于使所述光学系统移动；

控制部，对所述移动机构应用用于使所述光学系统向与所述光学系统的光轴正交的第一方向从所述光轴移动预定距离的第一移动控制；和

判定部，在所述第一移动控制之后，基于经由所述光学系统入射至所述被检眼的光的返回光的检测结果来判定渐晕的有无，

所述控制部对所述移动机构应用用于基于由所述判定部获得的判定结果使所述光学系统进一步移动的第二移动控制。

2.根据权利要求1所述的血流测量装置，其特征在于，

在所述第一移动控制之后，所述光学系统对沿着所述眼底的关注血管的断面应用光学相干断层扫描来收集断面数据，

所述判定部基于所述断面数据判定所述渐晕的有无。

3.根据权利要求2所述的血流测量装置，其特征在于，

所述血流测量装置还包括基于所述断面数据求出所述关注血管的斜度的推定值的斜度推定部。

4.根据权利要求3所述的血流测量装置，其特征在于，

所述控制部使显示单元显示在所述第二移动控制之后由所述斜度推定部求出的所述斜度的推定值和预先设定的斜度的目标值。

5.根据权利要求4所述的血流测量装置，其特征在于，

所述血流测量装置还包括操作部，

在使用所述操作部变更了所述目标值时，所述控制部再次执行所述第一移动控制。

6.根据权利要求3所述的血流测量装置，其特征在于，

在所述第二移动控制之后由所述斜度推定部求出的所述斜度的推定值与预先设定的斜度的目标值一致的情况下，所述控制部控制所述血流测量部来获取所述血流信息。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的血流测量装置，其特征在于，

在由所述判定部判定为无所述渐晕的情况下，所述控制部以使所述光学系统向所述第一方向进一步移动的方式执行所述第二移动控制，

在由所述判定部判定为有所述渐晕的情况下，所述控制部以使所述光学系统向所述第一方向的相反方向移动的方式执行所述第二移动控制。

8.根据权利要求7所述的血流测量装置，其特征在于，

所述控制部重复执行所述第二移动控制，直到由所述判定部判定为无所述渐晕，并且所述光学系统配置于从所述第一移动控制之前的所述光轴的位置起的位移变为最大的位置为止。

9.根据权利要求1至6中任一项所述的血流测量装置，其特征在于，

所述血流测量装置还包括：

观察系统，用于获取所述眼底的红外观察图像；和

评价部，评价所述红外观察图像，

所述控制部基于由所述判定部获得的判定结果和由所述评价部获得的评价结果来执行所述第二移动控制。

10.根据权利要求9所述的血流测量装置，其特征在于，

在由所述判定部判定为无所述渐晕，并且由所述评价部评价为所述红外观察图像良好的情况下，所述控制部以使所述光学系统向所述第一方向进一步移动的方式执行所述第二移动控制，

在由所述判定部判定为有所述渐晕的情况下，或由所述评价部评价为所述红外观察图像不良的情况下，所述控制部以使所述光学系统向所述第一方向的相反方向移动的方式执行所述第二移动控制。

11.根据权利要求10所述的血流测量装置，其特征在于，

所述控制部重复执行所述第二移动控制，直到由所述判定部判定为无所述渐晕，由所述评价部评价为所述红外观察图像良好，并且所述光学系统配置于从所述第一移动控制之前的所述光轴的位置起的位移变为最大的位置为止。

12.根据权利要求9所述的血流测量装置，其特征在于，

所述血流测量装置还包括对所述红外观察图像进行解析来检测所述眼底的运动的运动检测部，

所述控制部对所述移动机构应用用于按照由所述运动检测部检测到的所述眼底的运动而使所述光学系统移动的追踪控制。

13.根据权利要求1至6中任一项所述的血流测量装置，其特征在于，

所述血流测量装置还包括根据是否对所述被检眼应用了瞳孔散大剂来设定所述第一移动控制中的所述预定距离的第一设定部。

14.根据权利要求1至6中任一项所述的血流测量装置，其特征在于，

所述血流测量装置还包括：

瞳孔直径信息获取部，获取所述被检眼的瞳孔直径的值；和

第二设定部，基于所述瞳孔直径的值来设定所述第一移动控制中的所述预定距离。

15.一种血流测量装置，包括：

扫描光学系统，对被检眼的眼底应用光学相干断层扫描；

移动机构，用于使所述扫描光学系统移动；

图像形成部，根据由所述扫描光学系统收集到的第一数据形成图像；

方向设定部，对所述图像进行解析来设定与所述扫描光学系统的光轴正交的第一方向；

控制部，对所述移动机构应用用于使所述扫描光学系统向所述第一方向移动的第一移动控制；和

血流信息获取部，根据在所述第一移动控制之后由所述扫描光学系统收集到的第二数据来获取血流信息。

16.根据权利要求15所述的血流测量装置，其特征在于，

所述扫描光学系统对沿着所述眼底的关注血管的断面应用光学相干断层扫描来收集所述第一数据，

所述方向设定部对根据所述第一数据形成的所述断面的图像进行解析来设定所述第一方向，

在所述第一移动控制之后，所述扫描光学系统对所述关注血管应用光学相干断层扫描来收集所述第二数据。

17.根据权利要求16所述的血流测量装置，其特征在于，

所述方向设定部对所述断面的图像进行解析来求出所述关注血管的斜度的推定值，

所述方向设定部基于所述斜度的推定值设定所述第一方向。

18.根据权利要求17所述的血流测量装置，其特征在于，

所述方向设定部对所述断面的图像进行解析来确定相当于所述眼底的表面的图像区域，

所述方向设定部基于所述图像区域求出所述斜度的推定值。

19.根据权利要求17所述的血流测量装置，其特征在于，

所述方向设定部对所述断面的图像进行解析来确定相当于所述关注血管的图像区域，

所述方向设定部基于所述图像区域求出所述斜度的推定值。

20.根据权利要求16所述的血流测量装置，其特征在于，

所述方向设定部以使光学相干断层扫描光对所述关注血管的入射角处于预定范围的方式设定所述第一方向。

21.根据权利要求15至20中任一项所述的血流测量装置，其特征在于，

所述控制部以使所述扫描光学系统向所述第一方向移动预先设定的距离的方式执行所述第一移动控制。

22.根据权利要求21所述的血流测量装置，其特征在于，

所述血流测量装置还包括：

瞳孔直径信息获取部，获取所述被检眼的瞳孔直径信息；和

第一设定部，基于所述瞳孔直径信息设定所述距离。

23.根据权利要求21所述的血流测量装置，其特征在于，

所述血流测量装置还包括按照是否对所述被检眼应用了瞳孔散大剂来设定所述距离的第二设定部。

24.根据权利要求15至20中任一项所述的血流测量装置，其特征在于，

所述血流测量装置还包括在所述第一移动控制之后基于经由所述扫描光学系统入射至所述被检眼的光的返回光的检测结果来判定渐晕的有无的判定部，

所述控制部对所述移动机构应用用于根据由所述判定部获得的判定结果使所述扫描光学系统进一步移动的第二移动控制。

25.根据权利要求24所述的血流测量装置，其特征在于，

在由所述判定部判定为无所述渐晕时，所述扫描光学系统对所述眼底应用用于收集所述第二数据的光学相干断层扫描。

26.根据权利要求24所述的血流测量装置，其特征在于，

在由所述判定部判定为有所述渐晕时，所述控制部对所述移动机构应用用于使所述扫描光学系统向与所述第一方向相反的第二方向移动比所述第一移动控制中的移动距离短的距离的第二移动控制。