JP2016144530A - 眼科装置及びその制御方法、並びに、プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】被検眼の眼底において内径が比較的太い血管においても絶対値の血流情報を算出でき、かつ眼底の広い範囲に亘って絶対値の血流情報を算出できる仕組みを提供する。【解決手段】被検眼Ｅの眼底Ｅｒを照明光１０６−１を用いて走査するとともに被検眼Ｅの収差を補正して眼底Ｅｒの第１のエリアを撮像するＡＯ−ＳＬＯ部１１０と、被検眼Ｅの眼底Ｅｒを測定光１０６−２を用いて走査して前記第１のエリアよりも広い眼底Ｅｒの第２のエリアを撮像するＷＦ−ＳＬＯ部１２０と、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０による撮像の際に得られたドップラー信号を用いて相対的な血流情報を算出し、当該相対的な血流情報とＡＯ−ＳＬＯ部１１０による撮像により得られたＡＯ−ＳＬＯ画像とを用いて眼底Ｅｒの複数の位置における絶対値の血流情報を算出するコンピュータ１２５を備える。【選択図】図１

Description

本発明は、被検眼の眼底を撮像する眼科装置及びその制御方法、並びに、当該制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラムに関するものである。

共焦点レーザー顕微鏡の原理を利用した眼科装置である走査型レーザー検眼鏡（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ：ＳＬＯ）は、測定光であるレーザーを被検眼の眼底に対してラスタースキャンを行い、その戻り光の強度から平面画像を高分解能かつ高速に得る装置である。以下、このような平面画像を撮像する装置を「ＳＬＯ装置」と記す。

近年、ＳＬＯ装置において、測定光のビーム径を大きくすることで眼底に対するスポット径を小さくし、分解能を向上させた眼底の平面画像を取得することが可能になってきた。しかしながら、測定光のビーム径の大径化に伴い、眼底の平面画像の取得において、被検眼の収差による平面画像のＳＮ比及び分解能の低下が問題になってきた。

この問題を解決するために、被検眼の収差を波面センサでリアルタイムに測定し、被検眼において発生する測定光やその戻り光の収差を波面補正デバイスで補正する補償光学（Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｏｐｔｉｃｓ：ＡＯ）系を有する補償光学ＳＬＯ装置が開発された。以下、この補償光学系を有する補償光学ＳＬＯ装置を「ＡＯ−ＳＬＯ装置」と記す。

このＡＯ−ＳＬＯ装置は、高分解能な平面画像の取得が可能であり、被検眼の眼底の毛細血管や視細胞を観察することができ、更には動画で撮像することによって血管内の血流の動態を観察することができる。下記の非特許文献１には、ＡＯ−ＳＬＯ装置で眼底の毛細血管中の白血球の動きを観察してその速度を算出する技術が開示されている。また、下記の非特許文献２には、数十μｍ〜１００μｍ程度の中間サイズの血管に対してＡＯ−ＳＬＯ装置で赤血球の動きを観察してその速度や血流量を算出する技術が開示されている。

Ｊ．Ａ．Ｍａｒｔｉｎ ａｎｄ Ａ．Ｒｏｏｒｄａ， "Ｄｉｒｅｃｔ ａｎｄ ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｐａｒａｆｏｖｅａｌ ｃａｐｉｌｌａｒｙ ｌｅｕｋｏｃｙｔｅ ｖｅｌｏｃｉｔｙ"， Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ １１２， ２２１９−２２２４（２００５） Ｚ．Ｚｈｏｎｇ，Ｂ．Ｌ．Ｐｅｔｒｉｇ，Ｘ．Ｑｉ， ａｎｄ Ｓ．Ａ．Ｂｕｒｎｓ， "Ｉｎ ｖｉｖｏ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｅｒｙｔｈｒｏｃｙｔｅ ｖｅｌｏｃｉｔｙ ａｎｄ ｒｅｔｉｎａｌ ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ ｕｓｉｎｇ ａｄａｐｔｉｖｅ ｏｐｔｉｃｓ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｙ"， Ｏｐｔ． Ｅｘｐｒｅｓｓ １６， １２７４６−１２７５６（２００８）

しかしながら、上記の非特許文献１及び非特許文献２に記載の技術では、ＡＯ−ＳＬＯ装置で撮像できる撮像範囲が比較的狭いため、血管の径が比較的大きいと、血流速を算出することが難しいことがある。例えば、内径が１００μｍを超える血管については血流速を算出することが困難である。また、例えば、内径が１００μｍ以下の血管であっても、ＡＯ−ＳＬＯ装置で眼底の広い範囲について血流速を求めることは、その１回の撮像範囲が狭いために時間がかかり、現実的ではない。

ここで、上記の非特許文献１及び非特許文献２に記載の技術では、実際の眼底血流を画像で観察して血流速を算出するので、物理単位で表示できる絶対値としての血流速（以下、「絶対血流速」と記す）を算出することができる。そして、血管径を測定することによって、絶対値の血流量（以下、「絶対血流量」と記す）も算出することができる。このように、絶対血流速や絶対血流量を算出することにより、異なる被検眼間での比較や、ある被検眼における経時変化を観察することができる。

本発明は、上述した問題点に鑑みてなされたものであり、被検眼の眼底において内径が比較的太い血管においても絶対血流速や絶対血流量等といった絶対値の血流情報を算出でき、かつ眼底の広い範囲に亘って絶対値の血流情報を算出できる仕組みを提供することを目的とする。

本発明の眼科装置は、被検眼の眼底を第１の照明光を用いて走査するとともに前記被検眼の収差を補正して前記眼底の第１のエリアを撮像する第１の撮像手段と、前記眼底を第２の照明光を用いて走査して前記第１のエリアよりも広い前記眼底の第２のエリアを撮像する第２の撮像手段と、前記第２の撮像手段による撮像の際に得られた信号であって前記第２の照明光の前記眼底からの戻り光によるドップラー信号を用いて相対的な血流情報を算出し、当該相対的な血流情報と前記第１の撮像手段による撮像により得られた第１の画像とを用いて、前記眼底の複数の位置における絶対値の血流情報を算出する算出手段と、を有する。
また、本発明は、上述した眼科装置の制御方法、及び、当該制御方法をコンピュータに実行させるためのプログラムを含む。

本発明によれば、被検眼の眼底において内径が比較的太い血管においても絶対値の血流情報を算出することができ、かつ眼底の広い範囲に亘って絶対値の血流情報を算出することができる。

本発明の実施形態に係る眼科装置の概略構成の一例を示す図である。 図１に示す固視灯の表示面の一例を示す図である。 図１に示すコンピュータの内部構成の一例を示す図である。 本発明の実施形態を示し、図１に示すＡＯ−ＳＬＯ部における平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）の取得方法を説明するための図である。 図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部内の４個のディテクターの位置関係の一例を示す図である。 本発明の実施形態を示し、入射する測定光に沿って眼底Ｅｒを見た際に、図５に示すディテクターに入る戻り光の向きの一例を示す図である。 本発明の実施形態に係る眼科装置において、被検眼の眼底における絶対値の血流情報（絶対血流量）の算出手順に係る制御方法の一例を示すフローチャートである。 図７−１に引き続き、本発明の実施形態に係る眼科装置において、被検眼の眼底における絶対値の血流情報（絶対血流量）の算出手順に係る制御方法の一例を示すフローチャートである。 本発明の実施形態を示し、図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部で得られる細い血管からのビート信号の一例を示す図である。 本発明の実施形態を示し、図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部で得られる太い血管からのビート信号の一例を示す図である。 本発明の実施形態を示し、図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部での２つのディテクターと血管との角度θを説明するための図である。

以下に、図面を参照しながら、本発明を実施するための形態（実施形態）について説明する。以下に記載する本発明の実施形態では、本発明に係る眼科装置として、上述したＳＬＯ装置を適用した例について説明する。

＜眼科装置の概略構成＞
図１は、本発明の実施形態に係る眼科装置１００の概略構成の一例を示す図である。
眼科装置１００は、図１に示すように、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０、及び、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０を有して構成されている。

ＡＯ−ＳＬＯ部１１０は、被検眼Ｅの眼底Ｅｒを測定光１０６−１（第１の照明光）を用いて走査するとともに被検眼Ｅの収差を補正して眼底Ｅｒの第１のエリアを撮像する第１の撮像手段である。このＡＯ−ＳＬＯ部１１０は、補償光学系を備え、眼底Ｅｒの高分解能の平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像：第１の画像）の撮像を行うためのものである。本実施形態では、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０は、被検眼Ｅの光学収差を空間光変調器１５９を用いて補正してＡＯ−ＳＬＯ画像を取得できるものであり、被検眼Ｅの視度や光学収差によらず良好な平面画像が得られるようになっている。ここでは、高分解能の平面画像を撮像するために、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０に補償光学系を備えているが、高解像度を実現できる光学系の構成であれば、補償光学系を備えていなくてもよい。

ＷＦ−ＳＬＯ部１２０は、被検眼Ｅの眼底Ｅｒを測定光１０６−２（第２の照明光）を用いて走査して前記第１のエリアよりも広い眼底Ｅｒの第２のエリアを撮像する第２の撮像手段である。このＷＦ−ＳＬＯ部１２０は、眼底Ｅｒの広範囲に亘る（広画角の）平面画像（ＷＦ−ＳＬＯ画像：第２の画像）の撮像を行うためのものである。ここで、本実施形態においては、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０で撮像する第２のエリアはＡＯ−ＳＬＯ部１１０で撮像する第１のエリアよりも広いエリアとしているが、より好適には、第２のエリアは第１のエリアを含むエリアである。

＜ＡＯ−ＳＬＯ部１１０の全体＞
まず、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０の全体について説明する。
光源１０１−１から出射した光は、光カプラー１３１によって参照光１０５と測定光１０６−１とに分割される。測定光１０６−１は、シングルモード光ファイバー１３０−４、空間光変調器１５９、ＸＹスキャナ１１９−１、ダイクロイックミラー１７０−２等を介して、検査対象である被検眼Ｅに導かれる。また、固視灯１５６からの光束１５７は、被検眼Ｅの固視を促す役割を有する。

測定光１０６−１は、被検眼Ｅによって反射或いは散乱された戻り光１０８となり、光路を逆行し、光カプラー１３１を介して、検出器であるディテクター１３８−１に入射される。ディテクター１３８−１は、戻り光１０８を受光してその光強度（光量）を電圧信号に変換する。この電圧信号を用いて、パーソナル・コンピュータ（以下、単に、「コンピュータ」と記す）１２５において、被検眼Ｅの平面画像であるＡＯ−ＳＬＯ画像が生成される。

本実施形態では、光学系の全体を、主にレンズを用いた屈折光学系を用いて構成しているが、レンズの代わりに球面ミラーを用いた反射光学系によっても構成することができる。また、本実施形態では、収差補正デバイスとして、反射型の空間光変調器１５９を用いたが、透過型の空間光変調器や可変形状ミラーを用いても構成することができる。

＜ＡＯ−ＳＬＯ部１１０の光源＞
次に、光源１０１−１の周辺について説明する。
光源１０１−１は、例えば、代表的な低コヒーレント光源であるＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）で構成されている。光源１０１−１の光の波長は８３０ｎｍ程度、バンド幅は５０ｎｍ程度である。本実施形態では、スペックルノイズの少ない平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）を取得するために、低コヒーレント光源を用いている。また、光源１０１−１として、ここではＳＬＤを用いるが、低コヒーレント光が出射できれば他の種類の光源でもよく、例えば、ＡＳＥ（Ａｍｐｌｉｆｉｅｄ Ｓｐｏｎｔａｎｅｏｕｓ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ）等を用いることもできる。

また、光源１０１−１の光は、被検眼Ｅを測定することから、近赤外光が適する。さらに、その波長は、得られる平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ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程度としている。検査対象の測定部位によっては、他の波長を選んでもよい。

光源１０１−１から出射された光は、シングルモード光ファイバー１３０−１と光カプラー１３１とを介して、参照光１０５と測定光１０６−１とに、例えば９６：４の割合で分割される。また、光ファイバー１３０−１〜１３０−４には、それぞれ、偏光コントローラ１５３−１〜１５３−４が設けられている。

＜ＡＯ−ＳＬＯ部１１０の参照光１０５の光路＞
次に、参照光１０５の光路について説明する。
光カプラー１３１によって分割された参照光１０５は、光ファイバー１３０−２を介して、光量測定装置１６４に入射される。光量測定装置１６４は、参照光１０５の光量を測定し、測定光１０６−１の光量をモニターする用途に用いられる。

＜ＡＯ−ＳＬＯ部１１０の測定光１０６−１の光路＞
次に、測定光１０６−１の光路について説明する。
光カプラー１３１によって分割された測定光１０６−１は、シングルモード光ファイバー１３０−４を介して、レンズ１３５−４に導かれ、ビーム径４ｍｍ程度の平行光になるよう調整される。

そして、測定光１０６−１は、ビームスプリッタ１５８−１を通過し、レンズ１３５−５〜１３５−６を通過し、空間光変調器１５９に入射する。空間光変調器１５９は、ドライバ部１８０内の空間光変調器駆動ドライバ１８１を介して、コンピュータ１２５により制御される。

次いで、測定光１０６−１は、空間光変調器１５９にて変調され、レンズ１３５−７〜１３５−８を通過し、ＸＹスキャナ１１９−１のミラーに入射する。ここでは、簡単のため、ＸＹスキャナ１１９−１は、１つのミラーとして図示しているが、実際には、ＸスキャナとＹスキャナとの２枚のミラーが近接して配置され、眼底Ｅｒ上を光軸に垂直な方向にラスタースキャンするものである。また、測定光１０６−１の中心は、ＸＹスキャナ１１９−１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、Ｘスキャナは、測定光１０６−１を紙面に平行な方向に走査するスキャナであり、ここでは、例えば共振型スキャナを用いる。このＸスキャナの駆動周波数は、約７．９ｋＨｚである。また、Ｙスキャナは、測定光１０６−１を紙面に垂直な方向に走査するスキャナであり、ここでは、例えばガルバノスキャナを用いる。このＹスキャナの駆動波形はのこぎり波、駆動周波数は約６４Ｈｚ、デューティ比は８１％程度である。このＹスキャナの駆動周波数は、ＡＯ−ＳＬＯ画像の撮像のフレームレートを決定する重要なパラメータである。ＸＹスキャナ１１９−１は、ドライバ部１８０内の光スキャナ駆動ドライバ１８２を介して、コンピュータ１２５により制御される。

ここで、上述したデューティ比について説明する。
一般的に、デューティ比とは、オンとオフとを周期的に切り替える場合において１周期の時間に対するオンの時間の割合である。本実施形態では、ＳＬＯ部により２次元画像を取得するためにＸスキャナ及びＹスキャナの２つのスキャナを用いて走査を行うが、副走査において、例えば、１枚の２次元画像を取得するために、上から下への走査（オン）と当該走査の後に２次元画像を取得せずに下から上に素早く戻る動作（オフ）とが切り替わる。このとき、本実施形態におけるデューティ比は、上から下に走査して上まで戻る全走査（オン＋オフ）の時間に対する上から下への走査（オン）の時間の割合を示す。なお、デューティ比が大きい程、全走査に対して２次元画像を取得しない時間が短いため、走査時間が同じ場合、毎秒のフレーム数が多くなる。

レンズ１３５−９〜１３５−１０は、眼底Ｅｒを走査するための光学系であり、測定光１０６−１を角膜Ｅｃの付近を支点として、眼底Ｅｒを走査する役割がある。測定光１０６−１のビーム径は４ｍｍ程度であるが、より高分解能な光画像を取得するために、ビーム径をより大きくしてもよい。また、電動ステージ１１７は、矢印で図示している方向に移動することができ、付随するレンズ１３５−１０の位置を調整することができる。電動ステージ１１７は、ドライバ部１８０内の電動ステージ駆動ドライバ１８３を介して、コンピュータ１２５により制御される。レンズ１３５−１０の位置を調整することにより、被検眼Ｅの眼底Ｅｒの所定の層に測定光１０６−１を合焦し、観察することが可能になる。また、被検眼Ｅが屈折異常を有している場合にも対応できる。

そして、測定光１０６−１が被検眼Ｅに入射すると、眼底Ｅｒからの反射や散乱により戻り光１０８となり、再び光カプラー１３１に導かれ、シングルモード光ファイバー１３０−３を介して、ディテクター１３８−１に到達する。ディテクター１３８−１は、例えば高速・高感度な光センサであるＡＰＤ（Ａｖａｌａｎｃｈｅ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）やＰＭＴ（Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ Ｔｕｂｅ）を用いることができる。ここでは、ディテクター１３８−１としてＡＰＤを用いるものとする。

また、戻り光１０８は、空間光変調器１５９で再び変調される。また、ビームスプリッタ１５８−１において分割される戻り光１０８の一部は、波面センサ１５５に入射され、被検眼Ｅで発生する戻り光１０８の収差が測定される。波面センサ１５５は、コンピュータ１２５に電気的に接続されている。ここで、角膜ＥｃとＸＹスキャナ１１９−１と波面センサ１５５と空間光変調器１５９とは、光学的に共役になるよう、レンズ１３５−５〜１３５−１０等が配置されている。そのため、波面センサ１５５は、被検眼Ｅの収差を測定することが可能になっている。また、空間光変調器１５９は、被検眼Ｅの収差を補正することが可能になっている。さらに、コンピュータ１２５は、波面センサ１５５の測定結果により得られた収差に基づいて、空間光変調器１５９をリアルタイムに制御することにより、被検眼Ｅで発生する収差を補正し、より高横分解能な平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）の取得を可能にしている。

なお、レンズ１３５−１０は球面レンズであるが、被検眼Ｅの収差（屈折異常）によっては、球面レンズの代わりにシリンドリカルレンズを用いてもよい。また、新たなレンズを測定光１０６−１の光路に追加してもよい。

また、ここでは、測定光１０６−１を用いて、波面センサ１５５を用いた収差の測定を行っているが、収差の測定のために他の光源を用いてもよい。また、収差の測定のために他の光路を構成してもよい。例えば、球面レンズ１３５−１０と角膜Ｅｃとの間から、ビームスプリッタを用いて、収差の測定のための光を入射することもできる。

固視灯１５６は、発光型のディスプレイモジュールからなり、表示面（□２７ｍｍ、１２８画素×１２８画素）をＹＺ平面に有する。ここでは、液晶、有機ＥＬ、ＬＥＤアレイ等を用いることができる。被検眼Ｅに固視灯１５６からの光束１５７を注視させることにより、被検眼Ｅの固視が促される。

図２は、図１に示す固視灯１５６の表示面の一例を示す図である。
例えば図２に示すように、固視灯１５６の表示面には、任意の点灯位置に十字のパターン１６５が点滅して表示される。

固視灯１５６からの光束１５７は、レンズ１３５−１３〜１３５−１４、ダイクロイックミラー１７０−２、レンズ１３５−１０を介して、眼底Ｅｒに導かれる。また、レンズ１３５−１０，１３５−１３及び１３５−１４は、固視灯１５６の表示面と眼底Ｅｒとが光学的に共役になるよう配置される。また、固視灯１５６は、ドライバ部１８０内の固視灯駆動ドライバ１８４を介して、コンピュータ１２５により制御される。

＜コンピュータ１２５の内部構成＞
次に、コンピュータ１２５の内部構成について説明する。
図３は、図１に示すコンピュータ１２５の内部構成の一例を示す図である。
コンピュータ１２５は、図３に示すように、ＣＰＵ２１１、ＲＡＭ２１２、ＲＯＭ２１３、外部メモリ２１４、入力デバイス２１５、表示部２１６、通信インタフェース（通信Ｉ／Ｆ）２１７、及び、ＡＤボード１７６を有して構成されている。また、図３に示す各構成は、バスを介して相互に通信可能に構成されている。

ＣＰＵ２１１は、例えば、ＲＯＭ２１３或いは外部メモリ２１４に記憶されたプログラムやデータを用いて、当該コンピュータ１２５の動作を統括的に制御する。ＲＡＭ２１２は、ＲＯＭ２１３或いは外部メモリ２１４からロードされたプログラムやデータを一時的に記憶するエリアを備えるとともに、ＣＰＵ２１１が各種の処理を行うために必要とするワークエリアを備える。ＲＯＭ２１３は、変更を必要としないプログラムや各種のパラメータ等の情報などを格納している。外部メモリ２１４は、例えば、オペレーティングシステム（ＯＳ）やＣＰＵ２１１が実行するプログラム、更には、本実施形態の説明において既知としている情報などを記憶している。なお、本実施形態においては、本発明の実施形態に係る処理を実行するためのプログラムは、外部メモリ２１４に記憶されているものとするが、例えばＲＯＭ２１３に記憶されている形態であっても適用可能である。入力デバイス２１５は、例えば、当該コンピュータ１２５に備え付けられたスイッチ（電源スイッチを含む）やボタン、マウス及びキーボード等で構成されている。表示部２１６は、ＣＰＵ２１１の制御に基づいて、各種の画像や情報等を表示する。通信Ｉ／Ｆ２１７は、当該コンピュータ１２５と外部装置Ｇ（本例では、眼科装置１００に構成された各構成部）との間で行われる各種の情報等の送受信を司るものである。ＡＤボード１７６は、ＣＰＵ２１１の制御に基づいて、ディテクター１３８−１やディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４で得られた電圧信号をデジタル値に変換する。

＜ＡＯ−ＳＬＯ部１１０の測定系の構成＞
次に、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０の測定系の構成について説明する。
ＡＯ−ＳＬＯ部１１０は、眼底Ｅｒからの戻り光１０８の光強度（光量）から構成される平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）を取得することができる。眼底Ｅｒにおいて反射や散乱された光である戻り光１０８は、レンズ１３５−４〜１３５−１０、空間光変調器１５９、光カプラー１３１等を介して、ディテクター１３８−１に入射され、その光の光強度（光量）に基づき電圧信号に変換される。

ディテクター１３８−１で得られた電圧信号は、コンピュータ１２５内のＡＤボード１７６においてデジタル値に変換される。そして、コンピュータ１２５は、ＡＤボード１７６において変換されたデジタル値に対して、ＸＹスキャナ１１９−１の動作や駆動周波数と同期したデータ処理を行い、平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）を生成する。ここで、ＡＤボード１７６の取り込み速度は、約１５ＭＨｚである。

また、ビームスプリッタ１５８−１において分割される戻り光１０８の一部は、波面センサ１５５に入射され、戻り光１０８の収差が測定される。波面センサ１５５は、例えばシャックハルトマン方式の波面センサであり、その測定レンジは−１Ｄ〜＋１Ｄとなっており、測定レンジが狭く、測定精度が高い仕様となっている。この波面センサ１５５で得られた収差は、ツェルニケ多項式を用いて表現され、これは被検眼Ｅの収差を示している。なお、ツェルニケ多項式は、チルト（傾き）の項、デフォーカス（ｄｅｆｏｃｕｓ）の項、アスティグマ（非点収差）の項、コマの項、トリフォイルの項等からなる。

＜ＡＯ−ＳＬＯ画像の取得方法＞
次に、平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）の取得方法について説明する。
図４は、本発明の実施形態を示し、図１に示すＡＯ−ＳＬＯ部１１０における平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）の取得方法を説明するための図である。ここで、図４において、図１に示す構成と同様の構成については同じ符号を付している。

ＡＯ−ＳＬＯ部１１０は、コンピュータ１２５の制御に基づきＸＹスキャナ１１９−１を制御し、ディテクター１３８−１で戻り光１０８の光強度（光量）を取得することにより、眼底Ｅｒの平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）を取得することができる。ここでは、眼底Ｅｒの平面画像（光軸に垂直な面に係るＡＯ−ＳＬＯ画像）の取得方法について説明する。

図４（Ａ）は、測定光１０６−１と被検眼Ｅの模式図であり、眼科装置１００によって観察されている様子を示している。図４（Ａ）に示すように、測定光１０６−１は、被検眼Ｅの角膜Ｅｃを通して眼底Ｅｒに入射すると、様々な位置における反射や散乱により戻り光１０８となり、図１のディテクター１３８−１に到達する。

さらに、図４（Ｂ）に示すように、ＸＹスキャナ１１９−１をＸ方向に駆動しながら、戻り光１０８の光強度を検出すれば、各Ｘ軸の位置毎の情報を得ることができる。

さらに、図４（Ｃ）に示すように、ＸＹスキャナ１１９−１のＸ軸とＹ軸とを同時に駆動し、眼底Ｅｒのある撮像範囲１９２に対して、測定光１０６−１を軌跡１９３のようにラスタースキャンしながら、戻り光１０８の光強度を検出する。すると、戻り光１０８の光強度の２次元分布が得られ、これは、すなわち図４（Ｄ）に示す平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）１７７である。

測定光１０６−１は、図４（Ｃ）に示す左上の点Ｓから右下の点Ｅに向かってスキャンされ、その間の戻り光１０８の光強度が平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）１７７の生成に用いられる。点Ｅから点Ｓへの軌跡１９３は、次の平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）１７７の撮像のための準備である。ここで、スキャンにかかる時間は、図４（Ｃ）中の軌跡１９３に対して、点Ｓ→点Ｅが８１％程度、点Ｅ→点Ｓが１９％程度であり、この比は上述のＹスキャナの駆動波形のデューティ比に基づいている。また、図４（Ｃ）では、簡単のため、軌跡１９３におけるＸ方向のスキャン回数を少なめに記載している。

ここで、図４（Ｄ）に示す平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）１７７は、その大きさが７００μｍ×３５０μｍ、取得に要する時間が約１５．６ｍｓである。この時間は、Ｙスキャナの駆動周波数に基づいている。また、図４（Ｄ）に示す平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）１７７中には、戻り光１０８の光強度が比較的大きい視細胞群１７９が明るく、戻り光１０８の光強度が比較的小さい血管１７８が暗く描出される。また、血管１７８に白血球（不図示）が明るく描出される。

＜ＷＦ−ＳＬＯ部１２０の全体＞
次に、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０の全体について説明する。
ＷＦ−ＳＬＯ部１２０は、補償光学系と参照光路を備えないことを除けば、基本的にＡＯ−ＳＬＯ部１１０と同様の構成となっている。そのため、ここでは、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０と重複する部分については、説明を省略する。

光源１０１−２から出射した光である測定光１０６−２は、レンズ１３５−１１〜１３５−１２，１３５−２及び１３５−１、ＸＹスキャナ１１９−２、ダイクロイックミラー１７０等を介して、検査対象である被検眼Ｅに導かれる。

測定光１０６−２は、被検眼Ｅによって反射或いは散乱された戻り光１０８となり、光路を逆行し、ビームスプリッタ１５８−２等を介して、４個の検出器であるディテクター１３８−２−１〜１３８−２〜４に入射される。各ディテクター１３８−２−１〜１３８−２〜４は、戻り光１０８を受光してその光強度（光量）を電圧信号に変換する。この各電圧信号を用いて、コンピュータ１２５において、被検眼Ｅの広域の平面画像であるＷＦ−ＳＬＯ画像が生成される。

＜ＷＦ−ＳＬＯ部１２０の光源＞
次に、光源１０１−２の周辺について説明する。
光源１０１−２は、例えば、光源１０１−１と同様にＳＬＤで構成されている。光源１０１−２の光の波長は９１０ｎｍ程度、バンド幅は１０ｎｍ程度である。本実施形態では、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０の光路とＷＦ−ＳＬＯ部１２０の光路とをダイクロイックミラー１７０を用いて分離するために、それぞれの光源の波長を異ならせている。

＜ＷＦ−ＳＬＯ部１２０の測定光１０６−２の光路＞
次に、測定光１０６−２の光路について説明する。
光源１０１−２から射出された測定光１０６−２は、レンズ１３５−２、ＸＹスキャナ１１９−２、ダイクロイックミラー１７０−１等を介して、検査対象である被検眼Ｅに導かれる。

ここで、ＸＹスキャナ１１９−２の構成要素であるＸスキャナは、測定光１０６−２を紙面に平行な方向に走査するスキャナであり、ここでは、例えば共振型スキャナを用いる。このＸスキャナの駆動周波数は、約３．９ｋＨｚである。また、ＸＹスキャナ１１９−２の構成要素であるＹスキャナは、測定光１０６−２を紙面に垂直な方向に走査するスキャナであり、ここでは、例えばガルバノスキャナを用いる。このＹスキャナの駆動波形はのこぎり波、駆動周波数は約３２Ｈｚ、デューティ比は８１％程度である。このＹスキャナの駆動周波数は、ＷＦ−ＳＬＯ画像の撮像のフレームレートを決定する重要なパラメータである。ＸＹスキャナ１１９−２は、コンピュータ１２５により制御される。

また、測定光１０６−２のビーム径は１ｍｍ程度であるが、より高分解能な光画像を取得するために、ビーム径をより大きくしてもよい。

測定光１０６−２が被検眼Ｅに入射すると、眼底Ｅｒからの反射や散乱により戻り光１０８となり、ダイクロイックミラー１７０−１、レンズ１３５−１、ＸＹスキャナ１１９−２、ビームスプリッタ１５８−２等を介して、さらにミラー１３７−１〜１３７−４を介して、ディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４に到達する。

図５は、図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部１２０内の４個のディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４の位置関係の一例を示す図である。具体的に、図５には、実質的な、入射する測定光１０６−２、眼底Ｅｒ、４個のディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４の位置関係の一例を示している。なお、図５では、眼底Ｅｒに垂直な面を示し、また配置の角度関係が分かりやすいように、ミラー１３７−１〜１３７−４は図示していない。

図６は、本発明の実施形態を示し、入射する測定光１０６−２に沿って眼底Ｅｒを見た際に、図５に示すディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４に入る戻り光１０８の向きの一例を示す図である。図６に示す例では、各ディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４と隣のディテクターとの配置角度は９０度になっている。

また、図５に示すディテクター１３８−２−１とディテクター１３８−２−２は、ディテクター１３８−２−１が奥側に、ディテクター１３８−２−２が手前側に配置されている。

このように、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０は、測定光１０６−２による眼底Ｅｒからの戻り光１０８を異なる位置で受光する４個のディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４を有して構成されている。

＜ＷＦ−ＳＬＯ画像の取得方法＞
次に、広域の平面画像（ＷＦ−ＳＬＯ画像）の取得方法について説明する。
ＷＦ−ＳＬＯ部１２０は、コンピュータ１２５の制御に基づきＸＹスキャナ１１９−２を制御し、各ディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４で戻り光１０８の光強度（光量）を取得することにより、眼底Ｅｒの広域の平面画像（ＷＦ−ＳＬＯ画像）を取得することができる。ここで、眼底Ｅｒの広域の平面画像（光軸に垂直な面に係るＷＦ−ＳＬＯ画像）の取得方法については、上述したＡＯ−ＳＬＯ画像の取得方法と同様であるため、その説明は省略する。

＜ＡＯ−ＳＬＯ画像の取得手順＞
ここで、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０を用いた平面画像（ＡＯ−ＳＬＯ画像）の取得手順について説明する。
眼科装置１００（コンピュータ１２５）は、まず、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０を用いて、測定光１０６−２を眼底Ｅｒへ合焦をさせて、ＷＦ−ＳＬＯ画像の撮像を行う。そして、眼科装置１００（コンピュータ１２５）は、合焦させた時の電動ステージ１１７の位置から、被検眼Ｅの視度を算出する。さらに、検者がＷＦ−ＳＬＯ画像においてＡＯ−ＳＬＯ画像を取得したい位置を指定すると、眼科装置１００（コンピュータ１２５）は、先ほど取得した被検眼Ｅの視度に基づいて固視灯１５６の表示位置を算出して表示を行い、所望の位置のＡＯ−ＳＬＯ画像の取得を行う。

＜絶対値の血流情報（絶対血流量）の算出手順＞
次に、眼科装置１００による被検眼Ｅの眼底Ｅｒにおける絶対値の血流情報（絶対血流量）の算出手順に係る制御方法について説明する。

図７−１及び図７−２は、本発明の実施形態に係る眼科装置１００において、被検眼Ｅの眼底Ｅｒにおける絶対値の血流情報（絶対血流量）の算出手順に係る制御方法の一例を示すフローチャートである。この図７−１及び図７−２に示すフローチャートは、例えばコンピュータ１２５内のＣＰＵ２１１が、例えば外部メモリ２１４に記憶されているプログラムを実行することにより行われる。

検者が、コンピュータ１２５の入力デバイス２１５を介して、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０での撮像位置を指定し、かつ、絶対血流量の測定開始の入力を行うと、まず、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、これを検知する。そして、図７−１のステップＳ１０１において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０とＡＯ−ＳＬＯ部１１０の走査を開始させる。

続いて、図７−１のステップＳ１０２において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０を制御する。具体的に、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、戻り光１０８のうちダイクロイックミラー１７０−１で反射され、さらにミラー１３７−１〜１３７−４で分割された光を、各ディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４に受光させる。その後、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、４個のディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４で取得した光量を表す４つの受光信号を合計し、その合計光量を基に１フレーム分のＷＦ−ＳＬＯ画像を生成する。そして、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、生成した１フレーム分のＷＦ−ＳＬＯ画像を、表示部２１６に表示するとともに、例えば外部メモリ２１４にその画像データを保存する。

同様に、図７−１のステップＳ１０３において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０を制御する。具体的に、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、戻り光１０８のうちダイクロイックミラー１７０−１を透過した光を、ディテクター１３８−１に受光させる。その後、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、ディテクター１３８−１で取得した光量を表す受光信号を基に１フレーム分のＡＯ−ＳＬＯ画像を生成する。そして、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、生成した１フレーム分のＡＯ−ＳＬＯ画像を、表示部２１６に表示するとともに、例えば外部メモリ２１４にその画像データを保存する。

続いて、図７−１のステップＳ１０４において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、予め定められた規定フレーム分の画像取得が終了したか否かを判断する。具体的に、本実施形態では、ＷＦ−ＳＬＯ画像及びＡＯ−ＳＬＯ画像のフレームレートは、それぞれ、約２６及び約５４となっており、２秒間の撮像分の４８フレームの画像取得をする設定になっている。なお、ＷＦ−ＳＬＯ画像及びＡＯ−ＳＬＯ画像の両者の時間に対する走査位置が特定できさえすれば、別のフレームレートでも構わない。

図７−１のステップＳ１０４の判断の結果、規定フレーム分の画像取得が未だ終了していない場合には（Ｓ１０４／ＮＯ）、図７−１のステップＳ１０２に戻り、再度、ステップＳ１０２及びＳ１０３の処理を行う。

一方、図７−１のステップＳ１０４の判断の結果、規定フレーム分の画像取得が終了した場合には（Ｓ１０４／ＹＥＳ）、図７−１のステップＳ１０５に進む。
図７−１のステップＳ１０５に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、ＷＦ−ＳＬＯ画像のフレームごとに、対象画素における４個のディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４での受光信号のＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：高速フーリエ変換）処理を行う。このＦＦＴ処理の結果、周波数ｆに対するスペクトルＳ（ｆ）すなわち光量との関係が求められる。そして、被検眼Ｅの眼底Ｅｒの血管があるところの画素からは、流れている血液中の赤血球からの散乱光（戻り光１０８）に基づくドップラー信号と血管壁からの散乱光とのビート信号が、周波数の低い部分に現われる。

図８は、本発明の実施形態を示し、図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部１２０で得られる細い血管からのビート信号の一例を示す図である。また、図９は、本発明の実施形態を示し、図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部１２０で得られる太い血管からのビート信号の一例を示す図である。具体的に、図９は、内径が４０μｍ〜６０μｍ以上の太い血管からのビート信号の例を示している。ここで、図８（Ａ）と図８（Ｂ）は同時に別のディテクター１３８−２で検出したものであり、また、図９（Ａ）と図９（Ｂ）も同時に別のディテクター１３８−２で検出したものである。なお、図８及び図９のスケールは、いずれも適度に拡大しており、実際の信号とは異なる。

続いて、図７−１のステップＳ１０６において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、対象画素での４つのＦＦＴ信号のそれぞれに、以下の（１）式で表される周波数ｆによる積分を行う。

（１）式において、Ｐは、対応するディテクター１３８−２で受光された全光量である。（１）式に示すように、全光量Ｐで除することで、ディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４の個体差の影響、測定光１０６−２或いは戻り光１０８の光強度の影響を除くことができる。ここで、本実施形態では、積分範囲は１００Ｈｚ〜６０ｋＨｚとしている。０Ｈｚに近い周波数ではノイズの影響が大きいので、最小周波数を１００Ｈｚとしている。また、最大周波数は、ディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４の光軸からの傾きに応じて充分な周波数を選択すればよい。

続いて、図７−１のステップＳ１０７において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、対象画素につき４つのＩが予め定めた閾値以下であるか否かを判断する。この判断の結果、対象画素につき４つのＩが予め定めた閾値以下である場合には（Ｓ１０７／ＹＥＳ）、測定光１０６−２の眼底Ｅｒからの戻り光１０８に基づくドップラー信号がないと判断して、図７−１のステップＳ１０５に戻り、次の画素について同様の処理ステップを行う。

図７−１のステップＳ１０７の判断の結果、４つのＩのうち１つのＩでも閾値よりも大きい場合には（Ｓ１０７／ＮＯ）、図７−１のステップＳ１０８に進む。
図７−１のステップＳ１０８に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、表示の対象画素にＩの最大値を色分けしてプロットする処理を行う。具体的には、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、Ｉの最大値の値に応じて低い方の青から高い方の赤までで色分けを行う。すなわち、対象フレームのＷＦ−ＳＬＯ画像の対象画素にＩの最大値に相当する色を割り当てる。

続いて、図７−１のステップＳ１０９において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、対象フレームのすべての画素について上記の処理ステップが終了したか否かを判断する。この判断の結果、対象フレームのすべての画素については未だ上記の処理ステップが終了していない場合には（Ｓ１０９／ＮＯ）、図７−１のステップＳ１０５に戻り、未処理の画素について図７−１のステップＳ１０５以降の処理を行う。

一方、対象フレームのすべての画素について上記の処理ステップが終了した場合には（Ｓ１０９／ＹＥＳ）、図７−１のステップＳ１１０に進む。
図７−１のステップＳ１１０に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、図７−１のステップＳ１０８の処理の結果得られた全体を表示部２１６に表示する。このステップＳ１１０の処理は、血管マップを表示することになる。

このとき、本実施形態のように、ＷＦ−ＳＬＯの解像度が２０μｍの場合、直径２０μｍ未満の毛細血管は、ＷＦ−ＳＬＯ画像には表示されない。しかしながら、その毛細血管からも、ディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４の受光信号にはドップラー信号が含まれるので、図７−１のステップＳ１１０では、直径２０μｍの血管として表示されることになる。通常、ＷＦ−ＳＬＯ画像にＡＯ−ＳＬＯ画像を位置合せして貼りつけていくが、その際にＷＦ−ＳＬＯ画像の方に毛細血管が表示されているので、より精度良く位置合せができる。

続いて、図７−２のステップＳ１１１において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、Ｓ１０７で４つのＩが閾値以下ではない画素について、すなわちドップラー信号が含まれる血管上の画素について、今度は２つのＩが閾値以下であるか否かを判断する。

図７−２のステップＳ１１１の判断の結果、２つのＩが閾値以下ではない場合には（Ｓ１１１／ＮＯ）、図７−２のステップＳ１１２に進む。
図７−２のステップＳ１１２に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、閾値よりも大きいＩについて、その最大値Ｉmaxを求め、その最大値Ｉmaxと他のＩとの差と和を算出する。ここで差と和の両方を算出する理由は、本実施形態で検出するビート信号は、周波数の差を正負の区別なく絶対値で表すので、２つのディテクター１３８−２に向かう２方向間でのそれらの正負を考慮した差は、差になる場合と和になる場合との両方の可能性があるためである。

続いて、図７−２のステップＳ１１３において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、まず、画像処理によって対象画素における血管の走行方向を求める。次いで、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０の眼底Ｅｒへの測定光１０６−２の照射位置すなわち現在の対象画素位置から、ステップＳ１１２で用いた、ディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４のうちの２つのディテクター１３８−２に向かう方向で作る面と、血管の走行方向との、眼底Ｅｒ上での角度θを算出する。ここで、２つのディテクター１３８−２に向かう方向で作る面は、眼科装置１００の構成で決まる。
図１０は、本発明の実施形態を示し、図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部１２０での２つのディテクター１３８−２と血管との角度θを説明するための図である。具体的に、図１０には、ディテクター１３８−２−１とディテクター１３８−２−３に向かう方向で作る面と、血管の走行方向との、眼底Ｅｒ上での角度θが示されている。

続いて、図７−２のステップＳ１１４において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、図７−２のステップＳ１１２で算出したすべての値（差と和）を、それぞれの角度θを用いたｃｏｓθで除算する。これにより、ドップラー信号から求められた速度情報を血管方向、すなわち流れの方向の情報に換算することになる。

続いて、図７−２のステップＳ１１５において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、ステップＳ１１４での算出結果から、２個の値が実質的に一致する、すなわちそれらの差が最も小さい場合に、それらの値の平均値を初期相対血流量Ｆｒｏとして算出する。これにより、図７−２のステップＳ１１２での差と和のうちの妥当な方を選択している。

一方、図７−２のステップＳ１１１の判断の結果、２つのＩが閾値以下である場合には（Ｓ１１１／ＹＲＳ）、図７−２のステップＳ１１６に進む。この２つのＩが閾値以下である場合は、図１０で角度θが９０度になる場合であり、これはすなわち２つのディテクター１３８−２に向かう方向で作る面が血管の走行方向と垂直となる場合である。すなわち、この２つのＩが閾値以下である場合は、これらの２つのディテクター１３８−２へはドップラー信号が発生しない。

図７−２のステップＳ１１６に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、残り２つのＩの和を算出する。

続いて、図７−２のステップＳ１１７において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、図７−２のステップＳ１１３と同じ手順で角度θを算出する。なお、ここで血管の走行方向と２つのディテクター１３８−２に向かう方向を考慮すると、残りの２つのＩを検出した残り２つのディテクター１３８−２へのビート信号の正負は異符号の場合になるので、和のみを算出すればよい。

続いて、図７−２のステップＳ１１８において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、図７−２のステップＳ１１２で算出した値（和）を、角度θを用いたｃｏｓθで除算して、その値を初期相対血流量Ｆｒｏとして算出する。

図７−２のステップＳ１１５の処理が終了した場合、或いは、図７−２のステップＳ１１８の処理が終了した場合には、図７−２のステップＳ１１９に進む。
図７−２のステップＳ１１９に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、現対象フレームのすべての画素について図７−２のステップＳ１１１〜Ｓ１１５までの処理或いはステップＳ１１１、Ｓ１１６〜Ｓ１１８までの処理が終了したか否かを判断する。この判断の結果、現対象フレームのすべての画素については未だ図７−２のステップＳ１１１〜Ｓ１１５までの処理或いはステップＳ１１１、Ｓ１１６〜Ｓ１１８までの処理が終了していない場合には（Ｓ１１９／ＮＯ）、図７−２のステップＳ１１１に戻り、未処理の画素について図７−２のステップＳ１１１以降の処理を行う。

一方、図７−２のステップＳ１１９の判断の結果、現対象フレームのすべての画素について図７−２のステップＳ１１１〜Ｓ１１５までの処理或いはステップＳ１１１、Ｓ１１６〜Ｓ１１８までの処理が終了した場合には（Ｓ１１９／ＹＥＳ）、図７−２のステップＳ１２０に進む。
図７−２のステップＳ１２０に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、血管上の各画素について、以下の（２）式を用いて相対血流量Ｆｒを算出する。ここで、以下の（２）式において、αは図７−２のステップＳ１１３或いはＳ１１７で用いた２つのディテクター１３８−２に向かう方向が成す角度である。

続いて、図７−２のステップＳ１２１において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、すべてのフレームについて処理を終了したか否かを判断する。この判断の結果、すべてのフレームについては未だ処理を終了していない場合には（Ｓ１２１／ＮＯ）、図７−１のステップＳ１０５に戻り、未処理のフレームについて図７−１のステップＳ１０５以降の処理を行う。

一方、図７−２のステップＳ１２１の判断の結果、すべてのフレームについて処理を終了した場合には（Ｓ１２１／ＹＥＳ）、図７−２のステップＳ１２２に進む。
図７−２のステップＳ１２２に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、入力デバイス２１５を介して、検者から或る時間のＡＯ−ＳＬＯ画像の指定及び血管（例えば毛細血管）上の場所（ここでは、少なくとも１つの場所（位置））の指定があるか否かを判断する。この判断の結果、検者から或る時間のＡＯ−ＳＬＯ画像の指定及び血管上の場所の指定がない場合には（Ｓ１２２／ＮＯ）、これらの指定があるまで、図７−２のステップＳ１２２で待機する。

一方、図７−２のステップＳ１２２の判断の結果、検者から或る時間のＡＯ−ＳＬＯ画像の指定及び血管上の場所の指定がある場合には（Ｓ１２２／ＹＥＳ）、図７−２のステップＳ１２３に進む。
図７−２のステップＳ１２３に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、指定されたＡＯ−ＳＬＯ画像とその前後のＡＯ−ＳＬＯ画像を用いて、指定された血管上での場所における血流速度Ｖを、白血球を追跡する画像処理によって算出する。

続いて、図７−２のステップＳ１２４において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、図７−２のステップＳ１２３で用いたＡＯ−ＳＬＯ画像から対象血管の内径ｄを画像処理して算出し、以下の（３）式を用いて血流量Ｆａを算出する。ここで、以下の（３）式では、血管（例えば毛細血管）の血管内部の流れと垂直な断面形状が円であると仮定している。

続いて、図７−２のステップＳ１２５において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、まず、図７−２のステップＳ１２２で指定された時間・場所に最も近いＷＦ−ＳＬＯ画像の画素を特定する。そして、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、以下の（４）式を用いて、図７−２のステップＳ１２４で算出した血流量Ｆａと、特定した画素での相対血流量Ｆｒとの、比率ＲＡを算出する。

続いて、図７−２のステップＳ１２６において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、すべてのフレームの画素の相対血流量Ｆｒについて、以下の（５）式を用いて、絶対血流量Ｆを算出する。ここで、絶対血流量Ｆは、［μＬ／ｍｉｎ］等の物理単位で表示できる絶対値に換算された血流量である。

続いて、図７−２のステップＳ１２７において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、図７−１のステップＳ１０８と同様に、図７−２のステップＳ１２６で算出された絶対血流量Ｆの値に応じて低い方の青から高い方の赤までで色分けを行い、絶対血流量Ｆの二次元マップを表示部２１６に表示する。

なお、本実施形態では、物理単位で表示できる絶対値に換算された絶対血流量Ｆの分布を表示しているが、相対血流量までの算出でよい場合には、図７−２のステップＳ１２１までの処理を行えばよい。この場合、図７−２のステップＳ１２０で算出した相対血流量Ｆｒで二次元マップを作成し表示することになる。

また、本実施形態では、ＷＦ−ＳＬＯ画像の対象画素に上書き表示して血管マップ、相対血流量Ｆｒの二次元マップ、絶対血流量Ｆの二次元マップを作成しているが、元のＷＦ−ＳＬＯ画像を残して、別にそれぞれのマップを作成してもよい。

本実施形態に係る眼科装置１００では、コンピュータ１２５（具体的にはＣＰＵ２１１）において、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０（第２の撮像手段）による撮像の際に得られた信号であって測定光１０６−２の眼底Ｅｒからの戻り光１０８によるドップラー信号を用いて相対的な血流情報である相対血流量Ｆｒを算出し、当該相対血流量ＦｒとＡＯ−ＳＬＯ部１１０（第１の撮像手段）による撮像により得られたＡＯ−ＳＬＯ画像（第１の画像）とを用いて、眼底Ｅｒの複数の位置における絶対値の血流情報である絶対血流量Ｆを算出するようにしている。具体的に、コンピュータ１２５（具体的にはＣＰＵ２１１）では、ＡＯ−ＳＬＯ部１１０による撮像により得られた或る時間のＡＯ−ＳＬＯ画像を用いて、眼底Ｅｒの第１のエリアの中の位置であって前記複数の位置に含まれる少なくとも１つの位置の血流情報である血流量Ｆａ（第１の血流情報）を算出し、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０による撮像の際に得られた前記ドップラー信号を用いて、前記少なくとも１つの位置を含む複数の位置における相対血流量Ｆｒ（第２の血流情報）を算出し、前記或る時間かつ前記少なくとも１つの位置での血流量Ｆａと相対血流量Ｆｒとの比率ＲＡを算出し、相対血流量Ｆｒと比率ＲＡとの積を求めることで絶対血流量Ｆを算出するようにしている。また、この際、コンピュータ１２５（具体的にはＣＰＵ２１１）は、ＡＯ−ＳＬＯ画像を用いて前記少なくとも１つの位置における血流速度Ｖを算出するとともに、当該ＡＯ−ＳＬＯ画像から前記少なくとも１つの位置に基づく血管の内径ｄを算出し、血流速度Ｖと血管の内径ｄとに基づいて血流量Ｆａを算出するようにしている。
かかる構成によれば、薬剤を使わずに、被検眼Ｅの眼底Ｅｒにおいて内径が１００μｍを超えるような太い血管においても絶対値の血流情報である絶対血流量Ｆを算出することができ、かつ眼底の広い範囲に亘って絶対血流量Ｆを算出することができる。

また、本実施形態においては、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０で撮像する第２のエリアはＡＯ−ＳＬＯ部１１０で撮像する第１のエリアよりも広いエリアとしているが、より好適には、第２のエリアは第１のエリアを含むエリアである。これは、第１のエリアを含まない第２のエリアよりも、第１のエリアを含む第２のエリアの方が、上述した第１の血流情報と第２の血流情報とが近接した位置での情報となるため、絶対値の血流情報の算出精度が向上するからである。

ここで、本実施形態において、ＷＦ−ＳＬＯ部１２０に４個のディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４を設けている理由について、以下に説明する。

端的に説明すると、測定光１０６−２、或るディテクター１３８−２、血管の走行方向の角度関係によっては、当該或るディテクター１３８−２でドップラー信号が検出できない（その方向にドップラー信号が発生しない）ことがあり、そのような場合でも、残りのディテクター１３８−２でドップラー信号を検出して血流情報を算出できるようにするためである。

より詳細に説明する。
血流がありながらディテクター１３８−２でドップラー信号が検出できない場合は、２つのディテクター１３８−２でドップラー信号が検出できない、より条件の悪い状態は、上述した図７−２のステップＳ１１１で２つのＩが閾値以下となる、２つのディテクター１３８−２に向かう方向で作る面が血管の走行方向と垂直となる場合である。このときにＩが精度良く分かれば、Ｉがゼロのときは装置の構成から残りのディテクター１３８−２と血管との位置関係が分かるので、あと１つのディテクター１３８−２から血流情報を算出でき、また、Ｉがゼロでないときにはそれらの値から血流情報を算出できる。しかしながら、実際には上述した状態の近傍でのＩは微小であり、かつノイズがあるので、Ｉを精度良く知ることはできない。したがって、図７−２のステップＳ１１７及びステップＳ１１８の説明において上述したように、他の２つのディテクター１３８−２による２つのＩの和から血流情報を算出することが必要になる。すなわち、合計４個のディテクター１３８−２−１〜１３８−２−４が必要になる。

なお、ここで血流情報を算出するのに、図７−２のステップＳ１１２の説明において上述したように和と差の両方を算出することをしない理由は、２つのディテクター１３８−２に向かう方向で作る面が血管の走行方向と垂直となる場合には、残りの２つのディテクター１３８−２で検出されるビート信号の正負が反転する方向がそれらの２つのディテクター１３８−２の間にあるので、２つのディテクター１３８−２で検出されるビート信号の正負が異符号であるためである。

（その他の実施形態）
本発明は、上述の実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、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。
このプログラム及び当該プログラムを記憶したコンピュータ読み取り可能な記憶媒体は、本発明に含まれる。

なお、上述した本発明の実施形態は、いずれも本発明を実施するにあたっての具体化の例を示したものに過ぎず、これらによって本発明の技術的範囲が限定的に解釈されてはならないものである。すなわち、本発明はその技術思想、又はその主要な特徴から逸脱することなく、様々な形で実施することができる。

１００ 眼科装置、１０１ 光源、１０５ 参照光、１０６ 測定光、１０８ 戻り光、１１０ ＡＯ−ＳＬＯ部、１１７ 電動ステージ、１１９ ＸＹスキャナ、１２０ ＷＦ−ＳＬＯ部、１２５ コンピュータ、１３０ 光ファイバー、１３１ 光カプラー、１３５ レンズ、１３７ ミラー、１３８ ディテクター、１５３ 偏光コントローラ、１５５ 波面センサ、１５６ 固視灯、１５７ 光束、１５８ ビームスプリッタ、１５９ 空間光変調器、１６４ 光量測定装置、１７０ ダイクロイックミラー、１７６ ＡＤボード、１８０ ドライバ部、１８１ 空間光変調器駆動ドライバ、１８２ 光スキャナ駆動ドライバ、１８３ 電動ステージ駆動ドライバ、１８４ 固視灯駆動ドライバ、Ｅ 被検眼、Ｅｒ 眼底、Ｅｃ 角膜

Claims (15)

1. 被検眼の眼底を第１の照明光を用いて走査するとともに前記被検眼の収差を補正して前記眼底の第１のエリアを撮像する第１の撮像手段と、
   前記眼底を第２の照明光を用いて走査して前記第１のエリアよりも広い前記眼底の第２のエリアを撮像する第２の撮像手段と、
   前記第２の撮像手段による撮像の際に得られた信号であって前記第２の照明光の前記眼底からの戻り光によるドップラー信号を用いて相対的な血流情報を算出し、当該相対的な血流情報と前記第１の撮像手段による撮像により得られた第１の画像とを用いて、前記眼底の複数の位置における絶対値の血流情報を算出する算出手段と、
   を有することを特徴とする眼科装置。
2. 前記第２のエリアは、前記第１のエリアを含むエリアであることを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。
3. 前記算出手段は、
   前記第１の撮像手段による撮像により得られた或る時間の前記第１の画像を用いて、前記第１のエリアの中の位置であって前記複数の位置に含まれる少なくとも１つの位置の血流情報である第１の血流情報を算出し、
   前記第２の撮像手段による撮像の際に得られた前記ドップラー信号を用いて、前記少なくとも１つの位置を含む複数の位置における前記相対的な血流情報である第２の血流情報を算出し、
   前記或る時間かつ前記少なくとも１つの位置での前記第１の血流情報と前記第２の血流情報とに基づいて、前記絶対値の血流情報を算出することを特徴とする請求項１または２に記載の眼科装置。
4. 前記算出手段は、前記或る時間かつ前記少なくとも１つの位置での前記第１の血流情報と前記第２の血流情報との比率を算出し、前記第２の血流情報と前記比率との積を求めることで前記絶対値の血流情報を算出することを特徴とする請求項３に記載の眼科装置。
5. 前記算出手段は、前記第１の画像を用いて前記少なくとも１つの位置における血流速度を算出するとともに、当該第１の画像から前記少なくとも１つの位置に基づく血管の内径を算出し、前記血流速度と前記血管の内径とに基づいて前記第１の血流情報を算出することを特徴とする請求項３または４に記載の眼科装置。
6. 前記第２の撮像手段は、前記第２の照明光による前記眼底からの戻り光を異なる位置で受光する４個のディテクターを有して構成されていることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の眼科装置。
7. 前記４個のディテクターは、当該４個のディテクターにおける各ディテクターと隣のディテクターとの配置角度が９０度となるように配置されていることを特徴とする請求項６に記載の眼科装置。
8. 被検眼の眼底を撮像する眼科装置の制御方法であって、
   前記眼底を第１の照明光を用いて走査するとともに前記被検眼の収差を補正して前記眼底の第１のエリアを第１の撮像手段を用いて撮像する第１の撮像ステップと、
   前記眼底を第２の照明光を用いて走査して前記第１のエリアよりも広い前記眼底の第２のエリアを第２の撮像手段を用いて撮像する第２の撮像ステップと、
   前記第２の撮像手段による撮像の際に得られた信号であって前記第２の照明光の前記眼底からの戻り光によるドップラー信号を用いて相対的な血流情報を算出し、当該相対的な血流情報と前記第１の撮像手段による撮像により得られた第１の画像とを用いて、前記眼底の複数の位置における絶対値の血流情報を算出する算出ステップと、
   を有することを特徴とする眼科装置の制御方法。
9. 前記第２のエリアは、前記第１のエリアを含むエリアであることを特徴とする請求項８に記載の眼科装置の制御方法。
10. 前記算出ステップでは、
    前記第１の撮像手段による撮像により得られた或る時間の前記第１の画像を用いて、前記第１のエリアの中の位置であって前記複数の位置に含まれる少なくとも１つの位置の血流情報である第１の血流情報を算出し、
    前記第２の撮像手段による撮像の際に得られた前記ドップラー信号を用いて、前記少なくとも１つの位置を含む複数の位置における前記相対的な血流情報である第２の血流情報を算出し、
    前記或る時間かつ前記少なくとも１つの位置での前記第１の血流情報と前記第２の血流情報とに基づいて、前記絶対値の血流情報を算出することを特徴とする請求項８または９に記載の眼科装置の制御方法。
11. 前記算出ステップでは、前記或る時間かつ前記少なくとも１つの位置での前記第１の血流情報と前記第２の血流情報との比率を算出し、前記第２の血流情報と前記比率との積を求めることで前記絶対値の血流情報を算出することを特徴とする請求項１０に記載の眼科装置の制御方法。
12. 前記算出ステップでは、前記第１の画像を用いて前記少なくとも１つの位置における血流速度を算出するとともに、当該第１の画像から前記少なくとも１つの位置に基づく血管の内径を算出し、前記血流速度と前記血管の内径とに基づいて前記第１の血流情報を算出することを特徴とする請求項１０または１１に記載の眼科装置の制御方法。
13. 前記第２の撮像手段は、前記第２の照明光による前記眼底からの戻り光を異なる位置で受光する４個のディテクターを有して構成されていることを特徴とする請求項８乃至１２のいずれか１項に記載の眼科装置の制御方法。
14. 前記４個のディテクターは、当該４個のディテクターにおける各ディテクターと隣のディテクターとの配置角度が９０度となるように配置されていることを特徴とする請求項１３に記載の眼科装置の制御方法。
15. 請求項８乃至１４のいずれか１項に記載の眼科装置の制御方法における各ステップをコンピュータに実行させるためのプログラム。

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