JP6562644B2 - 眼科装置及びその制御方法、並びに、プログラム - Google Patents

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。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。被検眼の眼底の毛細血管における実際の眼底血流を画像で観察して血流速度を算出するので、物理単位で表示できる絶対値としての血流速度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、絶対値の血流量も算出することができる。

ここで、血流速度は拍動によって変化することが知られている。このとき、１拍動中において複数の血流速度を求めることにより、１拍動分の血流速度の変化を求めることができれば、あるタイミングで得られた血流速度が１拍動中のどのタイミングのものであるのかを知ることができる。これにより、例えば、あるタイミングで得られた血流速度と、その基準値とを比較することにより、正常・異常を判断することができる。ところが、ＡＯ−ＳＬＯ装置は、一般的に、眼底の広範囲に亘る領域を撮像するものではないため、撮像領域内に含まれる血管の数が少なく、このため、１拍動中において何度も血流速度を求めることが難しい。そこで、特許文献１には、同様にＡＯ−ＳＬＯ装置で白血球の速度を算出する際に、拍動中のそのタイミングを知るために脈波計を被検者の耳朶に付けることが開示されている。

特開２０１３−１６９３０８号公報

Ｊ．Ａ．Ｍａｒｔｉｎ ａｎｄ Ａ．Ｒｏｏｒｄａ， "Ｄｉｒｅｃｔ ａｎｄ ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｐａｒａｆｏｖｅａｌ ｃａｐｉｌｌａｒｙ ｌｅｕｋｏｃｙｔｅ ｖｅｌｏｃｉｔｙ"， Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ １１２， ２２１９−２２２４（２００５）

しかしながら、上記の特許文献１に記載の技術のように、脈波計のセンサを耳朶に付けたり、或いは指先等に付けたりして、その拍動を知る方法では、ＳＬＯ装置以外に別個に脈波計を用意しなければならず、高価なシステムになってしまう。また、被検者にとっては、脈波計のセンサ部を装着されるのが煩わしいという問題もあった。

本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、脈波計を必要とせずに、拍動における被検眼の眼底の血流速度や血流量等といった血流情報のタイミングを把握することが可能な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１の撮像手段による撮像により得られた画像を用いて前記第１のエリアの中の少なくとも１つの位置における第１の血流情報を算出するとともに、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に基づいて第２の血流情報の時間変動を算出し、前記第２の血流情報の時間変動に基づいて拍動における前記第１の血流情報のタイミングを算出する算出手段と、を有し、前記第２の撮像手段は、前記眼底に入射する前記第２の照明光の光軸に対して受光の光軸が傾斜する位置に配置されたディテクターを有して構成されている。
本発明の眼科装置における他の態様は、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のエリアを含む前記眼底の第２のエリアを撮像する第２の撮像手段と、前記第１の撮像手段による撮像により得られた画像を用いて前記第１のエリアの中の少なくとも１つの位置における第１の血流情報を算出するとともに、前記第２の撮像手段による撮像の際に得られた第２の血流情報の時間変動に基づいて拍動における前記第１の血流情報のタイミングを算出する算出手段と、を有し、前記第２の撮像手段は、前記眼底に入射する前記第２の照明光の光軸に対して受光の光軸が傾斜する位置に配置されたディテクターを有して構成されている。
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、脈波計を必要とせずに、拍動における被検眼の眼底の血流情報のタイミングを把握することができる。

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。 本発明の実施形態に係る眼科装置において、被検眼の眼底における血流測定の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６−１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血流測定の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、Ｉの合計Ｉｓの時間変動とＩｖのプロットの一例を示す図である。

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、検出器であるディテクター１３８−２に入射される。ディテクター１３８−２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、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、ディテクター１３８−２に到達する。

図５は、図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部１２０内のディテクター１３８−２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、ディテクター１３８−２の位置関係の一例を示している。

なお、図５では、眼底Ｅｒに垂直な面を示している。そして、図５に示すように、ディテクター１３８−２は、その受光の光軸（戻り光１０８の受光の光軸）が、眼底Ｅｒに入射する測定光１０６−２の光軸に対して傾斜する位置に配置されている。これは、眼底Ｅｒの血管は眼底面に沿っている血管が多く、測定光１０６−２が眼底Ｅｒに垂直に入射する場合に、ディテクター１３８−２の受光の光軸が測定光１０６−２の光軸と一致すると、その血管の血流による、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受信できないためである。このように、眼底Ｅｒに入射する測定光１０６−２の光軸に対して受光の光軸が傾斜する位置にディテクター１３８−２を配置しても、血管の方向によってはドップラー信号が受信できないこともあるが、多くの場合に受信ができればよい。また、この傾斜の角度は、角度が分かっていて受光系からはずれない限り、任意の角度で構わない。

＜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、ディテクター１３８−２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。

＜血流測定の手順＞
次に、眼科装置１００による被検眼Ｅの眼底Ｅｒにおける血流測定の手順に係る制御方法について説明する。

図６−１及び図６−２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における血流測定の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６−１及び図６−２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、血流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６−１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６−１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で反射された光をディテクター１３８−２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１３８−２で取得した光量を表す受光信号を基に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。

続いて、図６−１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で受光させる。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。なお、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５２となっている。このため、本実施形態では、ＷＦ−ＳＬＯ画像を１フレーム分取得する間にＡＯ−ＳＬＯ画像を２フレーム分が取得することができるので、本ステップでは、２フレーム分のＡＯ−ＳＬＯ画像を生成して表示及び保存を行うものとする。

続いて、図６−１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。ここで、本実施形態では、ＷＦ−ＳＬＯ画像及びＡＯ−ＳＬＯ画像は、それぞれ、２秒間の撮像分の５２フレーム及び１０４フレームの画像取得をする設定になっている。なお、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６−１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６−１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６−１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６−１のステップＳ１０５に進む。
図６−１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、各画素におけるディテクター１３８−２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７は、本発明の実施形態を示し、図１に示すＷＦ−ＳＬＯ部１２０で得られる血管からのビート信号の一例を示す図である。ここで、血流速度が高いと周波数が高いビート信号になる。そして、血流速度に応じてこのビート信号が、図７の矢印の方向に変化する。

続いて、図６−１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ＦＦＴ信号に、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、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、想定される血流速度とディテクター１３８−２の照射光軸からの傾斜の角度とに応じて充分な周波数を選択すればよい。

続いて、図６−１のステップＳ１０７において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、図６−１のステップＳ１０６で算出した各画素のＩを合計する。ここで、各画素のＩの中には、血管がなくドップラー信号がないもの、照射の方向と受光の方向と血管の方向との兼ね合いでドップラー信号がないものもあるが、その判断をせずに合計して構わない。

続いて、図６−１のステップＳ１０８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（Ｓ１０８／ＮＯ）、図６−１のステップＳ１０５に戻り、未処理の画素について図６−１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（Ｓ１０８／ＹＥＳ）、図６−１のステップＳ１０９に進む。
図６−１のステップＳ１０９に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、走査開始から対象フレーム走査時までの平均的な時間に対するＩの合計Ｉｓをプロット表示する。

続いて、図６−１のステップＳ１１０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（Ｓ１１０／ＮＯ）、図６−１のステップＳ１０５に戻り、未処理のフレームについて図６−１のステップＳ１０５以降の処理を行う。

一方、図６−１のステップＳ１１０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（Ｓ１１０／ＹＥＳ）、図６−２のステップＳ１１１に進む。このとき、Ｉの合計Ｉｓは２秒間分のプロットが終了し、時間変動グラフとしてＩの合計Ｉｓの時間変動を算出することができる。

図８は、本発明の実施形態を示し、Ｉの合計Ｉｓの時間変動とＩｖのプロットの一例を示す図である。ここでは、図８（Ａ）に示すように、Ｉの合計Ｉｓを２秒間分プロットして、これを線でつないだ時間変動グラフが得られる。

図６−２のステップＳ１１１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（Ｓ１１１／ＮＯ）、これらの指定があるまで、図６−２のステップＳ１１１で待機する。

一方、図６−２のステップＳ１１１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（Ｓ１１１／ＹＥＳ）、図６−２のステップＳ１１２に進む。
図６−２のステップＳ１１２に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、指定されたＡＯ−ＳＬＯ画像とその前または後の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６−２のステップＳ１１３において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、入力デバイス２１５を介して、検者から血流速度の算出終了の入力があるか否かを判断する。この判断の結果、検者から血流速度の算出終了の入力がない場合には（Ｓ１１３／ＮＯ）、図６−２のステップＳ１１１に戻り、図６−２のステップＳ１１１以降の処理を行う。

一方、図６−２のステップＳ１１３の判断の結果、検者から血流速度の算出終了の入力がある場合には（Ｓ１１３／ＹＥＳ）、図６−２のステップＳ１１４に進む。
図６−２のステップＳ１１４に進むと、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、以下の（２）式を用いて、対応する各時間のＩの合計Ｉｓと血流速度Ｖとの比率Ｒを算出する。この際、算出された比率Ｒが複数個ある場合には、さらに、その平均値Ｒａを算出する。なお、算出された比率Ｒが１個の場合には、その比率Ｒを平均値Ｒａとする。また、対応する各時間は、走査開始から、血流速度Ｖの算出に用いた２枚のＡＯ−ＳＬＯ画像フレームの走査時の中間時点までの時間とすればよい。

続いて、図６−２のステップＳ１１５において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、まず、以下の（３）式を用いて、対応する各時間の、血流速度Ｖに平均値Ｒａを掛けたＩｖを算出する。次いで、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、算出したＩｖを、図６−１のステップＳ１０９でプロットしたＩの合計Ｉｓの時間変動グラフにプロットする。図８（Ｂ）は、図８（Ａ）に示すＩの合計Ｉｓの時間変動グラフに２個のＩｖをプロットした例を示すものである。

続いて、図６−２のステップＳ１１６において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、Ｉの合計Ｉｓの時間変動グラフから拍動を検出し、整数拍動分の範囲を求め、その整数拍動分の範囲におけるＩの合計Ｉｓの平均値Ｉｓａを算出する。ここで、図８（Ｂ）に示すＩの合計Ｉｓの時間変動グラフでは２拍動が検出でき、その範囲を矢印で示したものが図８（Ｃ）である。図８（Ｃ）では、Ｉの合計Ｉｓの時間変動における極小値を２拍動分求めているが、極大値や、極大値と極小値との中間値等の、整数分の拍動を捉えられるものであれば何でもよい。

続いて、図６−２のステップＳ１１７において、コンピュータ１２５のＣＰＵ２１１は、以下の（４）式を用いて、整数拍動範囲（整数拍動内）における血流速度Ｖの平均値Ｖａを算出する。本ステップでは、例えば、Ｉの合計Ｉｓ（第２の血流情報）の時間変動における血流速度Ｖ（第１の血流情報）のタイミングを含む１拍動の血流速度Ｖの平均値Ｖａを算出する。

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、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画像を用いて眼底Ｅｒの第１のエリアの中の少なくとも１つの位置における血流速度Ｖ（第１の血流情報）を算出するとともに、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（第２の照明光）の眼底Ｅｒからの戻り光１０８によるドップラー信号に基づいてＩの合計Ｉｓ（第２の血流情報）の時間変動を算出し、このＩの合計Ｉｓの時間変動に基づいて拍動における血流速度ＶのタイミングＩｖを算出するようにしている。この際、血流速度Ｖ（第１の血流情報）とＩの合計Ｉｓ（第２の血流情報）とは、同じ時間において取得されたものである。
かかる構成によれば、脈波計を必要とせずに、拍動における被検眼Ｅの眼底Ｅｒの血流情報のタイミングを把握することができる。これにより、安価で被検者の煩わしさを軽減しつつ、得られた血流情報に基づき正常・異常の判断を行うことが可能になる。

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、拍動における第１の血流情報のタイミングの算出精度が向上するからである。

また、例えば、脈波計のセンサを耳朶や指先等に付けてその拍動を知る方法では、心臓からの距離が眼底Ｅｒまでと異なるために、得られる拍動と眼底Ｅｒの血流の拍動とではタイミングが異なる。被検者によって、また、被検者の状態によっても異なるが、例えば指先の場合には、数十ミリ秒の差が生じる場合がある。この差は、血流速度の変動の急峻な部分では１０％くらいの差になる可能性がある。この点、本実施形態では、眼底Ｅｒでの拍動を使うため、タイミングの差が生じることがない。

なお、本実施形態では、整数拍動範囲における血流速度Ｖの平均値Ｖａを算出しているが、必要に応じて、整数拍動範囲における血流速度Ｖの最大値Ｖmaxまたは最小値Ｖmin（例えば、１拍動の血流速度Ｖの最大値Ｖmaxまたは最小値Ｖmin）や、これらの差、或いはこれらの比を算出する形態も本発明に適用可能である。さらに、図６−２のステップＳ１１５においてＩｓの時間変動グラフにタイミングＩｖをプロットして、拍動の中の最大、最小、或いは、中間に近いのか等、拍動の中でのタイミングを知るだけで十分な場合もある。

また、本実施形態では、ＷＦ−ＳＬＯ画像全体のすべての画素について積分値Ｉを算出して合計を行っているが、算出を簡単にするために、ＷＦ−ＳＬＯ画像の中の一部、例えば血管が存在する可能性が高い中央部分を対象にしてもよい。或いは、ＷＦ−ＳＬＯ画像全体のすべての画素ではなく間引いたり、画像処理によって血管を認識した上でその部分のみを抽出したりして、すべての画素について積分値Ｉを算出しなくてもよい。

また、血管を認識する方法としては、以下のことも可能である。
まず、各血管の血流の変動を求めた上でその変動の大きさ（例えば最大値と最小値の比）が閾値以上なら動脈、未満なら静脈と判断する。次いで、対象の毛細血管は、それらの判断された動脈或いは静脈まで毛細血管から連続する血管をたどって、動脈側の毛細血管なのか静脈側の毛細血管なのかを判断し、これに対応した血管の血流の変動を用いる。これにより、対象の毛細血管の血流速度の変動により近い血流の変動を参照することができる。

また、本実施形態では、ＡＯ−ＳＬＯ画像から算出する第１の血流情報としては、血流速度Ｖのみであるが、本発明においてはこの形態に限定されるものではなく、さらに、血管径（血管の内径）を測定して血流量を算出する形態も、本発明に含まれる。

また、ドップラー信号が受光できない場合が多くなってデータ量が減り、血流の変動の精度が悪くなるが、ディテクター１３８−２を傾斜させない通常の配置にすることも可能である。

（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、または、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、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 (13)

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１の撮像手段による撮像により得られた画像を用いて前記第１のエリアの中の少なくとも１つの位置における第１の血流情報を算出するとともに、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に基づいて第２の血流情報の時間変動を算出し、前記第２の血流情報の時間変動に基づいて拍動における前記第１の血流情報のタイミングを算出する算出手段と、
   を有し、
   前記第２の撮像手段は、前記眼底に入射する前記第２の照明光の光軸に対して受光の光軸が傾斜する位置に配置された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、さらに、前記第２の血流情報の時間変動における前記第１の血流情報のタイミングを含む１拍動の前記第１の血流情報の平均値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、さらに、前記第２の血流情報の時間変動における前記第１の血流情報のタイミングを含む１拍動の前記第１の血流情報の最大値または最小値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。
5. 前記第１の血流情報と前記第２の血流情報とは、同じ時間において取得されたものであることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の眼科装置。
6. 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のエリアを含む前記眼底の第２のエリアを撮像する第２の撮像手段と、
   前記第１の撮像手段による撮像により得られた画像を用いて前記第１のエリアの中の少なくとも１つの位置における第１の血流情報を算出するとともに、前記第２の撮像手段による撮像の際に得られた第２の血流情報の時間変動に基づいて拍動における前記第１の血流情報のタイミングを算出する算出手段と、
   を有し、
   前記第２の撮像手段は、前記眼底に入射する前記第２の照明光の光軸に対して受光の光軸が傾斜する位置に配置された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眼科装置。
7. 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１の撮像ステップによる撮像により得られた画像を用いて前記第１のエリアの中の少なくとも１つの位置における第１の血流情報を算出するとともに、前記第２の撮像ステップ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に基づいて第２の血流情報の時間変動を算出し、前記第２の血流情報の時間変動に基づいて拍動における前記第１の血流情報のタイミングを算出する算出ステップと、
   を有し、
   前記第２の撮像手段は、前記眼底に入射する前記第２の照明光の光軸に対して受光の光軸が傾斜する位置に配置された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眼科装置の制御方法。
8. 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７に記載の眼科装置の制御方法。
9. 前記算出ステップでは、さらに、前記第２の血流情報の時間変動における前記第１の血流情報のタイミングを含む１拍動の前記第１の血流情報の平均値を算出することを特徴とする請求項７または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、さらに、前記第２の血流情報の時間変動における前記第１の血流情報のタイミングを含む１拍動の前記第１の血流情報の最大値または最小値を算出することを特徴とする請求項７または８に記載の眼科装置の制御方法。
11. 前記第１の血流情報と前記第２の血流情報とは、同じ時間において取得されたものであることを特徴とする請求項７乃至１０のいずれか１項に記載の眼科装置の制御方法。
12. 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のエリアを含む前記眼底の第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１の撮像ステップによる撮像により得られた画像を用いて前記第１のエリアの中の少なくとも１つの位置における第１の血流情報を算出するとともに、前記第２の撮像ステップによる撮像の際に得られた第２の血流情報の時間変動に基づいて拍動における前記第１の血流情報のタイミングを算出する算出ステップと、
    を有し、
    前記第２の撮像手段は、前記眼底に入射する前記第２の照明光の光軸に対して受光の光軸が傾斜する位置に配置された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眼科装置の制御方法。
13. 請求項７乃至１２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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