JP4783219B2 - 眼科撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、眼科撮影装置に係り、特に、スキャニングミラーを４系統以上もった眼科撮影装置に関する。

眼球は、体内で唯一切開無しに直接見ることができる血管であり、仮に血流内の白血球を観測できれば糖尿病の早期発見など、全身病の発見に役立つ。しかし、白血球の大きさは１０μｍ程度であり、現行の眼底カメラでは測定が困難である。また、血流の動画像を撮影するためには、眼へ入射可能な光量が制限されていることや、視線が安定しないということから非常に困難である。

なお、本出願人により次のような技術が開示されている。例えば、被測定眼の収差を補償光学部によって補償し、補償された後の微小な収差を精密に測定する眼特性測定装置が開示されている（例えば、特許文献１〜３参照）。また、眼底画像の質を向上させるように被測定眼から反射された光束を補正し、最適な画像を取得する眼底観察装置が開示されている（例えば、特許文献４参照）。さらに、被測定眼の変位を検出し、検出したずれ位置に基づき、波面補正素子を移動して波面を補正させる眼底像観察装置が開示されている（例えば、特許文献５参照）。
特開２００４−１１３４０５号公報 特開２００４−１５９７７９号公報 特開２００４−１５９７８４号公報 特開２００４−３２９２８２号公報 特開２００６−００６３６２号公報

従来のスキャニング方式のアダプティブオプティクス眼底カメラでは、スキャニング系は、例えば、水平・鉛直の２方向（２系統）である。また、従来のスキャニング方式のアダプティブオプティクス眼底カメラは、スキャニング系を２系統より多くすると、一般に装置が巨大になってしまう。例えば、スキャニング系を瞳共役な位置に配置すると、瞳共役な位置を多数作らなければいけなくなるからである。

本発明は、以上の点に鑑み、任意位置での高倍率眼底画像を取得できる眼科撮影装置を提供することを目的とする。本発明は、例えば、瞳共役位置に置かれたディフォーマブルミラーの近傍にＭＥＭＳ（Ｍｉｃｒｏ Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ）スキャニングミラーを設置することで、装置を巨大にすることなく、スキャニングミラーを４系統以上もったアダプティブオプティクス眼底カメラを提供することを目的とする。また、本発明は、大きな角度をスキャンするミラーで大まかな位置を特定し、その細部を小さな角度をスキャンするミラーで詳細に観測することができる眼科撮影装置を提供することを目的とする。さらに、本発明は、細部の一部分を高速にラインスキャンすることで血流速度を推定することができる眼科撮影装置を提供することを目的とする。

スキャニングミラーを４系統もたせ、大きな角度をスキャンする水平・鉛直方向のミラーと、小さな角度をスキャンする水平・鉛直方向のミラーを用意する。大きな角度をスキャンするミラーで大まかな位置を特定し、その細部を小さな角度をスキャンするミラーで詳細に観測することができる。また、細部の一部分を高速にラインスキャンすることも可能になるため血流速度を推定でき全身疾患の早期発見なども可能になる。

本発明の第１の解決手段によると、
被測定眼の眼底を照明するための照明光を発光する光源部と、
眼底からの反射光束を受光して被測定眼の収差を測定する収差測定部と、
上記収差測定部で測定された収差に基づき、眼底からの反射光束に対して収差を打ち消すような補正を行う波面補正素子を有する収差補正部と、
上記光源部からの照明光束により眼底の一部を２次元方向にスキャンするためのスキャニングミラーを有し、被測定眼眼底を照明する照明光学系と、
上記スキャニングミラーを介して照明され及び眼底で反射された反射光束に対して上記収差補正部により収差が補正され、該補正された反射光束を受光するための受光光学系と、
上記受光光学系からの光束を受光する光検出部と、
上記スキャニングミラーによるスキャン位置と、上記光検出部での受光信号とに従い眼底像を形成する画像形成部と
を備え、
瞳と共役な位置又は略共役な位置に、上記スキャニングミラーと、該スキャニングミラーに対向して上記波面補正素子を配置した眼科撮影装置が提供される。

本発明によると、任意位置での高倍率眼底画像を取得できる眼科撮影装置を提供することができる。本発明によると、例えば、瞳共役位置に置かれたディフォーマブルミラーの近傍にＭＥＭＳスキャニングミラーを設置することで、装置を巨大にすることなく、スキャニングミラーを４系統以上もったアダプティブオプティクス眼底カメラを提供することができる。また、本発明によると、大きな角度をスキャンするミラーで大まかな位置を特定し、その細部を小さな角度をスキャンするミラーで詳細に観測することができる。さらに、本発明によると、細部の一部分を高速にラインスキャンすることで血流速度を推定することができる。

１．概略
本実施の形態は、任意位置での高倍率眼底画像を取得できるＭＥＭＳスキャナーＣｏｎｆｏｃａｌ（共焦点）型ＡｄａｐｔｉｖｅＯｐｔｉｃｓ（アダプティブ オプティクス）眼底カメラに関する。本実施の形態では、Ｃｏｎｆｏｃａｌ ＡｄａｐｔｉｖｅＯｐｔｉｃｓ眼底カメラの瞳共役位置に置かれた波面補正素子の近い位置にＸ、Ｙの２方向に対応した２枚のスキャニングミラーを設置することで、小型で被検者の眼球を動かすことなく、任意の位置を高倍率に撮影することができる眼底カメラを可能とする。また、スキャニングミラーの代わりにディフォーマブルミラー（Ｄｅｆｏｒｍａｂｌｅ Ｍｉｒｒｏｒ）自身が回転しても良い。
また、応用アプリケーションとして、狙った位置のスキャニングができることから、スキャニングを一元的に高速スキャニングすることで強度の数値変化から血流の速度を大まかに測定できる。

２．光学配置
図１に、本実施の形態の光学配置図を示す。
眼底観察装置（眼科撮影装置、アダプティブオプティクス眼底カメラ）は、波面補正系１と、眼底観察系３と、前眼部観察系４と、前眼部照明用光源４５と、固視系５と、補償光学部７０と、制御ＰＣ（演算部）６００とを備える。

波面補正系（収差測定部）１は、第１照明光学系１１、第１受光光学系１２、第１受光部１３を備える波面測定系１０と、収差量測定補正量計算用演算装置（収差演算部、以下演算装置と記す）１４−１と、波面補正素子制御装置１５とを有する。なお、演算装置１４−１と、画像構築プロセッサ１４−２と、制御ＰＣ６００は、例えばひとつ又は複数の演算部に備えることができる。被測定眼６０については、図中、網膜（眼底）６１、角膜（前眼部）６２が示されている。

第１照明光学系１１は、例えば第１光源部１７を備え、第１光源部１７からの光束で被測定眼眼底上で微小な領域（又はターゲット）を照明するためのものである。また、第１照明光学系１１は、複数のスキャニングミラーを備える。スキャニングミラーは、例えば、スキャニングミラーＡ８１と、スキャニングミラーＢ８２と、小型スキャニングミラーＣ８３と、小型スキャニングミラーＤ８４とを有する。第１照明光学系１１は、例えば、絞りｃ及びｄと、ビームスプリッタ１８とを備える。ビームスプリッタ１８は、第１光源部１７からの光束を反射し、被測定眼６０の網膜で反射しアフォーカルレンズ８１を介して戻ってくる反射光束を透過するミラー（例えば、偏光ビームスプリッタ）で構成されている。

第１光源部１７は、点光源に近く指向性のあるＳＬＤやレーザーが望ましい。被検者の負担を考えると、照明用の第１光源部１７の第１波長は、赤〜近赤外の波長（第１波長）が良い。また、空間コヒーレンスが高く、時間コヒーレンスは高くないものが望ましい。ここでは、一例として、第１光源部１７には、ＳＬＤ（スーパールミネセンスダイオード）が採用されており、輝度が高い点光源を得ることができる。なお、第１光源部１７は、ＳＬＤに限られるものではなく、レーザー光源の様に空間、時間ともコヒーレンスが高いものでも、画質は若干低下する場合もあるが利用できる。そして、ＬＥＤの様に、空間、時間ともコヒーレンスが高くないものでも、光量さえ充分であれば、ピンホール等を光路の光源の位置に挿入することで、使用可能になる。

スキャニングミラーＡ８１及びＢ８２（第２のスキャニングミラー）、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４（スキャニングミラー）は、それぞれＸ方向・Ｙ方向に対応させ２次元画像を得られるようにする。例えば、スキャニングミラーＡ８１、Ｂ８２を回転させることにより、眼底上の広い範囲又は眼底全体をスキャンできる。スキャニングミラーＡ８１、Ｂ８２は、例えば小型スキャニングミラーＣ８３、Ｄ８４よりも粗い精度（第１の精度）でスキャンすることができる。一方、小型スキャニングミラーＣ８３、Ｄ８４を回転させることにより、眼底上の狭い範囲又は眼底の一部をスキャンできる。例えば、眼底上の所望の位置をスキャンできる。小型スキャニングミラーＣ８３、Ｄ８４は、例えばスキャニングミラーＡ８１、Ｂ８２よりも高精度（第２の精度）でスキャンすることができる。なお、各スキャニングミラーは、眼底上の撮影位置とミラーの角度が予め対応付けられている。

スキャニングミラーＡ８１（第１のミラー）は、瞳と共役な第１の位置に配置され、スキャニングミラーＢ８２（第２のミラー）は、第１の位置と異なる瞳と共役な第２の位置に配置される。また、波面補正素子７１は、瞳と共役な第３の位置に配置され、小型スキャニングミラーＣ８３、Ｄ８４（第３、第４のミラー）は、第３の位置に近接して、瞳と略共役な位置に配置される。なお、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４が瞳共役位置からずれすぎると所望の光量が光検出器３２に入らなくなる場合がある。また、本実施の形態では、Ｘ方向に回転するミラー、Ｙ方向に回転するミラーをそれぞれ用いているが、Ｘ、Ｙ両方向に回転可能なひとつのミラーを用いても良い。

第１受光光学系（点像受光光学系）１２は、例えば、被測定眼網膜から反射して戻ってきた光束を受光し、第１受光部（例えば、波面イメージセンサ）１３に導くためのものである。第１受光光学系１２は、絞りｄと、リレーレンズと、ハーフミラー１６と、反射光束を少なくとも１７本のビームに変換するための変換部材（分割素子、例えばハルトマン板）とを備える。変換部材は、反射光束を複数のビームに変換する波面変換部材である。なお、変換部材には、光軸と直交する面内に配置された複数のマイクロフレネルレンズを用いることができる。眼底６１からの反射光は、変換部材を介して第１受光部１３上に集光する。第１受光部１３は、変換部材を通過した第１受光光学系１２からの光を受光し、第１信号を生成するためのものである。

第１照明光学系１１と第１受光光学系１２とは、第１光源部１７からの光束が集光する点で反射されたとして、その反射光による第１受光部１３での信号ピークが最大となる関係を維持して、第１受光部１３での信号ピークが強くなる方向にディオプター調節レンズユニット７２が移動し、強度が最大となる位置で停止することができる。この結果、第１光源部１７からの光束が、被測定眼上で集光することとなる。

眼底観察系３は、第２受光光学系３１と、第２受光部（例えば、光検出器）３２と、画像構築プロセッサ１４−２とを有する。第２受光光学系３１は、例えば、フォーカスレンズ３５と、アフォーカルレンズ８１と、ビームスプリッタ８２と集光レンズとを備える。第２受光光学系３１は、眼底６１で反射した光を、補償光学部７０を介して第２受光部３２に導く。第２受光部３２にはＰＤ（ＰｈｏｔｏＤｉｏｄｅ、フォトダイオード）や光電子増倍管（Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ Ｔｕｂｅ）等を用いることができる。また、第２受光部３２は、第２受光光学系３１で形成された光を受光し、信号を生成する。

フォーカスレンズ３５は、光源１７と検出器３２の両方の光学系に作用する。例えば、フォーカスレンズ３５は、網膜の深さ方向の位置を変えることができる。具体的には、網膜は、１００μｍ程度の厚みがあり、フォーカスレンズ３５を移動することで、網膜の厚み（１００μｍ程度）のうち、どの深さの像を取得するのか決定することができる。

なお、上述の説明では、便宜上アフォーカルレンズ８１と、ビームスプリッタ８２は眼底観察系３に含まれ、スキャニングミラー、ビームスプリッタ１８は第１照明光学系１１に含まれるものとしているが、適宜の系に含まれても良い。

補償光学部（収差補正部）７０は、測定光の収差を補償する適応光学系（アダプティブオプティクス、Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｏｐｔｉｃｓ）などの波面補正素子７１と、光軸方向に移動して球面成分を補正する移動レンズ（ディオプター調整レンズ）７２及び／又は球面レンズとを有する。補償光学部７０は、第１及び第２受光光学系１２及び３１中に配置され、例えば、被測定眼６０から反射して戻ってくる反射光束の収差を補償する。また、補償光学部７０は、第１光源部１７から発した光束に対して収差を補償し、収差補償された光束で被測定眼眼底上の微小な領域を照明するようにしてもよい。

波面補正素子７１としては、例えば、可変形鏡（ディフォーマブルミラー、可変鏡）や液晶等の空間光変調器を用いることができる。なお、その他、測定光の収差を補償可能な適宜の光学系を用いてもよい。可変形鏡は、鏡の内部に備えられたアクチュエイターによって鏡を変形させることで、光束の反射方向を変化させる。また、静電容量によって変形させる方法や、ピエゾを用いて変形させる方法等もあるが、これ以外にも適宜の方法を用いることができる。液晶空間光変調器は、液晶の配光性を利用して位相を変調させるもので、鏡と同様に反射させて使用する場合が多い。なお、液晶空間変調器を用いる場合、光路の途中で偏光子が必要な場合がある。また、図１の例は、波面補正素子７１は反射させて使用するものを用いた例であるが、波面補正素子７１は透過型の光学系を用いてもよい。なお、このとき小型スキャニングミラーＣ８３、Ｄ８４を適宜配置する。波面補正素子７１は、波面補正素子制御装置１５からの出力に従い、例えば変形等することで収差を補償する。

なお、これら波面補正素子７１には、それに限られるわけではないが、平行光束を入射させるようにしたほうがよい。例えば、被測定眼６０が無収差の場合、波面補正素子７１には被測定眼６０の網膜からの反射光束が平行光として入射する。また、例えば、第１光源部１７からの光束は平行光として波面補正素子７１に入射するようになっている。

移動レンズ７２は、制御ＰＣ６００からの出力に基づき光軸方向に移動する。例えば、移動レンズ７２は、適宜の駆動部により駆動される。移動レンズ７２が移動することで球面成分の補償を行うことができる。なお、移動レンズ７２を移動させる以外にも球面レンズを挿入する、あるいは内部の光学系を光軸方向に移動する等して補償することもできる。

なお、瞳の移動量を求め、求められた移動量に追随して、モーター制御回路の出力に応じて波面補正素子７１を移動させるモーター付きステージをさらに備えることができる。例えば、波面補正素子７１を光軸に対して横切る方向、又は、法線に垂直な平面方向に移動させる。これにより、波面補正素子７１のある一点（例えば中心）が、瞳のある一点（例えば瞳中心）と常に共役となり、安定した波面補正を行うことができる。

前眼部照明用光源４５は、被測定眼６０の前眼部を照明する。例えば、プラチドリング又はケラトリング等を用いて前眼部を所定パターンで照射してもよい。ケラトリングの場合、ケラト像により角膜の曲率中心付近だけのパターンを得ることができる。なお、前眼部照明用光源４５から発せられる光束の波長は、例えば、第１波長と異なると共に、長い波長を選択できる（例えば、９４０ｎｍ）。

前眼部観察系４は、集光レンズと、前眼部イメージセンサ４１とを備える。前眼部観察系４は、前眼部照明用光源４５から発せられ被測定眼６０の角膜６２から反射して戻ってくる光束を前眼部イメージセンサ４１に導く。なお、光源部としては、前眼部照明用光源４５以外にも被測定眼６０を照明する適宜の光源を用いても良い。また、前眼部観察系４は、被測定眼６０に照明された適宜のパターン（例えば、プラチドリング）が、被測定眼６０の前眼部又は角膜６２から反射して戻ってくる光束を、前眼部イメージセンサ４１に導くこともできる。この時、前眼部イメージセンサ４１は、前眼部像を得ることができる。なお、前眼部観察系４は、アライメントに用いることもできる。

第３照明用光学系（固視系）５は、例えば、被測定眼６０の固視や雲霧をさせる為の視標を投影する光路を含むものであって、第３光源部（例えば、ランプ）５１、固視標５２、リレーレンズを備える。第３光源部５１からの光束で固視標５２を眼底６１に照射することができ、被測定眼６０にその像を観察させる。

波面補正素子制御装置１５は、制御ＰＣ６００からの出力に基づいて波面補正素子７１を変形させる。波面補正素子制御装置１５は、例えば、演算装置１４−１により測定された波面収差に基づき、又は、演算装置１４−１により求められた補正量に基づき、波面補正素子７１の各素子を変形させるための制御信号（例えば、電圧値など）を形成し、形成された制御信号を波面補正素子７１に出力して波面を補正させる。なお、これらの波面収差、補正量は制御ＰＣ６００にて求められてもよい。

演算装置１４−１は、第１受光部１３からの出力に基づき、被測定眼６０の、又は、被測定眼６０で反射され補償光学部７０で収差が補正された光束の、高次収差を含む光学特性を求める。なお、演算装置１４−１は、第１受光部１３からの出力以外にも、少なくとも被測定眼６０の波面収差を示す波面測定データを受け取り、光学特性を求めても良い。また、演算装置１４−１は、求められた光学特性に基づき、波面補正素子の補正量を決定して、補正量を制御ＰＣ６００を介して波面補正素子制御装置１５に出力する。なお、演算装置１４−１は、補正量等を直接波面補正素子制御装置１５に出力してもよい。

（共役関係）
被測定眼６０の眼底６１、固視系５の固視標５２、第１光源部１７、第１受光部１３、絞りａ、絞りｂ、絞りｄ、光検出器３２が共役である。また、被測定眼６０の眼の瞳（虹彩）、第１受光光学系１２の変換部材（ハルトマン板）、絞りｃ、波面補正素子（Ｄｅｆｏｒｍａｂｌｅ Ｍｉｒｒｏｒ）７１、スキャニングミラーＡ８１及びＢ８２が共役である。また、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４は、略瞳共役である。

（アライメント調整）
次に、アライメント調整について説明する。アライメント調整は、例えば、前眼部観察系４により実施されることができる。
アライメント調整は、被測定眼６０の角膜６２を照明する前眼部照明用光源４５（光源部）による被測定眼６０の像が前眼部イメージセンサ４１上に形成されるので、この像を利用して瞳中心が光軸と一致するようにするとよい。

また、前眼部観察系４に集光レンズ、ビームスプリッタ８２、アフォーカルレンズ８１を介して被測定眼６０を平行な光束で照明するような光源を追加すれば、被測定眼６０の角膜６２で反射した反射光束は、あたかも角膜６２の曲率半径の１／２の点から射出したような発散光束として射出される。この発散光束は、アフォーカルレンズ８１、ビームスプリッタ８２及び集光レンズを介して、前眼部イメージセンサ４１にスポット像として受光される。ここで、この前眼部イメージセンサ４１上のスポット像が光軸上から外れている場合、眼底観察装置本体を、上下左右に移動調整し、スポット像を光軸上と一致させる。このように、スポット像が光軸上と一致すると、アライメント調整は完了する。

３．電気系構成
図３に、本実施の形態の電気系のブロック図を示す。図２に、本実施の形態の信号の説明図を示す。
眼科撮影装置の電気系の構成は、演算部６００と、制御部６１０と、表示部７００と、メモリ８００と、第１駆動部９１０と、第２駆動部９１１と、第３駆動部９１２と、第４駆動部９１３と、第５駆動部９１４と、第６駆動部９１５と、第７駆動部９１６とを備える。なお、眼科撮影装置は、入力部をさらに備えてもよい。入力部としては、表示部７００に表示された適宜のボタン、アイコン、位置、領域等を指示するためのポインティングデバイス、各種データを入力するためのキーボード等を備えることができる。

また、演算部６００には、例えば、前眼部観察系４からの信号（３）と、演算装置１４−１からの信号と、画像構築プロセッサ１４−２からの信号が入力される。演算部６００は、前眼部観察系４からの信号（３）を入力し、例えば、アライメントの調整等を行う。演算部６００は、これらの処理に応じた信号又は他の信号・データを、電気駆動系の制御を行う制御部６１０と、表示部７００と、メモリ８００と、演算装置１４−１とにそれぞれ適宜出力する。

制御部６１０は、演算部６００からの制御信号に基づいて、第１光源部１７、第３光源部５１及び前眼部照明用光源４５の点灯、消灯を制御したり、第３駆動部９１２〜第７駆動部９１６等を制御するためのものである。制御部６１０は、例えば、演算部６００での演算結果に応じた信号に基づいて、第３光源部５１に対して信号（１）を出力し、前眼部照明用光源４５に対して信号（２）を出力し、第１光源部１７に対して信号（４）を出力し、さらに、第３駆動部９１２〜第７駆動部９１６に対して信号を出力する。

収差量測定補正量計算用演算装置１４−１には、第１受光部１３からの第１信号（６）が入力される。演算装置１４−１は、入力された信号に基づいて、被測定眼６０の収差、収差量等の光学特性、波面補正素子７１により補正させるための補正量等の演算を行う。演算装置１４−１は、これら演算結果に応じた信号又は他の信号・データを、演算部６００と、波面補正素子制御装置１５と、第１駆動部９１０と、第２駆動部９１１とにそれぞれ適宜出力する。なお、演算装置１４−１は、演算部６００内に含むこともできる。また、第１駆動部９１０、第２駆動部９１１は、制御部６１０を介して信号を入力することもできる。

画像構築プロセッサ（画像形成部）１４−２には、第２受光部３２からの信号（１４）が入力される。画像構築プロセッサ１４−２は、スキャン位置と、入力された信号に基づいて、眼底像等を構築する。画像構築プロセッサ１４−２は、構築した眼底像等に応じた信号又は他の信号・データを、例えば、演算部６００に出力する。

波面補正素子制御装置１５は、演算装置１４−１から入力された信号に基づいて、信号（５）を出力して、波面補正素子７１を制御し、収差を補正させる。表示部７００は、撮影結果（眼底像等）を表示する。メモリ８００は、測定された収差、取り込んだ光の蓄積量、構築した画像及び時刻等を必要に応じて適宜記憶する。演算部６００は、メモリ８００から適宜データを読み出し、及び、メモリ８００にデータを書込む。

第１駆動部９１０及び第２駆動部９１１は、例えば、信号（９）、（１０）をそれぞれ出力して、移動レンズ７２の移動手段をそれぞれ駆動することで、移動レンズ７２を光軸方向に移動させるものである。第３駆動部９１２は、例えば、信号（７）を出力して、スキャニングミラーＡ８１を回転させる。第４駆動部９１３は、例えば、信号（８）を出力して、スキャニングミラーＢ８２を回転させる。第５駆動部９１４は、例えば、信号（１１）を出力して、小型スキャニングミラーＣ８３を回転させる。第６駆動部９１５は、例えば、信号（１２）を出力して、小型スキャニングミラーＤ８４を回転させる。第７駆動部９１６は、例えば、信号（１３）を出力して、フォーカスレンズ３５を光軸方向に移動させるものであり、フォーカスレンズ３５の移動手段を駆動する。

４．収差測定
次に、収差測定（ゼルニケ解析）について説明する。一般に知られているゼルニケ多項式からゼルニケ係数ｃ_ｉ ^２ｊ−ｉを算出する方法について説明する。ゼルニケ係数ｃ_ｉ ^２ｊ−ｉは、例えば、ハルトマン板などの変化部材を介して第１受光部１３で得られた光束の傾き角に基づいて被測定眼６０の光学特性を把握するための重要なパラメータである。

被測定眼６０の波面収差Ｗ（Ｘ、Ｙ）は、ゼルニケ係数ｃ_ｉ ^２ｊ−ｉ、ゼルニケ多項式Ｚ_ｉ ^２ｊ−ｉを用いて次式で表される。

ただし、（Ｘ、Ｙ）はハルトマン板の縦横の座標である。

また、波面収差Ｗ（Ｘ、Ｙ）は、第１受光部１３の縦横の座標を（ｘ、ｙ）、ハルトマン板と第１受光部１３の距離をｆ、第１受光部１３で受光される点像の移動距離を（△ｘ、△ｙ）とすると、次式の関係が成り立つ。

ここで、ゼルニケ多項式Ｚ_ｉ ^２ｊ−ｉは、以下の数式で表される（より具体的な式は、例えば特開２００２−２０９８５４を参照）。

なお、ゼルニケ係数ｃ_ｉ ^２ｊ−ｉは、以下の数式で表される自乗誤差を最小にすることにより具体的な値を得ることができる。

ただし、Ｗ（Ｘ、Ｙ）：波面収差、（Ｘ、Ｙ）：ハルトマン板座標、（△ｘ、△ｙ）：第１受光部１３で受光される点像の移動距離、ｆ：ハルトマン板と第１受光部１３との距離。

演算装置１４−１は、ゼルニケ係数ｃ_ｉ ^２ｊ−ｉを算出し、これを用いて球面収差、コマ収差、非点収差等の眼光学特性を求める。また、演算装置１４−１は、ゼルニケ係数ｃ_ｉ ^２ｊ−ｉを用いて次式により収差量ＲＭＳ_ｉ ^２ｊ−ｉを算出する。

５．動作
図４に、本実施の形態の全体フローチャートを示す。
まず、演算部６００は、眼のアライメントを行う（Ｓ１０１）。眼のアライメントには、別光源でアライメント用のスポットを用いても良い。本実施の形態では、例えば、前眼部に投影した光束の反射光束を前眼部イメージセンサ４１に入射させ、前眼部の中心が前眼部イメージセンサ４１の原点となるように、操作者により装置全体又は眼を移動させ、眼のアライメントを行うことができる。なお、眼のアライメントは、適宜のタイミングで行ってもよい。

演算部６００は、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４の両方を基準値０の角度に回転させる（Ｓ１０３）。例えば、演算部６００は、制御部６１０により第５駆動部９１４及び第６駆動部９１５を制御して、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４を予め定められた基準値０の角度にする。

演算部６００は、収差補正処理を行う（Ｓ１０５）。以下、収差補正処理について説明する。なお、収差補正処理は、後述するステップＳ２００以降の処理に先立ち実行されても良いし、並行して又は処理の途中に実行されることもできる。

例えば、演算装置１４−１は、波面イメージセンサ１３から画像を読み出し、読み出した画像より波面収差を計算する。また、演算装置１４−１は、収差測定の測定結果（例えば、ゼルニケ係数ｃ_ｉ ^２ｊ−ｉ）を基に眼球の収差量Ｒを計算し、計算結果をメモリ８００に記憶する。収差量Ｒは測定結果の理想波面（無収差）との標準偏差として計算できるが、例えば、ゼルニケ係数を用いれば、次式で簡易的に求めることができる。式中のｏｒｄｅｒはゼルニケ係数の次数を表しており、例えばｏｒｄｅｒ＝４やｏｒｄｅｒ＝６などと設定する。

例えば、演算装置１４−１は、求めた収差量Ｒが予め定められた閾値以上の場合、第１駆動部９１０、第２駆動部９１１を介して移動レンズ７２を移動させ、及び、波面補正素子制御装置１５を介して波面補正素子７１を制御することで、測定された収差を打ち消すように収差を補正する。

ステップＳ２００では、演算部６００は、被測定眼６０の低倍率眼底像を撮影する（Ｓ２００）。例えば、演算部６００は、スキャニングミラーＡ８１及びＢ８２を回転させて眼底をスキャンし、光検出器３２での光蓄積量を各スキャン位置に対応してメモリ８００（ここではメモリＩとする）に記憶する。なお、低倍率眼底像撮影の処理の詳細は、後述する。演算部６００は、メモリＩのデータを読み出し、読み出したデータを画像として表示部７００に表示する（Ｓ１０７）。

演算部６００は、撮影位置（Ｃ_Ｘ、Ｃ_Ｙ）を指定する（Ｓ１０９）。撮影位置の指定としては、例えば、操作者の操作により所望の位置又は範囲を入力部から入力してもよい。例えば、表示部７００に表示された低倍率眼底像に従い、入力部により画像上の１点又は領域がクリックされるようにしてもよい。なお、演算部６００が、自動的に撮影位置を指定してもよい。

演算部６００は、スキャニングミラーＡ８１及びＢ８２を指定された撮影位置（Ｃ_Ｘ、Ｃ_Ｙ）に対応する角度にそれぞれ回転させる（Ｓ１１１）。次に、演算部６００は、高倍率モードか血流速度測定モードかを判断する（Ｓ１１３）。例えば、演算部６００は、表示部７００にモードの指定を促す表示をし、操作者の操作により入力部から入力してもよいし、予めいずれのモードで測定するか設定されていてもよい。なお、高倍率モード、血流測定モードの双方を有していても良いし、いずれか一方のみを有していても良い。

高倍率モードが指定されると（Ｓ１１３）、演算部６００は、被測定眼６０の高倍率眼底像を撮影する（Ｓ３００）。例えば、演算部６００は、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４を回転させて撮影位置（Ｃ_Ｘ、Ｃ_Ｙ）の周辺をスキャンし、光検出器３２での光蓄積量を各スキャン位置に対応してメモリ８００（ここではメモリＭとする）に記憶する。なお、高倍率眼底像撮影の処理の詳細は後述する。演算部６００は、メモリＭのデータを読み出し、画像として表示部７００に表示する（Ｓ１１５）。演算部６００は、適宜のデータをメモリ８００に保存する（Ｓ１１７）。なお、ステップＳ１１７は省略してもよい。

一方、ステップＳ１１３で血流速度測定モードが指定されると（Ｓ１１３）、演算部６００は、血流速度計算を行う（Ｓ４００）。例えば、演算部６００は、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４を回転させて、眼底上を、例えば、撮影位置（Ｃ_Ｘ、Ｃ_Ｙ）を中心とする円（又は適宜の回転軌道）に沿ってスキャンし、光検出器３２での光の蓄積量に基づき血流等の移動体の速度Ｖ_ａｖｅを算出する。なお、血流速度計算の詳細は後述する。

演算部６００は、血流速度計算により光検出器３２の光蓄積量が記憶されたメモリ８００（ここではメモリＧ及びＨとする）からデータを読み出し、読み出したデータを、例えば、グラフとして表示部７００に表示する（Ｓ１２１）。また、演算部６００は、求められた血流速度の数値Ｖ_ａｖｅを表示部７００に表示する（Ｓ１２１）。演算部６００は、適宜のデータをメモリ８００に保存する（Ｓ１２３）。なお、ステップＳ１２３は省略してもよい。

（低倍率モード）
図５に、低倍率眼底像撮影のフローチャ−トを示す。上述のステップＳ２００の詳細フローチャートである。
演算部６００は、スキャニングミラーＡ８１及びＢ８２の振り角度ｄ、画像ピクセル数（Ｗ_Ｘ、Ｗ_Ｙ）及び１素子あたりの蓄積時間ｔ_ｅを設定する（Ｓ２０１）。なお、振り角度ｄ、画像ピクセル数（Ｗ_Ｘ、Ｗ_Ｙ）及び１素子あたりの蓄積時間ｔ_ｅは、適宜の入力装置等より入力してもよいし、予めメモリ８００に記憶された値を読み出してもよい。また、振り角度ｄは、スキャニングミラーＡ８１の振り角度と、スキャニングミラーＢ８２の振り角度が別個設定されてもよい。

演算部６００は、設定された振り角度ｄに従い、スキャニングミラーＡ８１、Ｂ８２の両方を−０．５ｄの角度に回転させる（Ｓ２０３）。例えば、演算部６００は、制御部６１０により第３駆動部９１２及び第４駆動部９１３を制御して、スキャニングミラーＡ８１及びスキャニングミラーＢ８２を回転させる。

演算部６００は、パラメータを初期設定する（Ｓ２０５）。例えば、演算部６００は、パラメータｉ及びｊをｉ＝１、ｊ＝１とする。ここでｉは、例えばＸ軸方向の光検出数を示し、ｊは、例えばＹ軸方向の光検出数を示す。演算部６００は、光検出器３２の光の蓄積をクリアする（蓄積量Ｅ＝０）（Ｓ２０７）。

演算部６００は、光源１７からの照明を適宜のタイミングで開始し、光検出器３２による光の蓄積を開始する（Ｓ２０９）。演算部６００は、設定された１素子あたりの蓄積時間ｔ_ｅ秒間待つ（Ｓ２１１）。演算部６００は、ｔ_ｅ秒間経過後、光検出器３２の光の蓄積を終了する（Ｓ２１３）。演算部６００は、光検出器３２により蓄積された量Ｅをメモリ８００に保存する（Ｓ２１５）。例えば、演算部６００は、光検出器３２に蓄積された量Ｅを画像ピクセル（ｉ、ｊ）に対応してメモリ８００に保存する（Ｉ（ｉ、ｊ））。

演算部６００は、パラメータｉが設定されたピクセル数Ｗ_Ｘより小さいか否か（ｉ＜Ｗ_Ｘ）の判断をする（Ｓ２１７）。すなわち、予め設定した画像ピクセル数（Ｗ_Ｘ、Ｗ_Ｙ）のＸ方向のピクセル数Ｗ_Ｘを検出したか否かの判断を行う。

演算部６００は、パラメータｉがＷ_Ｘより小さい場合（Ｓ２１７）、ｉの値を加算（例えば、ｉ＝ｉ＋１）する（Ｓ２２１）。演算部６００は、スキャニングミラーＡ８１をｄ／Ｗ_Ｘ角度分回転させ（Ｓ２２３）、ステップＳ２０７に戻る。例えば、演算部６００は、制御部６１０により、第３駆動部９１２を制御してスキャニングミラーＡ８１をｄ／Ｗ_Ｘ角度分回転させる（Ｘ軸方向にスキャンする）。
一方、演算部６００は、パラメータｉがＷ_Ｘより小さくない場合（Ｓ２１７）、パラメータｊがＷ_Ｙより小さいか否か（ｊ＜Ｗ_Ｘ）の判断をする。すなわち、予め設定した画像ピクセル数（Ｗ_Ｘ、Ｗ_Ｙ）のＹ方向のピクセル数Ｗ_Ｙを検出したか否かの判断を行う。

演算部６００は、パラメータｊがＷ_Ｙより小さい場合（Ｓ２１９）、ｉの値を初期状態（例えば、ｉ＝１）に戻し、かつ、ｊの値を加算（例えば、ｊ＝ｊ＋１）する（Ｓ２３１）。演算部６００は、スキャニングミラーＢ８２をｄ／Ｗ_Ｙ角度分回転させる（Ｓ２３３）。また、演算部６００は、スキャニングミラーＡ８１を−０．５ｄの角度に戻し（Ｓ２３５）、ステップＳ２０７に戻る。なお、本フローチャートでは、スキャニングミラーＡ８１の角度を戻して一方向にスキャンしているが、角度を戻さず反対方向にスキャンしても良い。このとき、ステップＳ２１５では、例えば、パラメータｉ、ｊが画像上の位置と対応するように修正して記憶する。
以上のように、演算部６００は、ステップＳ２０７〜Ｓ２１９の処理を繰り返し行う。設定された画像ピクセル数（Ｗ_Ｘ、Ｗ_Ｙ）分の光を検出すると、低倍率眼底像撮影の処理を終了する（Ｂ）。

（高倍率モード）
図６に、高倍率眼底像撮影のフローチャ−トを示す。上述のステップＳ３００の詳細フローチャートである。
演算部６００は、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４の振り角度ｄ_ｍ、画像ピクセル数（Ｓ_Ｘ、Ｓ_Ｙ）及び１素子あたりの蓄積時間ｔ_ｍを設定する（Ｓ３０１）。なお、振り角度ｄ_ｍ、画像ピクセル数（Ｓ_Ｘ、Ｓ_Ｙ）及び１素子あたりの蓄積時間ｔ_ｍは、適宜の入力装置等より入力してもよいし、予めメモリ８００に記憶された値を読み出してもよい。また、振り角度ｄ_ｍは、ステップＳ１０９において撮影する領域が指定された場合には、その領域をスキャンできるように定められても良い。振り角度ｄ_ｍは、小型スキャニングミラーＣ８３の振り角度と、小型スキャニングミラーＤ８４の振り角度が別個設定されてもよい。

演算部６００は、設定された振り角度ｄ_ｍに従い、小型スキャニングミラーＣ８３、Ｄ８４の両方を−０．５ｄ_ｍの角度に回転させる（Ｓ３０３）。例えば、演算部６００は、制御部６１０により第５駆動部９１４及び第６駆動部９１５を制御して、小型スキャニングミラーＣ８３及びスキャニングミラーＤ８４を回転させる。

演算部６００は、パラメータの初期設定をする（Ｓ３０５）。例えば、演算部６００は、パラメータｉ及びｊをｉ＝１、ｊ＝１とする。ここでｉは、例えば、Ｘ軸方向の光検出数を示し、ｊは、例えば、Ｙ軸方向の光検出数を示す。演算部６００は、光検出器３２の光の蓄積をクリアする（蓄積量Ｅ＝０）（Ｓ３０７）。
演算部６００は、光検出器３２による光の蓄積を開始する（Ｓ３０９）。演算部６００は、設定された１素子あたりの蓄積時間ｔ_ｍ秒間待つ（Ｓ３１１）。演算部６００は、ｔ_ｍ秒間経過後、光検出器３２の光の蓄積を終了する（Ｓ３１３）。演算部６００は、光検出器３２により蓄積された量Ｅをメモリ８００に保存する（Ｓ３１５）。例えば、演算部６００は、光検出器３２に蓄積された量Ｅを画像ピクセル（ｉ、ｊ）に対応してメモリ８００に保存する（Ｍ（ｉ、ｊ））。

演算部６００は、パラメータｉが設定されたピクセル数Ｓ_Ｘより小さいか否か（ｉ＜Ｓ_Ｘ）の判断をする（Ｓ３１７）。すなわち、予め設定した画像ピクセル数（Ｓ_Ｘ、Ｓ_Ｙ）のＸ方向のピクセル数Ｓ_Ｘを検出したか否かの判断を行う。

演算部６００は、パラメータｉがＳ_Ｘより小さい場合（Ｓ３１７）、ｉの値を加算（例えば、ｉ＝ｉ＋１）する（Ｓ３２１）。演算部６００は、小型スキャニングミラーＣ８３をｄ_ｍ／Ｓ_Ｘ角度分回転させ（Ｓ３２３）、ステップＳ３０７に戻る。例えば、演算部６００は、制御部６１０により、第５駆動部９１４を制御してスキャニングミラーＣ８３をｄ_ｍ／Ｓ_Ｘ角度分回転させる（Ｘ軸方向にスキャンする）。

一方、演算部６００は、パラメータｉがＳ_Ｘより小さくない場合（Ｓ３１７）、パラメータｊがＳ_Ｙより小さいか否か（ｊ＜Ｓ_Ｙ）の判断をする。すなわち、予め設定した画像ピクセル数（Ｓ_Ｘ、Ｓ_Ｙ）のＹ方向のピクセル数Ｓ_Ｙを検出したか否かの判断を行う。

演算部６００は、パラメータｊがＳ_Ｙより小さい場合（Ｓ３１９）、ｉの値を初期状態（例えば、ｉ＝１）に戻し、かつ、ｊの値を加算（例えば、ｊ＝ｊ＋１）する（Ｓ３３１）。演算部６００は、小型スキャニングミラーＤ８４をｄ_ｍ／Ｓ_Ｙ角度分回転させる（Ｓ３３３）。また、演算部６００は、小型スキャニングミラーＣ８３を−０．５ｄ_ｍの角度に戻し（Ｓ３３５）、ステップＳ３０７に戻る。なお、上述のフローチャートと同様に、角度を戻さず反対方向にスキャンしても良い。
以上のように、演算部６００は、ステップＳ３０７〜Ｓ３１９の処理を繰り返し行う。設定された画像ピクセル数（Ｓ_Ｘ、Ｓ_Ｙ）分の光を検出すると、高倍率眼底像撮影の処理を終了する（Ｄ）。

図９は、低倍率及び高倍率眼底撮影の表示例を示す図である。
メモリＩに記憶された低倍率の眼底像では、例えば、眼底全体など広範囲の像を表示できる。一方、メモリＭに記憶された高倍率の眼底像では、例えば、所望の位置の像を高倍率で表示できる。低倍率の眼底像には、例えば指定された位置又は範囲を表示してもよい。

（血流速度測定モード）
図７に、血流速度計算のフローチャートを示す。上述のステップＳ４００の詳細フローチャートである。また、図８に、血流速度計算の説明図を示す。図１０は、血流速度測定の表示例及び血流速度測定モードの結果例を示す図である。

演算部６００は、測定する血管の長さＬ、始点位置Ｑ、終点位置Ｒを設定する（Ｓ４０１）。例えば、演算部６００は、測定する血管の長さＬ、始点位置Ｑ及び終点位置Ｒをパターンマッチング、あるいは、ユーザー入力にて決定する。

パターンマッチングでは、例えば、血管を画像処理にて抽出し、その血管像から長さＬ、始点位置Ｑ、終点位置Ｒを決める。元になるパターンとしては、典型的な血管のプロファイルやステップ関数を用い、これらとの相関を求めればよい。

より具体多的には、演算部６００は、パターンマッチングにより、ステップＳ２００で取得された低倍率眼底像の中から血管に当たる部分を抽出する。次に、演算部６００は、血管の始点Ｑを決定する。始点としては、血管上で管の中心付近であればどこでも良い。例えば、画像の中心に近い位置等が挙げられる。次に、演算部６００は、血管の終点Ｒを決定する。終点Ｒは、始点Ｑからある程度離れたところで、始点と同様に血管上の管の中心付近であれば良い。実際には、あまり始点から遠いとスキャンスピードが足りないのと信号の強度が減るという理由から、あまり離れると誤差が増える場合がある。次に、演算部６００は、始点Ｑと終点Ｒを、血管の中心を通るような曲線又は直線で結び、その長さＬを求める。なお、始点からの長さを予め定めておき、始点とその長さから終点を定めても良い。本実施の形態では血管の始点・終点と称するが、これらは本実施の形態の血流速度測定においてスキャンする軌道を定める円、血管の距離等を定めるためのものであり、実際の血管の端点を表すものではない。

一方、ユーザー入力では、例えば、表示部に表示された画像上の血管に沿うような形でマウスやタッチペン等を移動することで、その開始位置、移動距離、終了位置から始点位置Ｑ、終点位置Ｒ、血管の長さＬを指定することができる。さらに、画像上の血管は、高倍率なのでほぼ直線になる。そのため、開始位置、終了位置から距離を測定する方法でも誤差は少ないので、血管の長さＬを入力された始点位置Ｑ、終点位置Ｒから求めるようにしてもよい。

次に、演算部６００は、点Ｕ及びＶの設定をする（Ｓ４０３）。一例として、図８に示すように、演算部６００は、Ｑ−Ｒの中間点を中心とし、直径をＱＲとする円上にあるＱ、Ｒからこの円上で半分の距離にある点をＵ、Ｖとする。なお、回転させて光を投影するのではじめにＱに到達する方をＵとする。演算部６００は、Ｑ−Ｒ間を直径とする円上に光を回転させ測定する。

演算部６００は、操作者の操作により入力部から測定回数Ｎを入力する（Ｓ４０５）。なお、測定回数Ｎの設定としては、例えば、演算部６００等が、予め定められた測定回数Ｎをメモリ８００から読み出してもよい。また、表示部７００に測定回数Ｎの入力を促す表示をしてもよい。演算部６００は初期設定をする（Ｓ４０７）。例えば、演算部６００は、パラメータｉをｉ＝１とする。ここでｉは、測定回数を示す。

演算部６００は、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４を、例えば、光束がＵの位置になるように回転させる（Ｓ４０９）。例えば、演算部６００は、制御部６１０により、第５駆動部９１４及び第６駆動部９１５を制御して、光束がステップＳ４０３で設定されたＵの位置になるように小型スキャニングミラーＣ８３及び小型スキャニングミラーＤ８４を回転させる。演算部６００は、光検出器３２の光の蓄積をクリアする（蓄積量Ｅ＝０）（Ｓ４１１）。演算部６００は、適宜のタイミングで光源１７からの照明を開始し、光検出器３２による光の蓄積を開始する（Ｓ４１３）。

演算部６００は、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４を、光束が円に沿ってＶの位置になるまで回転させる（Ｓ４１５）。例えば、演算部６００は、制御部６１０により、第５駆動部９１４及び第６駆動部９１５を制御して、光束が直径をＱＲとする円に沿いながら設定されたＵからＶの位置に到達するまで小型スキャニングミラーＣ８３及び小型スキャニングミラーＤ８４を回転させる。演算部６００は、ステップＳ４１５で光束が点ＶからＵへ回転後、光検出器３２の光の蓄積を終了する（Ｓ４１７）。

演算部６００は、蓄積された量Ｅ（第１の光量）をメモリ８００に保存する（Ｓ４１９）。例えば、演算部６００は、光検出器３２に蓄積された量Ｅを、測定回数ｉに対応してメモリ８００（ここではメモリＧとする）に保存する。演算部６００は、光検出器３２の光の蓄積量をクリアする（Ｅ＝０）（Ｓ４２１）。

演算部６００は、光検出器３２の光の蓄積を開始する（Ｓ４２３）。さらに、演算部６００は、小型スキャニングミラーＣ８３及びＤ８４を、光束が円に沿ってＵの位置になるまで回転させる（Ｓ４２５）。例えば、演算部６００は、ステップＳ４１５と同様に、光束がＱＲを直径とする円に沿いながら設定された点ＶからＵの位置に到達するようにする。演算部６００は、光検出器３２の光の蓄積を終了する（Ｓ４２７）。

演算部６００は、蓄積された光量Ｅ（第２の光量）をメモリ８００に保存する（Ｓ４２９）。例えば、演算部６００は、光検出器３２に蓄積された量Ｅを、測定回数ｉに対応してメモリ８００（ここではメモリＨとする）に保存する。演算部６００は、パラメータｉがＮより小さいか否かの判断をする（Ｓ４３１）。すなわち、Ｎ回測定したか否かの判断を行う。演算部６００は、パラメータｉがＮより小さい場合（Ｓ４３１）、ｉの値を加算し（例えば、ｉ＝ｉ＋１）（Ｓ４３３）、ステップＳ４０９へ戻る。

以上のように、演算部６００は、ステップＳ４０９〜Ｓ４３１を繰り返し行う。所定の測定回数Ｎの測定を終了すると、演算部６００は、ステップＳ４３１でパラメータｉがＮより大きいと判断され（Ｓ４３１）、ステップＳ４３５へ移行する。

演算部６００は、Ｇ、Ｆの変化のシフト量を最小二乗法、あるいは、閾値を超えた量の平均値より算出し、変化のシフト量（時間）と血管の長さＬを用いて血流速度Ｖ_ａｖｅを算出し（Ｓ４３５）、血流速度計算処理を終了する（Ｆ）。以下、血流速度の算出について説明する。

例えば、演算部６００は、メモリＧ、Ｆから蓄積された光量を読み出して、その変化のシフト量を最小二乗法、あるいは閾値を超えた量の平均値より算出する。例えば、図１０（ｂ）に矢印で変化のシフト量が図示されているが、具体的には、白血球などが血管を通過したときに強度の変化が測定される。

変化のシフト量を最小二乗法から求める方法としては、例えば、図１０（ｂ）の示す２つのグラフが、時間軸（Ｘ軸）を変化させたときに一番重なるような状態を最小二乗法によって求める。例えば、信号差の二乗が最小となる状態をＸ軸を変化させて探す。そのときの、ＱのグラフとＲのグラフとの時間差を求める。実際には、信号の強度が異なるので、ある程度規格化してもよい。本実施の形態では、この時間差を変化のシフト量と称する。

変化のシフト量を閾値を超えた量の平均値から求める方法としては、記憶された光量が予め定められた閾値を超えたときに白血球等が通過中であると考えて、通過するまでの１つの山の重心を白血球の中心がＱ、Ｒ点にある状態として考える。Ｑを通過した白血球は、Ｒでも同様に観測されるのでこれを数回測定し、その平均から時間差を測定する。

例えば、演算部６００は、メモリＧに記憶された第１の光量のうち予め定められた閾値を超えている第１の光量について、対応する時間の平均値（第１の平均値、第１の光量のピーク）を求める。また、演算部６００は、メモリＨに記憶された第２の光量のうち予め定められた閾値を超えている第２の光量について、対応する時間の平均値（第２の平均値、第２の光量のピーク）を求める。演算部６００は、求められた第１の平均値と第２の平均値との差を、変化のシフト量とする。

さらに、演算部６００は、求められた変化のシフト量（時間）と血管の長さＬを用いて血流速度Ｖ_ａｖｅを算出する。例えば、演算部６００は、次式により血流速度の数値Ｖ_ａｖｅを求める。
速度（血流速度の数値Ｖ_ａｖｅ）＝距離（血管の長さＬ）÷時間（変化のシフト量）
演算部６００は、求められた血流速度Ｖ_ａｖｅをメモリ８００に記憶及び／又は表示部７００に表示する。

なお、上述の説明では円軌道でスキャンしたが、円に限らず、楕円など適宜の回転軌道であってもよい。楕円の場合、例えば、設定された血管の長さＬが長径又は短径となるようにしてもよい。

本発明は、例えば、眼底像の撮影装置等に利用可能である。また、本発明は、スキャニングミラーにより低倍率と高倍率の像を得る装置に利用可能である。

本実施の形態の光学配置図。 本実施の形態の信号の説明図。 本実施の形態の電気系のブロック図。 本実施の形態の全体フローチャート。 低倍率眼底像撮影のフローチャート。 高倍率眼底像撮影のフローチャート。 血流速度計算のフローチャート。 血流速度計算の説明図。 低倍率及び高倍率眼底撮影の表示例を示す図。 血流速度測定の表示例及び血流速度測定モードの結果例を示す図。

符号の説明

１ 波面補正系
３ 眼底観察系
４ 前眼部観察系
５ 固視系
１１ 第１照明光学系
１２ 第１受光光学系
１３ 第１受光部（波面イメージセンサ）
１４−１ 収差量測定補正量計算用演算装置（演算装置）
１４−２ 画像構築プロセッサ
１５ 波面補正素子制御装置
１６ ハーフミラー
１７ 第１光源部
３１ 第２受光光学系
３２ 第２受光部（光検出器）
３５ フォーカスレンズ
４１ 前眼部イメージセンサ
４５ 前眼部照明用光源
５１ 第３光源部（ランプ）
５２ 固視標
６０ 被測定眼
６１ 網膜（眼底）
６２ 角膜（前眼部）
７０ 補償光学部
７１ 可変形鏡（ディフォーマブルミラー）
７２ 移動レンズ
８１、８２ スキャニングミラー
８３、８４ 小型スキャニングミラー
６００ 制御ＰＣ（演算部）
６１０ 制御部
７００ 表示部
８００ メモリ
９１０ 第１駆動部
９１１ 第２駆動部
９１２ 第３駆動部
９１３ 第４駆動部
９１４ 第５駆動部
９１５ 第６駆動部
９１６ 第７駆動部

Claims (13)

1. 被測定眼の眼底を照明するための照明光を発光する光源部と、
   眼底からの反射光束を受光して被測定眼の収差を測定する収差測定部と、
   上記収差測定部で測定された収差に基づき、眼底からの反射光束に対して収差を打ち消すような補正を行う波面補正素子を有する収差補正部と、
   上記光源部からの照明光束により眼底の一部を２次元方向にスキャンするためのスキャニングミラーを有し、被測定眼眼底を照明する照明光学系と、
   上記スキャニングミラーを介して照明され及び眼底で反射された反射光束に対して上記収差補正部により収差が補正され、該補正された反射光束を受光するための受光光学系と、
   上記受光光学系からの光束を受光する光検出部と、
   上記スキャニングミラーによるスキャン位置と、上記光検出部での受光信号とに従い眼底像を形成する画像形成部と
   を備え、
   瞳と共役な位置又は略共役な位置に、上記スキャニングミラーと、該スキャニングミラーに対向して上記波面補正素子を配置した眼科撮影装置。
2. 上記照明光学系は、
   上記波面補正素子及び上記スキャニングミラーが配置された上記位置とは異なる瞳と共役な位置に、眼底を上記スキャニングミラーよりも広い範囲でスキャンするための第２のスキャニングミラーをさらに有する請求項１に記載の眼科撮影装置。
3. 上記第２のスキャニングミラーは、眼底の全体又は眼底の広い範囲を第１の精度でスキャンし、
   上記スキャニングミラーは、眼底の一部又は眼底の狭い範囲を、第１の精度よりも高精度な第２の精度でスキャンする請求項２に記載の眼科撮影装置。
4. 上記第２のスキャニングミラーを回転してスキャンすることにより、上記画像形成部は低倍率又は広範囲の第１の眼底像を取得し、
   取得された第１の眼底像に従い、所望の位置又は範囲を指定し、
   上記第２のスキャニングミラーを、指定された位置の付近又は範囲を照明するような位置で固定し、
   上記スキャニングミラーを回転して指定された位置の付近又は指定された範囲をスキャンすることにより、上記画像形成部は指定された位置の付近又は指定された範囲における高倍率の第２の眼底像を取得する請求項２に記載の眼科撮影装置。
5. 取得された第１の眼底像と、該第１の眼底像に従い指定された位置又は範囲と、該指定された位置又は範囲の第２の眼底像とを表示する表示部をさらに備えた請求項４に記載の眼科撮影装置。
6. 上記第２のスキャニングミラーは、Ｘ方向にスキャンする第１のミラーと、Ｙ方向にスキャンする第２のミラーとを有し、
   上記第１のミラーは、瞳と共役な第１の位置に配置され、
   上記第２のミラーは、第１の位置と異なる瞳と共役な第２の位置に配置される請求項２に記載の眼科撮影装置。
7. 上記スキャニングミラーは、Ｘ方向にスキャンする第３のミラーと、Ｙ方向にスキャンする第４のミラーとを有し、
   上記波面補正素子は、瞳と共役な第３の位置に配置され、
   上記第３のミラー及び上記第４のミラーは、第３の位置に近接して、瞳と略共役な位置に配置される請求項１に記載の眼科撮影装置。
8. 上記照明光学系は、上記光源部からの照明光束を瞳と共役位置において中心部に開口がある絞りを通して眼底に照明する請求項１に記載の眼科撮影装置。
9. 眼底上の血管の血流速度を推定する演算部
   をさらに備え、
   上記スキャニングミラーは、円軌道又は回転軌道で複数回眼底をスキャンし、
   上記光検出部は、円軌道又は回転軌道の半分の一方をスキャンする間に受光される光を蓄積して、蓄積された第１の光量を出力し、及び、円軌道又は回転軌道の半分の他方をスキャンする間に受光される光を蓄積して、蓄積された第２の光量を出力し、
   上記演算部は、
   第１の光量を時間に対応して記憶し、及び、第２の光量を時間に対応して記憶し、
   第１の光量の時間変化と第２の光量の時間変化とに基づき、第１の光量のピークと第２の光量のピークとの時間差を求め、
   円軌道の直径又は回転軌道の径を求められた時間差で割ることで、血流速度を推定する請求項１に記載の眼科撮影装置。
10. 上記波面補正素子及び上記スキャニングミラーが配置された上記位置とは異なる瞳と共役な位置に、眼底を上記スキャニングミラーよりも広い範囲でスキャンするための第２のスキャニングミラーをさらに備え、
    上記第２のスキャニングミラーでスキャンすることにより、上記画像形成部は低倍率又は広範囲の第１の眼底像を取得し、
    上記演算部は、取得された第１の眼底像から、予め定められたパターン画像とマッチングする位置を指定し、
    上記第２のスキャニングミラーを、指定された位置の付近を照明するような位置で固定し、
    上記スキャニングミラーは、指定された位置の付近を円軌道又は回転軌道でスキャンする請求項９に記載の眼科撮影装置。
11. 上記波面補正素子及び上記スキャニングミラーが配置された上記位置とは異なる瞳と共役な位置に、眼底を上記スキャニングミラーよりも広い範囲でスキャンするための第２のスキャニングミラーをさらに備え、
    上記第２のスキャニングミラーでスキャンすることにより、上記画像形成部は低倍率又は広範囲の第１の眼底像を取得し、
    上記演算部は、取得された第１の眼底像を表示部に表示し、表示された第１の眼底像に従い指示される、スキャンするための位置を入力し、
    上記第２のスキャニングミラーを、入力された位置の付近を照明するような位置で固定し、
    上記スキャニングミラーは、入力された位置の付近を円軌道又は回転軌道でスキャンする請求項９に記載の眼科撮影装置。
12. 上記演算部は、第１の光量の時間変化に対する波形と第２の光量の時間変化に対する波形を、時間軸方向にシフトすることにより両波形が最も重なる時間シフト量を求め、該時間シフト量を、第１の光量のピークと第２の光量のピークとの時間差とする請求項９に記載の眼科撮影装置。
13. 上記演算部は、
    第１の光量のうち予め定められた閾値を超えている該第１の光量について、対応する時間の第１の平均値を求め、
    第２の光量のうち予め定められた閾値を超えている該第２の光量について、対応する時間の第２の平均値を求め、
    求められた第１の平均値と第２の平均値との差を、第１の光量のピークと第２の光量のピークとの時間差とする請求項９に記載の眼科撮影装置。
    

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