JP2017046924A - 光干渉断層計及びその制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】２つの測定ビームの走査位置の位置ずれを補正して、目的とする血管の血流速度及び血流量を速やかに、かつ、精度良く取得可能な光干渉断層計を提供すること。
【解決手段】互いに異なる方向に走査する少なくとも２つの走査機構と、走査機構の走査による２つの測定ビームの走査位置の位置ずれ量を検出する位置ずれ量検出手段と、位置ずれ量検出手段により検出された位置ずれ量に基づいて少なくとも２つの走査機構を制御して位置ずれを補正する補正制御手段とを備えた。
【選択図】図３

Description

本発明は、光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）を用いて、断層像を取得する、主に眼科で使用する光干渉断層計及びその制御方法に関する。

光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）は、非侵襲、非接触で測定できることから、眼科における生体組織の高解像度な断層画像を取得する手段として広く使用されている方法である。ＯＣＴでは、１次元の深さ方向（眼球においては、眼軸方向）の測定データをＡスキャンデータ、２次元画像をＢスキャン像、３次元画像をＣスキャン像と通常呼ぶため、以下では、１次元の測定データをＡスキャンデータ、２次元画像をＢスキャン（画）像、３次元画像をＣスキャン（画）像とも記述する。

光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）においては、タイムドメイン方式と呼ばれる、ミラーを動かして参照光の光路長を機械的に変化させながら断層画像取得を行うタイムドメインＯＣＴと、フーリエドメイン方式と呼ばれる、分光器を用いてスペクトル情報を検出し断層画像取得を行うスペクトルドメインＯＣＴ、もしくは、波長走査光源を用いてスペクトル干渉信号を検出し断層画像取得を行う光周波数掃引ＯＣＴとがある。

フーリエドメイン方式のＯＣＴでは、取得するスペクトル干渉信号のフーリエ変換によって得られる位相の時間変化量がドップラー信号として、被検物の移動速度に対応することを利用して、例えば、血流などの速度を求める手段として用いられる。ドップラー信号を取得するフーリエドメイン方式のＯＣＴをドップラーＯＣＴとも言うため、以下ではドップラーＯＣＴと記述する。

ドップラーＯＣＴは、例えば被検物の所定の部位にある血管における血流速度を計測するために、所定時間Δｔで２回以上、所定の部位のＯＣＴ画像を取得し、取得した２枚以上のＯＣＴ画像の連続した隣り合う２枚のＯＣＴ画像から所定時間Δｔにおける位相差Δφを取得して、血流速度を算出する方法が取られてきた。

ところが、従来のこの方法では、血流速度を測定するためには、上述のように同じ所定の部位を複数回ＯＣＴ撮影してＯＣＴ画像を取得する必要があることから、測定時間が長くなるという問題があった。

特許文献１には、被検眼の眼底に照射する測定光を互いに独立した２つのビームに分けて１つのガルバノミラーにより走査することにより、時間の異なる同じ部位の２枚の断層画像を１回の前記走査によって取得することにより、異なる時刻における位相情報を抽出して、例えば血管の一部位についての異なる時刻（Δｔ）における周波数シフト（位相差Δφ）を算出して血流速度や血流量を求める方法が開示されている。

特許第５６２６６８７号公報

特許文献１に開示された光干渉断層計によれば、１回の走査によりドップラー計測に必要な所定時間Δｔにおける位相差Δφが求められるため、従来の方法に比べて、短時間で目的とする血管の血流速度や血流量を求めることが可能である。

しかしながら、独立した２つの測定ビームの走査位置が光学系の調整の不具合などにより位置ずれを生じることがある。位置ずれが生じた場合、得られた２枚の断層画像により同じ部位についての位相の時間変化量が正しく計測できないことから、精度の高いドップラー計測ができないという問題があった。

本発明は、上記の課題を解決するためになされたものであって、簡易な制御手段を用いることにより、２つの測定ビームの走査位置の位置ずれを補正して、目的とする血管の血流速度及び血流量を速やかに、かつ、精度良く取得可能な光干渉断層計を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、請求項１に記載の光干渉断層計は光源からの光を参照ビームと測定ビームに分岐し、分岐した測定ビームを互いに独立した２つの測定ビームに分けて、該２つの測定ビームを走査機構により走査し、その走査方向について異なる２部位に同時に照射しながら走査を行い、反射した測定ビームと参照ビームを合波して得られる干渉信号から同じ部位の２枚の断層画像を取得する光干渉断層計であって、互いに異なる方向に走査する少なくとも２つの走査機構と、走査機構の走査による２つの測定ビームの走査位置の位置ずれ量を検出する位置ずれ量検出手段と、位置ずれ量検出手段により検出された位置ずれ量に基づいて少なくとも２つの走査機構を制御して位置ずれを補正する補正制御手段とを備えたことを特徴とする。

走査方向が互いに異なる２つの走査機構を備え、走査機構により２つのビーム光（測定光）を同時に走査して同じ部位の２枚の断層画像を取得する光干渉断層計において、走査機構で同時に走査した２つのビーム光（測定光）の走査位置にずれが生じた場合、その位置ずれ量を検出し、検出したずれ量に基づいて２つの走査機構を制御して、２つのビーム光（測定光）が同一直線上に走査されるように補正し、かつ、予め狙った部位（例えば特徴的な血管部位）を含む（所定の時間差の）２枚の断層画像を取得可能であるため、精度の高いドップラー計測が可能である。

また、上記目的を達成するために、請求項２に記載の光干渉断層計は、請求項１に記載の光干渉断層計であって、走査方向が互いに異なる少なくとも２つの走査機構は、少なくとも互いに直交する方向に走査する走査機構を含むことを特徴とする。

走査方向が互いに異なる２つの走査機構を、例えば互いに直交する方向に走査する走査機構にすることにより、効率的に位置ずれ補正のための走査制御が可能である。

また、上記目的を達成するために、請求項３に記載の光干渉断層計は、請求項１又は２に記載の光干渉断層計であって、補正制御手段は、位置ずれ量検出手段により検出された位置ずれ量に基づいて少なくとも２つの走査機構の各走査条件を決定して、決定された各走査条件に基づいて同時に２つの測定ビームを走査することを特徴とする。

例えば位置ずれ量をＸＹ成分に分けて検出して、２つの走査機構の振れ角や振れ位置などの走査条件を決定することにより、効率的に、かつ、効果的に位置ずれ補正が可能になる。

また、上記目的を達成するために、請求項４に記載の光干渉断層計は、請求項１から３のいずれか１項に記載の光干渉断層計であって、補正制御手段は、被検物に対して所定の部位を指定する指定手段をさらに備え、位置ずれ量検出手段は、指定手段で指定した部位からの位置ずれ量を検出し、位置ずれ量に基づいて２つの測定ビームが指定した部位を走査するように、少なくとも２つの走査機構の各走査条件を決定して、決定された各走査条件に基づいて同時に２つの測定ビームを走査することを特徴とする。

ドップラー計測する場合は、狙った血管における断層画像を取得したい。そこで、例えば、ドップラー計測したい血管部位を指定し、指定した部位からのずれ量を求め、そのずれ量に基づいて少なくとも２つの走査機構を制御することにより、ドップラー計測したい血管部位を含む断層画像が取得できることから、効率的に目的とする血管におけるドップラー計測が可能になる。

上述のように、本発明によれば、２つの測定ビームの走査位置の位置ずれを補正することが可能なため、所定時間Δｔの差を持つ同じ位置での断層画像が取得できることから、精度の高いドップラー計測が実施でき、結果として、目的とする血管の血流速度及び血流量を速やかに、かつ、精度良く取得できるのである。

本発明に係る光干渉断層計の一実施例の光学系の構成を示した図である。 本発明に係る光干渉断層計の一実施例の装置全体の構成を示した図である。 本発明に係る光干渉断層計の一実施例の操作手順（フローチャート）を示した図である。 本発明に係る光干渉断層計の一実施例で撮影された測定ビーム１及び測定ビーム２のＢスキャン画像を説明する図である。 本実施例に係る光干渉断層計のモニタに表示されたＳＬＯによる眼底の正面画像とドップラー計測する眼底位置の指定を説明する図である。 図５のａ（０）の位置において、測定ビーム１及び測定ビーム２の走査ラインがずれた場合を説明する図である。 測定ビーム１及び測定ビーム２の走査ラインが位置ずれを補正する方法を説明する図である。 図６の測定ビーム１及び測定ビーム２の走査ラインがずれた状態から、本発明に係る補正方法により、走査ラインを補正した後の状態を説明する図である。 本実施例に係る光干渉断層計のモニタに表示されたＯＣＴによる眼底の（ａ）Ｂスキャン像と（ｂ）エンファス像（３次元のＯＣＴデータから作成）の一例を示した図である。 本実施例に係る光干渉断層計のモニタに表示されたＳＬＯによる眼底の正面画像の一例を示した図である。 本発明に係る光干渉断層計の別の一実施例の光学系の構成を示した図である。 図１１に係る光干渉断層計の装置全体の構成を示した図である。

以下、本発明の一実施例に係る光干渉断層計について図面を参照して説明する。
[一実施形態]
図１には本発明に係る光干渉断層計１の光学系の詳細を説明した図である。そして、図２には本発明に係る光干渉断層計１の一実施例の装置全体の構成を示した図である。

光干渉断層計１には次の２つの光学系を備えている。被検眼Ｅの眼底の断層画像を干渉光の技術を用いて非侵襲で取得するための干渉光学系（以下、ＯＣＴ光学系）１００と、赤外光源２０１を用いて被検眼Ｅの眼底を照射し観察するための眼底ＳＬＯ画像を取得するスキャニングレーザーオフサルモスコープ（ＳＬＯ）光学系（以下、ＳＬＯ光学系）２００である。

各光学系についてその構成を以下に説明する。
（ＯＣＴ光学系１００）
ＯＣＴ光学系１００は光源１０１から干渉光をＡ／Ｄ変換するＡＤＣ１１６までで構成される。本実施例ではフーリエドメイン型のＯＣＴの１つである、光源１０１に波長掃引型光源を用いたＳＳ−ＯＣＴを採用している。ＳＳ−ＯＣＴはその測定原理から他のＯＣＴの方法と比較して高速に干渉信号（断層画像データ）を取得できる点で優位とされている。ＯＣＴ光学系１００は本実施例のＳＳ−ＯＣＴに限定されるものではなく、他のフーリエドメイン型のＯＣＴであるスペクトルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）であってもよい。

光源１０１から出力された光はファイバーを通ってファイバーカプラ１０２により、ファイバーカプラ１２０に入力する測定光（以下「測定ビーム」）とコリメータレンズ１１０に入力する参照光（以下「参照ビーム」）に分岐される。ファイバーカプラ１２０に入力した測定ビームはファイバーカプラ１２０により２つの独立した測定ビーム１（図１では実線）と測定ビーム２（図１では破線）分割される。

測定ビーム１（実線）はコリメータレンズ１２２に入力し、フォーカス１０４の中心から所定距離ずれた位置に入力する。フォーカス１０４に入力した測定ビーム１は屈折されて、互いに異なる走査方向に測定ビームを走査するガルバノミラー１２４及び１２５で反射された後、レンズ１０６、ダイクロイックミラー１０７を通り、対物レンズ１０９により屈折され、被検眼Ｅの角膜から水晶体の間でＯＣＴ光学系１００の光軸と交差後眼底部の位置Ｐに入射する。

一方、測定ビーム２（破線）は遅延部１２１に入力後コリメータレンズ１２３に入力後フォーカス１０４の測定ビーム１とは異なる中心から所定距離ずれた位置に入力する。フォーカス１０４に入力した測定ビーム２は屈折されて、互いに異なる走査方向に測定ビームを走査するガルバノミラー１２４及び１２５で反射された後、レンズ１０６、ダイクロイックミラー１０７を通り、対物レンズ１０９により屈折され、被検眼Ｅの角膜から水晶体の間で光軸と交差後眼底の位置Ｑに入射する。

ここで、本実施例ではガルバノミラー１２４及び１２５は互いに直交する方向に走査するように、例えば、ガルバノミラー１２４は被検眼に対して水平方向（Ｘ方向）に走査し、ガルバノミラー１２５は被検眼に対して垂直方向（Ｙ方向）に走査するように設定されている。ガルバノミラー１２４及び１２５の走査方向は、これに限定するものではなく、走査方向が互いに異なる方向であればよく、適宜設定すればよい。また、本実施例では、２つのガルバノミラー１２４及び１２５を採用しているが、走査ミラーは２つに限定するものではなく、３つ以上配置してもよい。本発明の目的である２つの測定ビームの走査位置ずれ補正が必要とされる精度で補正できるよう、走査ミラーの数や走査方向などを適宜決めて、配置すればよいのである。

被検眼Ｅの眼底部から反射された測定ビーム１及び２は、入射時とは逆に対物レンズ１０９、ダイクロイックミラー１０７、レンズ１０６、ガルバノミラー１２４及び１２５、フォーカスレンズ１０４を通る。その後、測定ビーム１はコリメータレンズ１２３に入力後ファイバーカプラ１２０に入力する。測定ビーム２はコリメータレンズ１２２に入力後遅延部１２１を通りファイバーカプラ１２０に入力される。そして、ファイバーカプラ１２０に入力した（被検眼Ｅの眼底部から反射された）測定ビーム１と測定ビーム２はファイバーカプラ１２０により重畳され、重畳された測定ビーム（測定ビーム１＋測定ビーム２）は、ファイバーカプラ１１４の一方の入力部に入力する。

ここで、測定ビーム２が入力する遅延部１２１は、例えば、数ｍの長さのファイバーケーブルなどが採用できる。遅延部１２１は測定ビーム１に対し測定ビーム２を時間的に遅延させるように作用する。遅延量（遅延時間）は、ファイバーカプラ１２０により測定ビーム１と測定ビーム２が重畳される際に、互いに重ならない程度に設定するのが望ましい。そのため、本実施例の場合測定ビーム２は往復で２回遅延部１２１を通ることから遅延部のファイバーケーブルの長さは、必要な遅延量の約半分の長さを超えたファイバーケーブルを採用している。尚、本実施例では、遅延部１２１にファイバーケーブルを採用したが、これに限定するものではなく、例えば、プリズムなどを用いた光学系を付加しても測定ビーム２の遅延は可能である。上述のように、ファイバーカプラ１２０により測定ビーム１と測定ビーム２が重畳される際に、測定ビーム１と測定ビーム２が重ならない程度に遅延可能に遅延部１２１は構成されればよい。

一方、ファイバーカプラ１０２に分岐され、コリメータレンズ１１０に入力した参照ビームはプリズム１１２で反射されてコリメータレンズ１１１を通って、ファイバーカプラ１１４の他の一方の入力部に入力する。

ファイバーカプラ１１４に入力した測定ビーム（測定ビーム１＋測定ビーム２）と参照ビームはファイバーカプラ１１４内で合波され干渉光としてバランス検出器１１５に入力して電気信号（干渉信号）に変換される。尚、ファイバーカプラ１１４から出力された２つの干渉光は互いに位相が１８０°異なる干渉光であり、この２つの干渉光がバランス検出器１１５に入力し差動増幅される。ここで、コモンノイズなどのノイズ成分の影響が低い場合は簡易な１入力の検出器などを採用してもよい。

ここで、バランス検出器１１５から出力された干渉信号はＡＤＣ１１６でデジタル信号としてサンプリングされ、ＣＰＵやメモリなどからなる演算部５００に入力し、フーリエ変換されて深さ方向の断層信号であるＡスキャンデータを取得し演算部５００内のメモリに記憶される。尚、ここで取得するＡスキャンデータは測定ビーム１による眼底部の位置ＰにおけるＡスキャンデータと測定ビーム２による眼底部の位置ＱにおけるＡスキャンデータが重畳されたＡスキャンデータである。

プリズム１１２は制御部１１３により光軸上に移動し、参照光路長を変更調整可能に制御される。通常、ＯＣＴ撮影の前に参照光路長と測定光路長が同じ光路長になるように制御部１１３により移動し、測定中は固定される。

上述のように本実施例では、ガルバノミラー１２４及び１２５を制御して被検眼Ｅに対して任意の角度で走査するように構成されている。そして、後述するように、被検眼Ｅの眼底部の位置Ｐから走査する走査位置（測定ビーム１のＢスキャンライン）と眼底部の位置Ｑから走査する走査位置（測定ビーム２のＢスキャンライン）が眼底部において一致するように、ガルバノミラー１２４及び１２５の振れ位置や振れ幅（角度）を図２に示すＯＣＴスキャン制御部にて制御される。

本実施例では、ダイクロイックミラー１０７は例えば９００ｎｍ以上の長波長の光（ＯＣＴ光源１０１からの光）は通過し、９００ｎｍより短い短波長の光（例えば８４０ｎｍ、ＳＬＯの光源からの光）は反射するように設定されている。ダイクロイックミラー１０７は上述の仕様に限定されるものではなく、使用する光源の波長で適宜設定すればいい。

上述のようにダイクロイックミラー１０７を用いて被検眼Ｅに照射され反射された２つの波長の異なる光（ＯＣＴ光、ＳＬＯ光）が適切に分割され、各々の測定を可能にしている。

（ＳＬＯ光学系２００）
ＳＬＯ光学系２００は、光源２０１からＡ／ＤコンバータであるＡＤＣ２１０までで構成される。通常、ＳＬＯ光源は８００〜９００ｎｍの赤外のレーザーダイオードを用いて眼底画像を非侵襲で取得する。尚、本実施例では８４０ｎｍのレーザーダイオードをＳＬＯ光源として採用している。ＳＬＯ光源についても、本実施例のレーザーダイオードに限定されるものではなく、他の光源、例えばＬＥＤであってもよい。

ＳＬＯ用の光源２０１から出力された測定光（他の測定光を区別するため、以下、ＳＬＯ測定光とする）はミラー２０４で反射される。ここで、眼底に照射する光と眼底から反射された反射光が同じ経路を辿る。そこで、照射光と反射光を分割するため、ミラー２０４は、所定の割合で反射と透過するハーフミラー又はビームスプリッタなどが採用される。光学系内の意図しない散乱や反射により生じるノイズ光が低減するため、ミラー２０４に偏光ビームスプリッタを採用してもよい。

よって、ＳＬＯ測定光の一部がミラー２０４により反射されてフォーカスレンズ２０３に入力し、その後スキャン装置２０８、レンズ２０２を通り、ダイクロイックミラー１０７に入力する。入力したＳＬＯ測定光はダイクロイックミラー１０７で反射し、対物レンズ１０９を通って被検眼の眼底に照射される。フォーカスレンズ２０３は眼底に照射されたＳＬＯ測定光が眼底上でフォーカスするよう光軸上で移動制御される。

眼底で反射されたＳＬＯ測定光は逆の経路で、対物レンズ１０９、ダイクロイックミラー１０７、レンズ２０２、スキャン装置２０８、フォーカスレンズ２０３を通ってミラー２０４に入力し、その一部がミラー２０４を透過してレンズ２０５に入力して集光後ピンホール２０６を通って光検出器２０７で受光し、電気信号に変換後ＡＤＣ２１０に入力する。

ここで、スキャン装置２０８は、ＳＬＯ測定光を被検眼の眼底に対してＸ軸方向、Ｙ軸方向にスキャンするものであり、スキャン装置２０８により、ＳＬＯ測定光の照射位置を走査して眼底の正面画像データを取得できるようになっている。スキャン装置２０８は、ガルバノミラーに限定されるものではなく、ポリゴンミラーを用いてもよいし、ガルバノミラーとポリゴンミラーを複合した構成としてもよい。また、光検出器２０７は、例えば、アバランシェフォトダイオードや光電子増倍管などが採用される。

上述のように、眼底部をＸＹスキャンしてその反射光をＡＤＣ２１０でサンプリングし、演算部５００で信号処理することにより、被検眼Ｅの眼底の正面画像が取得できるのである。実際に撮影しモニタに表示されたＳＬＯ画像を図１０に示す。

（操作手順）
次に、本実施例に係る光干渉断層計の操作手順について説明する。

図３は、本実施例における操作手順を説明したフローチャートである。
まず、Ｓ１０で上記２つの光学系が配置されたヘッド（ヘッド部とも言う）を被検眼の目に合わせる（以下、アライメントという）。アライメントは本体に備えた（図示しない）ジョイスティックなどを用いて実施される。ここで、下述するＳ１４における（図示しない）固視光学系を用いて固視灯を被検眼に対して照射してもよい。これにより、被検眼は固視されるため、アライメント（ヘッドを目に合わせる）が容易になる。固視光学系は、一般的な眼科装置に備わっている固視光学系が採用可能である。

次に、Ｓ１２でＳＬＯ光学系のフォーカス調整を行う。フォーカスレンズ２０３を光軸上で移動制御して光源２０１から照射されるＳＬＯ光が被検眼の眼底（網膜）上で焦点が合う（フォーカスする）ようにする。そして、この時得られた制御信号の値から被検眼の眼屈折力も算出され、本体内の記憶部に記憶される。

次に、Ｓ１４で（図示しない）固視光学系を用いて被検眼を固視させる。固視させる方法は上述のように一般の眼科装置で採用される方法を用いてもよいし、より効果の高い固視光学系を配置して、実施してもよい。

Ｓ１６でＳＬＯ撮影を実施して眼底部の正面画像を取得する。

Ｓ１６で眼底部の正面画像を取得したら、（図示しない）モニタに眼底部の正面画像を表示する。表示方法は、リアルタイムに表示してもよいし、検者の操作により、画像を切り替えて表示する方法であってもよい。そして、Ｓ１８で、モニタに表示した眼底部の正面画像を見て、ＯＣＴ撮影の撮影位置（眼底部の位置）を指定する。指定する箇所は１つでもいいが、ドップラーＯＣＴにより目的とする血管の血流速度や血流量を求める際は目的の血管を含む異なる２箇所以上の位置でドップラーＯＣＴ計測する必要があるため、本実施例では２箇所指定するが、指定する箇所は２箇所に限定するものではなく、より高い精度の血流速度や血流量の測定のため３箇所以上指定してもよい。指定は、検者がモニタを見て指定してもよいし、予め撮影位置が定まっていれば（例えば予め設定した特定の血管を含む複数の位置など）、ＳＬＯによる眼底部の正面画像を演算部５００で解析して撮影位置を自動的に検出してＯＣＴ撮影の撮影位置を決定してもよい。ＯＣＴ撮影の撮影位置の一実施例を図５（ａ（０）及びａ（１））に示す。

ＯＣＴ撮影の撮影位置が決定したら、Ｓ２０でＯＣＴのフォーカス調整を行う。フォーカス調整はフォーカスレンズ１０４を光軸上で移動させて撮影対象位置である眼底（網膜）にＯＣＴの光が焦点を結ぶようにフォーカスレンズ１０４を位置制御して実施する。

ＯＣＴのフォーカス調整が終了したら、Ｓ２２でＯＣＴのゼロ点調整を行う。ゼロ点調整とは、ＯＣＴ光学系の中の（被検眼を照射して反射光を得る）測定光学系の光路長（測定光路長という）と上述の参照光学系の光路長（参照光路長という）が一致するように、参照光学系内のプリズム１１２を光軸上で移動制御して実施される。本実施例ではプリズム１１２を採用しているが、プリズムに限定されるものではなく、ミラーなどを採用してもよい。

Ｓ２２でＯＣＴのゼロ点調整が終了したら、Ｓ２４で「ｎ＝０」とする。本実施例の場合、２箇所（図５のａ（０）とａ（１））の眼底位置でＢスキャン像を取得するため、最初の眼底位置（図５のａ（０））の場合を０番目の位置としてカウントする。

Ｓ２６でＯＣＴの撮影を開始する。本実施例のようなフーリエドメイン型のＯＣＴであるＳＳ−ＯＣＴの場合、深さ方向（Ｚ方向）のスキャンは必要ないため、ガルバノミラー１２４及び１２５により、Ｘ方向又は／及びＹ方向に一度スキャンすることにより、スキャンした範囲の複数のＡスキャンデータ（１次元断層像ともいう）が取得できるため、本実施例の場合、以下、ＯＣＴ撮影とはＢスキャン撮影と同意として扱う。そして、ＯＣＴ撮影して得られた画像をＢスキャン像又はＢスキャン画像という。Ｂスキャン画像は、本実施例では眼底部の深さ方向の２次元断層（画）像である。

図４に本実施例におけるＢスキャン画像を示す。本実施例では、左図のように測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像が重畳されて取得できる。測定ビーム２によるＢスキャン画像は測定ビーム１によるＢスキャン画像に対して遅延部１２１で遅延された分だけ深さ方向に深い位置に撮像される。したがって、左図において上部のＢスキャン画像は測定ビーム１によるＢスキャン画像であり、下部（深い位置）のＢスキャン画像は測定ビーム２によるＢスキャン画像であり、本実施例では、一回のＢスキャンにより、位置Ｐと位置Ｑの差に相当する時間差ΔｔのＢスキャン画像を取得することができ、取得した２つのＢスキャン画像（測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像）の位相差Δφを求めることができる。すなわち、目的とする血管の血流速度や血流量を求める際に必要な所定時間Δｔにおける位相差Δφが求めることができるのである。

Ｓ２８からＳ３２の操作ステップや図５から図７は本発明のポイントである、互いに異なる方向に走査する少なくとも２つの走査機構（本実施例では、ガルバノミラー１２４及び１２５）を制御して測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像の位置ずれを補正する方法を説明したものである。

まず、Ｓ２８で、取得した測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像の位置ずれを検出する。本実施例ではドップラー計測により、眼底上の血管の血流速や血流量を算出することを目的とするため、図５のように、測定ビーム１によるＢスキャンの走査ライン（Ｐ（又はＰ‘）からスタートする走査ライン）と測定ビーム２によるＢスキャンの走査ライン（Ｑ（又はＱ’）からスタートする走査ライン）が一致することが望ましい。ところが、光学系の位置ずれなどにより、図６に示すように測定ビーム１によるＢスキャンの走査ラインと測定ビーム２によるＢスキャンの走査ラインの位置ずれ（図ではΔｄ）を生じることがある。そのため、測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像から位置ずれ量を検出し、測定ビーム１によるＢスキャンの走査ラインと測定ビーム２によるＢスキャンの走査ラインが一致するように、ガルバノミラー１２４及び１２５の振れ幅（振れ角）や振れ位置などを制御する。

測定ビーム１によるＢスキャンの走査ラインと測定ビーム２によるＢスキャンの走査ラインが位置ずれ（図ではΔｄ）は、例えば、測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像を用いて検出する。

図４の右図は、測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像を位置合わせして重ね合わした図である。２つのＢスキャン画像の同じ所定領域内でパターンマッチング処理を実施して以下の式（１）に示すように測定ビーム１によるＢスキャン画像のピクセル座標（ｉ，ｊ）の画素値Ｃ１（ｉ，ｊ）と測定ビーム２によるＢスキャン画像のピクセル座標（ｉ，ｊ）画素値Ｃ２（ｉ，ｊ）の差の２乗を所定領域内のピクセル分積算してＳＳＤ（sum of squares difference）を求め、このＳＳＤを評価値とする。尚、ｉ、ｊはＢスキャン画像のそれぞれｘ方向のピクセル座標、ｚ方向のピクセル座標を表す。つまり、評価値（ＳＳＤ）が０であれば、測定ビーム１によるＢスキャンの走査ラインと測定ビーム２によるＢスキャンの走査ラインが位置ずれΔｄ＝０であり、値が大きい程Δｄも大きいと推定できることから、ＳＳＤを算出することにより、測定ビーム１によるＢスキャンの走査ラインと測定ビーム２によるＢスキャンの走査ラインの位置ずれ量（Δｄ）が検出できるのである。

Ｓ３０で評価値（ＳＳＤ）の値が所定値Δｄ０より小さい場合（Ｙ）は、測定ビーム１によるＢスキャンの走査ラインと測定ビーム２によるＢスキャンの走査ラインの位置ずれ量（Δｄ）は、ドップラー計測による血流速度や血流量を算出する際の誤差範囲と判断して、Ｓ３４の位相差算出に進む。

Ｓ３０で評価値（ＳＳＤ）の値が所定値Δｄ０以上の場合（Ｎ）は、Ｓ３２に進み、ガルバノミラー１２４及び１２５の振れ幅、振れ位置などを変更して測定ビーム１及び測定ビーム２のＢスキャンの走査ラインの方向を変更する。その一実施例を図７に示す。本実施例の場合、上述のように被検眼に対し、ガルバノミラー１２４は水平方向（Ｘ方向）、ガルバノミラー１２５垂直方向（Ｙ方向）に走査するように構成されている。図７（ａ）の左図のように被検眼に対し垂直に走査する場合は、図７（ｂ）の左図のようにＹ方向のガルバノミラー１２５の振れ角δｙは所定の角度ｙ０で走査するが、Ｘ方向のガルバノミラー１２４の振れ角δｘは０である。

そこで、図７（ａ）の左図のように測定ビーム１及び測定ビーム２のＢスキャンの走査ラインがずれている場合（Ｓ３０で評価値がΔｄ０以上）は、図７（ｂ）の右図のようにＹ方向のガルバノミラー１２５の振れ角δｙをｙ１、Ｘ方向のガルバノミラー１２４の振れ角δｘをｘ１にすることにより、走査ラインの方向（角度）を補正して、図７（ａ）の右図のように測定ビーム１及び測定ビーム２のＢスキャンの走査ラインが一致するように、ガルバノミラー１２４の振れ角δｘとガルバノミラー１２５の振れ角δｙを変更して、走査ラインの方向（角度）を補正する。

Ｓ３２でガルバノミラー１２４の振れ角δｘとガルバノミラー１２５の振れ角δｙや振れ位置などを補正したら、Ｓ２６に戻り、再度ＯＣＴ撮影する。そして、Ｓ２８で再度ＳＳＤを算出して、Ｓ３０でずれ量を判定する。Ｓ３２、Ｓ２６、Ｓ２８の操作はＳ３０で評価値（ＳＳＤ）の値が所定値Δｄ０より小さくなるまで実施する。

Ｓ３０で評価値（ＳＳＤ）の値が所定値Δｄ０より小さい場合は、Ｓ３４で、測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像間で位相差（ΔφＢ（ｘ，ｚ））を算出し、Ｓ３６で、その結果から（目的とする）血管の位置座標（ｄ（ｎ）（ｘ，ｚ））を算出する。（ｎは眼底の測定位置の番号を示す。本実施例では位置ａ（０）（ｎ＝０）、位置ａ（１）（ｎ＝１））算出した位置座標（ｄ（ｎ）（ｘ，ｚ））は記憶部に記憶する。

Ｓ３８では、測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像の血管の位置座標（ｄ（ｎ）（ｘ，ｚ））におけるＡスキャンデータの位相差（ΔφＡ（ｚ））を算出する。そして、Ｓ４０では、Ｓ３８で求めた位相差（ΔφＡ（ｚ））からｎ番目の眼底位置における（垂直）血流速度（Ｖ（ｎ）（ｚ））を算出する。（ｎは眼底の測定位置の番号を示す。詳細は上述の通り。）算出された（垂直）血流速度（Ｖ（ｎ）（ｚ））は記憶部に記憶する。

ｎ番目の眼底位置における血管位置座標と（垂直）血流速度が算出されたら、次（Ｓ４８、ｎ＝ｎ＋１）の眼底位置における血管位置座標と（垂直）血流速度を求める。

Ｓ４２からＳ４６はＳＬＯ画像を用いたアイトラッキングの操作を示したものである。上述では記述していないが、ＯＣＴ撮影と平行してＳＬＯによる眼底撮影も実施しており、被検眼が移動した場合、Ｓ４２でＳＬＯ画像による眼底部の移動を検出し、Ｓ４４でＳＬＯの眼底画像から移動量を算出して、Ｓ４６で算出した移動量に基づいて、ＯＣＴスキャン位置を変更（ガルバノミラー１２４及び１２５の調整）して、ＯＣＴ撮影の位置を常に一定位置になるように本実施例ではアイトラッキングを実施している。測定対象が被検眼のように移動する場合は、検者が意図しない被検眼の移動により、モーションアーチファクトが発生するため、上述のアイトラッキングが必要となるが、被検物が皮膚などのように移動する恐れがない場合はＳ４２からＳ４６に係るアイトラッキングは必要ない。また、本実施例では、本発明の内容をわかりやすく説明するため、血管位置座標と（垂直）血流速度の算出後にアイトラッキングを実施するようにしたが、勿論、血管位置座標と（垂直）血流速度の算出の前にアイトラッキングを実施してもよいし、血管位置座標と（垂直）血流速度の算出の間に被検眼が移動した場合は、血管位置座標と（垂直）血流速度の算出の間にアイトラッキングを実施してもよい。ＯＣＴ撮影とＳＬＯ撮影は同時に、かつ、並列的に実施されているため、適宜、アイトラッキングを実施すればいいのである。

ｎ番目の眼底位置での血管位置座標と（垂直）血流速度を算出したら、Ｓ４８でｎ＝ｎ＋１として、次の眼底位置の血管位置座標と（垂直）血流速度を算出するため、Ｓ２６に戻る。

Ｓ５０で、所定の数の眼底位置でＯＣＴ撮影が終了したら（ｎ＞ｎ（final））、ＯＣＴ撮影は終了し、眼底の各測定位置で得られた血管の位置情報から血管の勾配を算出し、算出した勾配と各（垂直）血流速度から対象とする血管の絶対血流量が算出できるのである。尚、位相差情報から血流速度などを算出する算出方法は、特許文献１などで既に公知の種々の方法を採用できるため、ここでは、その詳細は省略する。

以上、本発明の実施形態について詳述してきたが、これらはあくまでも例示であって、本発明はかかる実施形態における具体的な記載によって、何等、限定的に解釈されるものでなく、当業者の知識に基づいて種々なる変更、修正、改良等を加えた態様において実施され得るものであり、また、そのような実施態様が、本発明の趣旨を逸脱しない限り、何れも、本発明の範囲内に含まれるものであることが、理解されるべきである。

図１１及び図１２には、上述の実施例の構成（ＯＣＴ光学系＋ＳＬＯ光学系）に前眼部撮影光学系３００を追加したものである。上記実施例では眼底部の移動をＳＬＯ画像のみで検出したが、固視微動のような非常に早い被検眼の移動はＳＬＯ画像では検出できない恐れがある。そこで、前眼部も同時に撮影し、被検眼の移動（眼底部の移動）をＳＬＯ画像と前眼部画像を用いて検出することにより、効果的にモーションアーチファクトが排除できる。モーションアーチファクトにより取得したＢスキャン画像に意図しない位相ずれが生じることがあるため、計測した位相差Δφに（モーションアーチファクトを起因とする）誤差が生じることがある。前眼部画像も用いて眼底部の移動を検出して補正することにより、モーションアーチファクトが効果的に排除でき、精度の高い（測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像の）位相差Δφを求めることができるのである。

また、上記実施例では、測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像から位置ずれ量を検出する際、評価値としてＳＳＤを採用したが、これに限定されるものではなく、例えば、通常位相差が生じない領域（例えば血管を含まない領域）を選択して、その領域における測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像の位相差を積算した値を評価値として用いてもよい。その他、例えばＢスキャン画像の中に特徴部位があれば、その特徴部位の座標それぞれ求めてその座標の差の値を評価値としても採用可能である。要は、測定ビーム１によるＢスキャン画像と測定ビーム２によるＢスキャン画像から位置ずれ量が検出可能であればいいのであって、その検出方法については上記挙げた方法に限定するものではない。例えば上記挙げた方法を組み合わせて、新たな評価値としても採用可能である。

また、上記実施例では、眼底正面画像取得のためＳＬＯを採用したが、ＳＬＯに限定されるものでななく、眼底カメラを採用してもよい。さらに言えば、ＯＣＴのＣスキャン画像から作成したエンファス像（図９（ｂ））を用いて、血流量を求める位置を指定するようにすれば、ＳＬＯや眼底カメラのような眼底正面画像取得手段は、必ずしも必要ではない。このような場合、アイトラッキングを、例えば、図１１に示したような前眼部撮影光学系を配置し、取得した前眼部画像を用いて実施することも可能である。この前眼部撮影光学系は、眼底正面画像撮影光学系共に配置し、アイトラッキングを両方の撮影画像を用いて実施することも可能である。

１…本実施例の光干渉断層計、１００…ＯＣＴ光学系、１０１…光源、１０２…ファイバーカプラ、１２４、１２５…ガルバノミラー、１０７…ダイクロイックミラー、１１２…プリズム、２００…ＳＬＯ光学系、２０１…ＳＬＯ光源、２０４…ビームスプリッタ、２０８…ＳＬＯスキャン装置、５００…演算部、Ｅ…被検眼

Claims (4)

1. 光源からの光を参照ビームと測定ビームに分岐し、分岐した測定ビームを互いに独立した２つの測定ビームに分けて、該２つの測定ビームを走査機構により走査し、その走査方向について異なる２部位に同時に照射しながら走査を行い、反射した測定ビームと参照ビームを合波して得られる干渉信号から同じ部位の２枚の断層画像を取得する光干渉断層計であって、
   互いに異なる方向に走査する少なくとも２つの走査機構と、
   走査機構の走査による２つの測定ビームの走査位置の位置ずれ量を検出する位置ずれ量検出手段と、
   位置ずれ量検出手段により検出された位置ずれ量に基づいて少なくとも２つの走査機構を制御して位置ずれを補正する補正制御手段と、
   を備えた光干渉断層計。
2. 走査方向が互いに異なる少なくとも２つの走査機構は、少なくとも互いに直交する方向に走査する走査機構を含む請求項１に記載の光干渉断層計。
3. 補正制御手段は、位置ずれ量検出手段により検出された位置ずれ量に基づいて少なくとも２つの走査機構の各走査条件を決定して、決定された各走査条件に基づいて同時に２つの測定ビームを走査する請求項１又は２に記載の光干渉断層計。
4. 補正制御手段は、被検物に対して所定の部位を指定する指定手段をさらに備え、位置ずれ量検出手段は、指定手段で指定した部位からの位置ずれ量を検出し、位置ずれ量に基づいて２つの測定ビームが指定した部位を走査するように、少なくとも２つの走査機構の各走査条件を決定して、決定された各走査条件に基づいて同時に２つの測定ビームを走査する請求項１から３のいずれか１項に記載の光干渉断層計。