JP5166889B2

JP5166889B2 - 眼底血流量の定量測定装置

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Publication number: JP5166889B2
Application number: JP2008008465A
Authority: JP
Inventors: 嘉晃安野; 修一巻田; 雅英伊藤
Original assignee: 国立大学法人筑波大学
Priority date: 2008-01-17
Filing date: 2008-01-17
Publication date: 2013-03-21
Anticipated expiration: 2028-01-17
Also published as: JP2009165710A

Description

本発明は、眼底血流量の定量測定装置に関し、詳細には、ドップラー光コヒーレンス血管造影手段（ドップラーＯＣＴ）によって網膜血管構造の抽出（セグメンテーション）を行うことで網膜血管の血流量の定量化をおこなう眼底血流量の定量測定装置に関する。

網膜の血流測定は病理上、血行異常の診断のために必要とされている。従来、網膜血管に適用されるいくつかの血流測定手段が報告されている。

例えば、血管に注入された色素の蛍光強度をモニターすることによって、網膜血管の流量を追跡する手段がある。しかしながら、色素の注射は患者の負担になる。また、レーザードップラー速度測定（ＬＤＶ）手段によって網膜血管の血流量を測ることができるが、２方向から散乱光を計測する必要があるという煩わしさがある。

また、光断層画像装置「光コヒーレンストモグラフィー」（ＯＣＴ）を用いて血流のイメージを観察する手段も知られている。

基本的なＯＣＴ４３は、マイケルソン干渉計を基本としており、その原理を図７で説明する。光源４４から射出された光は、コリメートレンズ４５で平行化された後に、ビームスプリッター４６により参照光と物体光に分割される。物体光は、物体アーム内の対物レンズ４７によって被計測物体４８に集光され、そこで散乱・反射された後に再び対物レンズ４７、ビームスプリッター４６に戻る。

一方、参照光は参照アーム内の対物レンズ４９を通過した後に参照鏡５０によって反射され、再び対物レンズ４９を通してビームスプリッター４６に戻る。このようにビームスプリッター４６に戻った物体光と参照光は、物体光とともに集光レンズ５１に入射し光検出器５２（フォトダイオード等）に集光される。

ＯＣＴの光源４４は、時間的に低コヒーレンスな光（異なった時刻に光源から出た光同士は極めて干渉しにくい光）の光源を利用する。時間的低コヒーレンス光を光源としたマイケルソン型の干渉計では、参照アームと物体アームの距離がほぼ等しいときにのみ干渉信号が現れる。この結果、参照アームと物体アームの光路長差（τ）を変化させながら、光検出器５２で干渉信号の強度を計測すると、光路長差に対する干渉信号（インターフェログラム）が得られる。

そのインターフェログラムの形状が、被計測物体４８の奥行き方向の反射率分布を示しており、１次元の軸方向走査により被計測物体４８の奥行き方向の構造を得ることができる。このように、ＯＣＴ４３では、光路長走査により、被計測物体４８の奥行き方向の構造を計測できる。

このような軸方向の走査のほかに、横方向の機械的走査を加え、２次元の走査を行うことで被計測物体の２次元断面画像が得られる。この横方向の走査を行う走査装置としては、被計測物体を直接移動させる構成、物体は固定したままで対物レンズをシフトさせる構成、被計測物体も対物レンズも固定したままで、対物レンズの瞳面付近においたガルバノミラーの角度を回転させる構成等が用いられている。

以上の基本的なＯＣＴが発展したものとして、分光器を用いてスペクトル信号を得るスペクトルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）と、光源の波長を走査してスペクトル干渉信号を得る波長走査型ＯＣＴ（Swept Source OCT、略して「ＳＳ−ＯＣＴ」という。）がある。ＳＤ−ＯＣＴには、フーリエドメインＯＣＴ（Fourier Domain OCT、略して「ＦＤ−ＯＣＴ」という。特許文献２参照）、及び偏光感受型ＯＣＴ（Polarization-Sensitive OCT、略して「ＰＳ−ＯＣＴ」という。特許文献３参照）がある。

フーリエドメインＯＣＴは、被計測物体からの反射光の波長スペクトルを、スペクトロメーター（スペクトル分光器）で取得し、このスペクトル強度分布に対してフーリエ変換することで、実空間（ＯＣＴ信号空間）上での信号を取り出すことを特徴とするものであり、このフーリエドメインＯＣＴは、奥行き方向の走査を行う必要がなく、ｘ軸方向の走査を行うことで被計測物体の断面構造を計測可能である。

波長走査型ＯＣＴは、高速波長スキャニングレーザーにより光源の波長を変え、スペクトル信号と同期取得された光源走査信号を用いて干渉信号を最配列し、信号処理を加えることで３次元光断層画像を得るものである。なお、光源の波長を変える手段として、モノクロメーターを利用したものでも、波長走査型ＯＣＴとして利用可能である。

ドップラー光コヒーレンストモグラフィー（ドップラーＯＣＴ）による、網膜の血流の分布の計測が知られている。これは、上記フーリエドメインＯＣＴ等を用いて、網膜の血流の分布が計測を行うことのできる手段であり、同様に、スペクトルドメインＯＣＴを使うことによって、横断面網膜血流画像形成が得られ、また３次元の網膜の脈管構造も観察することができる。

特開２００２−３１０８９７号公報特開平１１−３２５８４９号公報特開２００４−０２８９７０号公報

ドップラーＯＣＴを用いた血流の定量測定において、例えば、光軸方向と横方向の速度計測法、複数角度からの計測についていくつか報告されている。しかしながらこれらの計測は生体人眼計測に適用することは困難である。またスペクトルドメインＯＣＴでは光軸方向の測定レンジの問題もある。

本発明は、光コヒーレンストモグラフィーの２次元ｅｎ−ｆａｃｅ像と２次元断層血流像を用い、２ステップで簡便に網膜血管の抽出し、定量的にその血流量を求めることを可能とする眼底血流量の定量測定装置を実現することを課題とする。

本発明は上記課題を解決するために、ドップラー光コヒーレンス血管造影手段によって網膜血管構造の抽出を行い網膜血管の血流量の定量化が可能な眼底血流量の定量測定装置であって、前記ドップラー光コヒーレンス血管造影手段は、光コヒーレンストモグラフィーの構成を有し、複素ＯＣＴデータの周波数シフトを解析することで、眼底血流の流速を計測可能な構成であることを特徴とする眼底血流量の定量測定装置を提供する。

前記光コヒーレンストモグラフィーは、ｅｎ−ｆａｃｅ血管像および血流像を形成し、該ｅｎ−ｆａｃｅ血管像と血流像の２枚とから血管の直径、方向及び位置が得られ、該血管の直径、方向及び位置から、前記血流量が決められる構成としてもよい。

前記血流量の絶対値は、ドップラー周波数シフトの値と血管の直径、方向及び位置から求められる構成としてもよい。

本発明に係る眼底血流量の定量測定装置によれば、光コヒーレンストモグラフィーの２次元ｅｎ−ｆａｃｅ像と２次元断層血流像を用い、２ステップで簡便に網膜血管の抽出し、定量的にその血流量を求めることができる。

本発明に係る眼底血流量の定量測定装置を実施するための最良の形態を実施例に基づいて図面を参照して、以下に説明する。

まず、本発明に係る眼底血流量の定量測定装置を実施するために必要なドップラー光コヒーレンス血管造影手段（ドップラーＯＣＴ）として使用するフーリエドメインＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ）を及び波長走査型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）を概略説明する。

図１は、ＦＤ−ＯＣＴ１の全体構成を示す図である。広帯域光源２、低コヒーレンス干渉計３、及び分光器４（スペクトロメーター）とを備えている。このＦＤ−ＯＣＴ１は、低コヒーレンス干渉の原理を用いて奥行き方向の分解能を得ているため、光源として、ＳＬＤ（スーパールミネツセントダイオード）や超短パルスレーザー等の広帯域光源２が用いられる。

広帯域光源２から出た光は、まずビームスプリッター５で物体光と参照光に分割される。このうち物体光は、レンズ６を通してガルバノミラー７で反射され被計測物体８（眼底などの生体試料）を照射し、そこで反射、散乱された後に分光器４に導かれる。一方、参照光はレンズ９を通して参照鏡１０（平面鏡）で反射された後に物体光と並行に分光器４に導かれる。これらの二つの光は分光器４の回折格子１１によって同時に分光され、スペクトル領域で干渉し、結果、スペクトル干渉縞がＣＣＤ１２によって計測される。

このスペクトル干渉縞に対して適当な信号処理を行うことで、被計測物体８のある点における深さ方向１次元の屈折率分布の微分、つまり、反射率分布を得ることが可能となる。さらに、被計測物体８上の計測点をガルバノミラー７を駆動し１次元走査することにより２次元断層画像（ＦＤ−ＯＣＴ画像）を得ることができる。

通常のＯＣＴでは、２次元断層画像を得るために、深さ（光軸）方向の走査（この走査を「Ａ−スキャン」と言い、この方向を「Ａ−方向」、「Ａスキャン方向」とも言う。）と、縦方向の操作（この走査を「Ｂ−スキャン」と言い、この方向を「Ｂ−方向」、「Ｂスキャン方向」とも言う。）の２次元の機械的走査が必要なのに対して、ＦＤ−ＯＣＴ１では、Ａ−スキャンは不要で一回の測定で深さ方向の後方散乱データを取得することができるから、Ｂ−スキャンの１次元の機械的走査しか必要とされない。

なお、Ａ−方向とＢ−方向で形成される平面に垂直な方向のスキャンを「Ｃ−スキャン」と言い、この方向を「Ｃ−方向」、「Ｃスキャン方向」とも言う。要するに、ＦＤ−ＯＣＴ１では、面内に２次元走査（Ｂ−スキャンおよびＣ−スキャン）をすることにより高速な断層計測が可能で、被計測物体８内部の２次元および３次元情報を得ることができる。

図２は、波長走査型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）２４の全体構成を示す図である。波長走査型光源２５から出射された出力光を、ファイバー２６を通してファイバーカップラー２７に送る。この出力光を、ファイバーカップラー２７において、ファイバー２８を通して被計測物体２９への照射する物体光と、ファイバー３０を通して固定参照鏡３１に照射する参照光に分割する。

物体光は、ファイバー２８、レンズ３２、角度が可変な走査鏡３３及びレンズ３４を介して、被計測物体２９に照射、反射され、同じルートでファイバーカップラー２７に戻る。参照光は、ファイバー３０、レンズ３５及びレンズ３６を介して固定参照鏡３１に照射、反射されて同じルートでファイバーカップラー２７に戻る。

そして、これらの物体光と参照光はファイバーカップラー２７で重ねられ、ファイバー３７を通して光検知器３８（ＰＤ（フォトダイオード）等のポイントセンサが使用される。）に送られ、スペクトル干渉信号として検出され、コンピュータ３９に取り込まれる。光検知器３８における検知出力に基づいて、被計測物体２９の奥行き方向（Ａ方向）と走査鏡の走査方向（Ｂ方向）の断面画像が形成される。コンピュータ３９にはディスプレー４０が接続されている。

ここで、波長走査型光源２５は、時間的に波長を変化させて走査する光源であり、即ち波長が時間依存性を有する光源である。これにより、固定参照鏡３１を走査（移動。Ａ−スキャン）することなく、被計測物体２９の奥行き方向の反射率分布を得て奥行き方向の構造を取得することができ、１次方向の走査（Ｂ−スキャン）をするだけで、二次元の断層画像を形成することができる。

本発明に係る眼底血流量の定量測定装置では、以上説明したフーリエドメインＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ）や波長走査型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）を、ドップラー光コヒーレンス血管造影（Doppler optical coherence angiography：ドップラーＯＣＡ）手段用のＯＣＴ（以下、「ドップラーＯＣＴ」という。）として適用する。

そして、このようなＯＣＴにより、被計測物体である眼底の網膜血管像の３次元複素ＯＣＴ像をコンピュータに取り込み、そのデータに基づき血管構造の抽出（セグメンテーション）、その抽出データに基づきコンピュータの定量化手段（具体的には定量化ソフトの機能手段）によって網膜血管の血流速度の定量化をおこない、抽出データから求められた血管内腔直径を用いて、眼底血流量の定量測定を行うものである。

以下において、本発明における定量化手段の構成、具体的には、ドップラーＯＣＴで抽出した網膜血管構造のデータに基づき、コンピュータの定量化手段が行う網膜血管の血流量の定量化を行う内容（ステップ）について説明する。

本発明に係る眼底血流量の定量測定装置において、血流量の定量化を行うためには、コンピュータの定量化手段により、絶対的な血流速度と血管の内腔（直径）を求める必要がある。

ドップラーＯＣＴを用いて絶対的な血流速度を求めるためには、まずドップラー角が必要である。従って、まず、コンピュータの定量化手段（具体的には定量化ソフトの機能手段）における血管抽出アルゴリズムにより、血管の方向と直径を求める血管構造分析が必要となる。

そして、ＯＣＴ画の３次元像において、光軸に垂直な面（Ａスキャン方向に垂直な面、ＢスキャンとＣスキャン方向を含む面）をエンフェース（ｅｎ−ｆａｃｅ）と言う。網膜血管のネットワークが、網膜の表面付近に、網膜とほとんど平行に走っているのでｅｎ−ｆａｃｅの網膜血管像は、ほぼ網膜の血管構造（配置）と見なすことができる。したがって血管構造分析は、後記する２つのステップでおこなう。

図３は、ｅｎ−ｆａｃｅ投影像の投影面と、投影面に直交し、互いに直交する２つの面Ａ、Ｐに対する、血管壁Ｓの配置を示す図である。血管壁Ｓの配置のパラメータとしては、第１のステップでは、方位角θ（アジムス角θ）と血管の直径Ｄを求める。これらの値はｅｎ−ｆａｃｅ像の投影面である、光軸（ｚ軸）に垂直な面Ｅ内で求める。

第２のステップでは、血管の天頂角φを求める。この値は光軸（ｚ軸）と血管を含む面Ａ内で求める。面Ｐは面Ａに垂直で光軸を含む面である。

これら第１及び第２のステップで血管壁Ｓの位置が決まる。通常の手段では血管壁の位置を決めるためには３次元データすべて（１００×１００×１００の画像なら百万個）スキャンし血管壁の特徴を持つ画素を抽出してつなげるが、本発明では上記θ、Ｄ，φの３つのパラメータのみを求めればいいので、計算時間を短縮化することができる。

Ｅｎ−ｆａｃｅ血管像の２次微分から、血管の曲線構造を求めることができる。２次微分像Hは、適当な分散σを持つガウス関数G(r,σ)の２回微分L=[∂/∂x,∂/∂y]^T[∂/∂x,∂/∂y]G(r,σ)でＥｎ−ｆａｃｅ血管像Ｉをラインフィルタリングすることで高速に得ることができる（HはLとIの相関）。

注目している画像が血管であるかどうか半自動的に判定するために“血管らしさ”を定義し、その値の大きさを用いて判定をおこなう。血管らしさFは、行列Hの固有値Λ₁およびΛ₂から定義される。F=｛|Λ₂|(|Λ₂|+Λ₁)｝^１／２ , (Λ₂<Λ₁≦0のとき)、｛|Λ₂|(|Λ₂|+αΛ₁) ｝^１／２ , (Λ₂<0<|Λ₂|/αのとき)、および 0, （それ以外）となる。

たとえば、|Λ₁|〜|Λ₂|>>0のときFはゼロで、これは画像では斑点状の構造に相当している。また、Λ₂<0<Λ₁のときFは大きな値になりこれは連続した曲線構造に相当している。したがって、この手段では、連続した曲線構造と斑点状の構造を分離するものであり、線上の不連続構造（斑点状の構造）に敏感なものになっていて、血管構造の抽出に有効である。αは不連続構造の抽出感度で、たとえば、０．２５などにセットされる。

本発明に係る眼底血流量の定量測定装置においては、抽出される血管像は周囲より明るいと仮定している。通常のＯＣＴのｅｎ−ｆａｃｅ像では血管は陰として暗く計測されるため、解析するための画像は明暗を反転して血管部分の明るい像を用いる必要がある。そのため事前に画像強度の反転が必要である。

行列Hの固有値Λ₁およびΛ₂は、画像中の線構造の方向を表しているため、固有ベクトルの指し示す方向は方位角θの方向となる。上記ラインフィルタリングにおいて用いたラインフィルターの基となるガウス関数G(r,σ)の分散σを変えることでスケールの異なる線構造を抽出することができる（マルチスケールラインフィルタリング法）。ここでいうスケールとは、注目している血管構造のたとえば直径が何画素で構成されているかというような、画素と構造の大きさの関係である。

血管らしさFはガウス関数の分散σで規格化されてσF(σ)と表す。ある点での血管らしさは規格化された血管らしさの最大値F’=max[σF(σ)]で表す。血管の直径はD=4σ_maxで表されその時、F’=σ_max F(σ_max)となる。これらの処理は、コンピュータの定量化手段（具体的にはソフトの機能手段）により、行うことが可能である。

Ｅｎ−ｆａｃｅ像において、網膜血管の抽出は、シルクハット（トップハット）型の関数と相関をとり（フィルターリング処理）、その相関の値に閾値処理をおこなうことで半自動的に抽出される。網膜血管の交差する部分については上記の自動抽出は行うことができないため、オペレーターは網膜血管の交差する部分を示す必要がある。抽出された血管について、血管らしさF’の最大値となる画素を線で結ぶことにより血管の中心部分を決めることができる。

血管の方位角θと血管の中心線がわかると、その血管の中心線を含む血管の長手方向に平行な断面（図３の面Ａ）における血流像と、その軸方向が、３次元血流像から求められる。血管の天頂角φは前段落において説明したようにして決められた血管中心を結びその線と、光軸との角度を形算することで求めることができる。

血管横断面（図３の面Ｐ参照）の深度（光軸方向の深さ位置）と内腔の直径Ｄから双方向血流が３次元血流像から求められる。この血管横断面の深度は、面ＰのＯＣＴ像と直径Ｄの円との相関の最大値から得ることができる。

血管の天頂角φは、すべての血流ベクトルが平行であるとすると、ドップラー角（以下、「ドップラー角φ」とする）と考えることができる。ドップラー流速計測においては、光軸方向（ｚ方向）の速度成分にのみ感度があり、光軸に垂直な流れには感度を持たない。ドップラー角とは、光軸と血流ベクトルのなす角のことであり天頂角φに相当する。ドップラー流速計測では、ドップラー角φとドップラー周波数シフトΔfから、血流速は補正することができる。

絶対的な血流速VはV=λ₀Δf/(2n・ cosφ)で表される。ここで、λ₀は光源の中心波長、nはサンプルの屈折率を表す。ドップラー周波数シフトが測定限界以下となるため、この式はφが90°付近になると使うことができない。

これらの血管のパラメータにより、面Ｐにおける断面血流像における血管内腔楕円Ｓを見積もることができる。血流量Ｊは、血管内腔Ｓ内で、ドップラー周波数シフトとドップラー角を考慮しJ=Σ_S(λ₀Δf)/(2n) tanφΔsのように横方向の血流速を積分する（和をとる）ことで得られる。ここでΔsは断面血流像の１画素の面積である。

本発明に係る眼底血流量の定量測定装置の実施例を以下、説明する。この実施例における眼底血流量の定量測定装置では、ドップラーＯＣＴとして、２７．７ｋＨｚの軸方向走査速度、生体内での軸方向分解能約３μmの超高分解能ＳＤ−ＯＣＴを用い、その計測例としては、網膜動脈の分岐部分（図５参照、特に図５Ａの白い四角内の領域参照）における血流量の保存の計測とする。

なお、計測対象として網膜静脈ではなく網膜動脈とした理由は次のとおりである。網膜血管のほとんどすべてが入射ビームと垂直に交わるため、ドップラー周波数シフトは小さい。このことは血管の抽出に誤差をもたらす。このような状況を避けるために、動脈のドップラー周波数シフトが静脈のそれより大きいため、静脈よりむしろ動脈を対象とするほうがよい。

ドップラーシフトが起こっている部分は血流があると考えられ、それらの部分は血流像を構成する。血流像において、ドップラーシフトによる周波数変化はごくわずかなので、光波の周波数変化はその位相変化として観測される。位相変化は０〜２πとそのレンジが限られているために、２πの位相不確定が生じる。それを補正し、正しい周波数シフト量を求めるために、位相飛びが起こった部分については、２次元的に２πの位相接続アルゴリズムを用いる。

血流像のモーションアーチファクトの除去は、ヒストグラムによる手段を用いた（特開２００７−１２７４２５号公報参照）。計測中に測定対象が動く（バルクモーション）ことによって像がゆがむ現象であるところの、バルクモーションによる像の歪みは、像の連続性を考慮して、数値的に補正した（S. Makita, Y. Hong, M. Yamanari, T. Yatagai, and Y. Yasuno, “Optical coherence angiography,” Opt. Express 14, 7821−7840 (2006)参照）。

網膜色素上皮（ＲＰＥ）の周りの３次元ＯＣＴ対数像の最大値投影（ＭＩＰ）を計算することによって、図５Ｂのようなコントラストの高いｅｎ−ｆａｃｅ血管像を得ることができる。段落００４５〜００４７にしたがってマルチスケールラインフィルターを行ったｅｎ−ｆａｃｅ網膜血管像が図４であり、それに基づき血管抽出を行った結果が図５である。図４Ａはｅｎ−ｆａｃｅ血管像、図４Ｂは血管らしさＦ’の分布、図４Ｃは方位角の分布、図４Ｄは血管直径をそれぞれ示す。

ＳＤ−ＯＣＴによる上記軸方向の走査で、血管抽出と抽出された３つの血管（図５Ａ、Ｂに示す分岐を構成する３つの血管）の流量計算時間は、コンピュータ（AMD Athlon64 3500+, 2Gb RAM)を用いて約３分で算出可能であった。

また、ＳＤ−ＯＣＴによる上記軸方向の走査で、半自動的に抽出された像と眼底写真(図５Ａ)が得られた。解析領域（対象とする分岐部分を含む領域）は、図５Ａの白い四角内である。図５Ｂ（図５Ａの白い四角内の領域に対応する。）の血管６１、６２、６３内の、血管６１、６２、６３に沿う線と、この線に直交する線は、それぞれ、自動的に抽出された血管中心線と垂直横断線である。血管６１では抽出された血管像がほとんど水平にもかかわらず、計算された方位角は小さい傾きを持っている。

しかしながら、眼底写真（図５Ａ）でみると血管６２は小さい方位角を持っていることがわかる。このことはマルチスケールフィルタリング手段は、画素以下の構造に敏感であることが考えられる。

血管の長手方向に直交する横断面（図３の面Ｐ参照）の血管内腔及び血流像が図５Ｃ、Ｅ、Ｇに示されている。また、血管の長手方向に平行断面（図３の面Ａ参照）の血管内腔及び血流像が図５Ｄ、Ｆ、Ｈに示されている。図５Ｄ，Ｆ，Ｈの太線は血管像の中心において血管中心を示す補助線である。

測定の単位となるボクセル（３次元の格子点上の小さな立方体。その集合で形状を表すことを『ボクセル表現』という。）の大きさは異方的な（立方体ではない）ので、血管抽出の精度と血流の測定精度は方位角に依存する。血流のパラメータを２０セットすべてについて求め、ピーク血流速度Vpeak、血管直径D、体積流量Jを求めた。これを表１（図５Ｂの血管６１〜６３について）に示す。

表１において、流速と流量の符号は、分岐に流れ込むものを＋、分岐から出て行くものを−とし、流れの方向を示している。図５Ｂにおいて、血管１の総流量と、血管２と血管３の流量和をプロットしたものが図６である。

血液の流入量と流出量は正比例の関係にあり、その相関係数は０．７５となっている。流入血流量３．４１μｌ／ｍｉｎは流出血流量３．２３μｌ／ｍｉｍとほぼ一致している。従って、本発明に係る眼底血流量の定量測定装置は精度及び信頼性がある点が確認できた。

以上、本発明を実施するための最良の形態を実施例に基づいて説明したが、本発明はこのような実施例に限定されることなく、特許請求の範囲記載の技術的事項の範囲内で、いろいろな実施例があることは言うまでもない。

本発明に係る本発明に係る眼底血流量の定量測定装置、以上のような構成であるから、眼底血流量の定量測定はもちろんのこと、医療用検査装置一般に、さたに高精度な分解能が要求される各種の技術分野、例えば、動植物物の生体、構造観察等にも適用可能である。

本発明のドップラーＯＣＴに使用するＦＤ−ＯＣＴの全体構成を説明する図である。本発明のドップラーＯＣＴに使用するＳＳ−ＯＣＴの全体構成を説明する図である。本発明の原理を説明する図である。本発明の実施例を説明する図である。本発明の実施例を説明する図である。本発明の実施例を説明する図である。従来の基本的なＯＣＴを説明する図である。

符号の説明

１ＦＤ−ＯＣＴ
２広帯域光源
３低コヒーレンス干渉計
４分光器
５ビームスプリッター
６、９、３２、３４、３５、３６レンズ
７ガルバノミラー
８被計測物体
１０参照鏡
１１回折格子
１２ＣＣＤ
１３、２１画像処理装置
１４ＣＣＤ光検出器
１５ＯＣＴ干渉信号入力部
１６ＯＣＴ干渉信号平滑化手段
１７エンベロープ検出手段
１８逆フィルター作成手段
１９エンベロープ補正手段
２０ＯＣＴ干渉信号出力部
２２干渉信号変換エンベロープ検出手段
２４波長走査型ＯＣＴ
２５波長走査型光源
２６、２８、３７ファイバー
２７ファイバーカップラー
２９、４８被計測物体
３０ファイバー
３１固定参照鏡
３３走査鏡
３８光検知器
３９コンピュータ
４０ディスプレー
４３ＯＣＴ
４４光源
４５コリメートレンズ
４６ビームスプリッター
４７物体アーム内の対物レンズ
４９参照アーム内の対物レンズ
５０参照鏡
５１集光レンズ
５２（フォトダイオード等）光検出器
６１〜６３血管

Claims

ドップラー光コヒーレンス血管造影手段によって網膜血管構造の抽出を行い網膜血管の血流量の定量化が可能な眼底血流量の定量測定装置であって、
前記ドップラー光コヒーレンス血管造影手段は、光コヒーレンストモグラフィーの構成を有し、複素ＯＣＴデータの周波数シフトを解析することで、眼底血流の流速を計測可能な構成であり、
前記光コヒーレンストモグラフィーは、光軸に垂直な面への血管の投影像であるｅｎ−ｆａｃｅ血管像および血管の中心線を含む血管の長手方向に平行な断面における血管像を形成し、該ｅｎ−ｆａｃｅ血管像と前記血管の長手方向に平行な断面における血管像の２枚とから血管の直径、方向及び位置が得られ、該血管の直径、方向及び位置と、前記眼底血流の流速とから、前記血流量が決められることを特徴とする眼底血流量の定量測定装置。
前記血流量の絶対値は、ドップラー周波数シフトの値と血管の直径、方向及び位置から求められる構成であることを特徴とする請求項１記載の眼底血流量の定量測定装置。