JP5725697B2 - 情報処理装置および情報処理方法 - Google Patents

Description

本発明は、ＯＣＴシステムにおける情報処理装置に関し、特に複数のビームを用いたＯＣＴシステムにおける情報処理装置に関する。

近年、低コヒーレンス干渉計または白色干渉計の技術を応用した光断層画像撮像装置（光干渉断層イメージング装置）が実用化されている。
この装置は、オプティカルコヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）と呼ばれ、特に眼科領域において、眼底・網膜の断層像を得る目的で用いられている。
眼科以外でも、皮膚の断層観察や、内視鏡やカテーテルとして構成して消化器、循環器の壁面断層撮影等が試みられている。
以下、このようなＯＣＴシステムによる光断層画像撮像装置を、ＯＣＴ装置と記す。

近年、ドップラーシフトによる干渉信号の位相変化を同時に測定し、被検査物の流速情報（被検査物の移動速度情報）を取得することが可能なドップラーＯＣＴ装置と呼ばれる装置が開発されている。
シングルビームを用いたタイムドメイン方式のＯＣＴ装置において、異なる時間で取得された干渉光のスペクトラル情報をそれぞれフーリエ変換して位相の変化量を得るドップラーＯＣＴ装置が、特許文献１に開示されている。
これは、Ｈｉｌｂｅｒｔ変換で位相を求め、深さ方向の断層画像情報（Ａスキャン）どうしの時間差を求めることにより、ＯＣＴ信号の位相変化量を得る方法である。
そして、この位相の変化量がドップラー信号として被検査物の移動速度に対応していることを利用して、被検査物の移動速度を求める。

米国特許第６５４９８０１号明細書

しかしながら、上記した従来例の特許文献１のようにシングルビームによるものでは、測定時間が長くなること、スポット径よりも広範囲に亙る領域で、被検査物の形態情報と移動速度情報を取得することが困難であること、等の点において課題を有している。
シングルビームによるものでは、ドップラー信号を得るに際して位相の変化量を得るため、ビーム走査の繰り返しにより、一つのビームによって異なる時間（時刻）に、同じ場所を照射することが必要となる。
その際、このように同じ場所で、被検査物の形態情報と移動速度情報についての複数種類の情報を得るためには、隣り合うＡ−ｌｉｎｅとの間隔をスポット径より細かく設定する等の作業が必要となる。
このようなことから、シングルビームによるものでは、１断層像を測定する時間が長くなってしまうこととなる。
また、測定領域がスポット径の範囲に限定されるため、スポット径よりも広範囲に亙る領域で、被検査物の形態情報と移動速度情報を取得することができないことから、人眼の視神経乳頭部付近全体の平均血流量を求めるという用途などには不向きである。

本発明は、上記課題に鑑みて、被検査物の断層情報と移動速度情報が高速で取得することができ、またスポット径よりも広範囲に亙る領域で被検査物の断層情報と移動速度情報の取得が可能となるＯＣＴシステムにおける情報処理装置の提供を目的とする。

本発明は、つぎのように構成した情報処理装置を提供するものである。
本発明の情報処理装置は、光を射出する光源と、前記光源から射出された光を分割することで得られた第１の測定光及び第２の測定光を、前記第１の測定光により走査された被検査物上の位置を前記第１の測定光とは異なる時刻に前記第２の測定光が走査されるように前記被検査物に対して走査する走査光学系と、
前記第１の測定光を走査することにより得られた前記被検査物からの戻り光と前記第１の測定光に対応する第１の参照光とに基づいて第１の干渉信号を取得し、前記第１の測定光により走査された被検査物上の位置を前記第１の測定光とは異なる時刻に前記第２の測定光を走査することにより得られた前記検査物からの戻り光と前記第２の測定光に対応する第２の参照光と基づいて第２の干渉信号を取得する取得手段と、
前記第１の干渉信号及び第２の干渉信号に基づいて位相の変化量を求め、前記位相の変化量に基づいて前記被検査物における血流速度を演算する演算手段と、を有する。

本発明によれば、被検査物の断層情報と移動速度情報が高速で取得することができ、またスポット径よりも広範囲に亙る領域で被検査物の断層情報と移動速度情報の取得が可能となるＯＣＴシステムにおける情報処理装置を実現することができる。

本発明の実施形態および実施例１のＯＣＴシステムにおける情報処理装置の構成を説明する図。 本発明の実施例１のＯＣＴシステムにおける情報処理装置での記録処理部での処理について説明する図。 本発明の実施例１における被検査物と走査線の関係を説明する図。 本発明の実施例１における測定結果を説明する図。 本発明の実施例２における被検査物と走査線の関係を説明する図。 本発明の実施例２における測定結果を説明する図。 本発明の実施例３の構成例を説明する図。

つぎに、本発明の実施形態における被検査物の断層情報と移動速度情報とを取得するＯＣＴシステムにおける情報処理装置について説明する。
図１に示される本実施形態のＯＣＴシステムにおける情報処理装置（以下、これをＯＣＴ装置１００と記す）は、つぎのように構成されている。
本実施形態におけるＯＣＴ装置１００において、低コヒーレンス光源１０１から出射された光は光ファイバ１１３を通って、ファイバビームスプリッタ１０２に入射する。そして、複数のビームからなる光（ここでは、第１ビーム、第２ビーム、第３ビームによる３本の光）に分割される。
分割された光はそれぞれ、ファイバカプラ１０３によって、これらの複数のビームからなる測定光と参照光に更に分割される。
測定光は、ファイバアレイコリメータ１０４によって等間隔に配置された平行ビームにコリメートされる。
平行ビームはスキャナとレンズで構成された走査光学系１０５によって走査され、対物レンズ１０６により、被検査物１２０の異なるスポット位置に照射される。
被検査物１２０による反射光または散乱光は測定光と同じ光路を通ってファイバカプラ１０３に戻る。
参照光はファイバコリメータ１０７により、平行ビームにコリメートされ、分散補償ガラス１０８を通して、参照光に設けられた参照ミラー１０９によって反射され、ファイバカプラ１０３に戻される。
ファイバカプラ１０３（ここでは、第１の干渉信号生成手段、第２の干渉信号生成手段、第３の干渉信号生成手段）において、測定光の反射光または散乱光と参照光が合成され、干渉光（ここでは、第１から第３の３つの干渉信号）が生成される。
各干渉光はレンズ、回折格子、ラインセンサカメラで構成される分光検出部１１０に入射し、分光され、コンピュータによる記録処理部（信号処理手段）１１１にデジタルデータとして記録・信号処理される。

つぎに、記録処理部１１１における処理フローについて説明する。
図２に示す分光検出部１１０にて生成された各分光データ（分光データ１，２，３）は、ラインセンサのｎ番目の画素に対応した波長λ_nにおける干渉強度Ｐ（λ_n）のデータ列からなっている。
フーリエ変換処理を行う前に、記録処理部１１１における波長−波数変換処理工程において、このデータ列を波数空間のデータ列に変換される。
その際、単純にｋ_n＝２π／λ_nとして、波数空間における干渉強度Ｐ_k（ｋ_n）＝Ｐ（λ_n）とすると、波数空間において等間隔のデータ列にならないため、線形補間によって、等間隔の波数列のｍ番目Ｋ_mに対応した干渉強度Ｐ_K（Ｋ_m）を求める。

次に、記録処理部１１１におけるフーリエ変換処理工程において、深さｚ、時間ｔにおける、つぎの（式１）によるフーリエ変換した信号を得る。

ＦＴ［Ｐ_K（Ｋ_j）−Ｐ_s（Ｋ_j）−Ｐ_r（Ｋ_j）］＝Ａ（ｚ，ｔ） ｅｘｐ［ｉΦ（ｚ，ｔ）］ …（式１）

ここで、ＦＴ［ ］はフーリエ変換、Ｐ_s、Ｐ_rはそれぞれ測定光、参照光強度である。
また、Ａ（ｚ，ｔ）は強度振幅であり、この強度振幅Ａ（ｚ，ｔ）を用いて、通常のＯＣＴ画像を構成する。
また、Φ（ｚ，ｔ）は位相であり、この位相Φ（ｚ，ｔ）の時間差分から、ドップラーシフト周波数ｆ_D（ｚ，ｔ）をつぎの（式２）により求める。
また、（式２）を元に、流速ｖ（ｚ，ｔ）をつぎの（式３）により求める。

ｆ_D（ｚ，ｔ）＝［Φ（ｚ，ｔ＋Δｔ）−Φ（ｚ，ｔ）］／（２πΔｔ） …（式２）

ｖ（ｚ，ｔ）＝ ｆ_D（ｚ，ｔ）λ₀／（２ｎ ｃｏｓθ） …（式３）

ここで、λ₀は光源の中心波長、ｎは被検査物１２０の屈折率、θは光軸と流速のなす角度である。

このように、複数のビームからなる光によるそれぞれ異なる干渉信号（第１の干渉信号、第２の干渉信号、第３の干渉信号）を用いて、フーリエ変換することによって上記（式２）によってドップラーシフト周波数による位相の変化量を求めることができる。
そして、該位相の変化量を元に上記（式３）により前記被検査物の移動速度を演算処理し流速（被検査物の移動速度）を求める。これらにより、同時に複数箇所の流速（被検査物の移動速度）を測定することができる。
また、各スポットの流速を平均化することで、広範囲の平均流速（被検査物の平均移動速度）を測定することができる。
以上の信号振幅Ａ（ｚ，ｔ）、信号位相Φ（ｚ，ｔ）の処理を、それぞれ信号振幅処理工程、信号位相処理工程で処理し、断層形態画像およびドップラー画像を得る。その結果が、画像表示部１１２に表示される。

以上、本実施形態のように複数のビームを用いた構成によれば、上記したシングルビームを用いた従来例のように、位相の変化量を得るため、ビーム走査の繰り返しにより、一つの同じビームによって異なる時間（時刻）に、同じ場所を照射する必要がなくなる場合がある。
したがって、被検査物の断層情報と移動速度情報が高速で取得することが可能となる。
なお、本発明のこのようなＯＣＴシステムによる光断層画像撮像装置は、眼底観察や皮膚、内視鏡などの生体観察ならびに、産業上の品質管理などを含み、各種の診断装置、検査装置に利用することができる。

以下に、図面に沿って本発明の実施例を具体的に説明する。
［実施例１］
実施例１では、ＯＣＴシステムにおける情報処理装置として、上記実施形態と同様の図１に示されるＯＣＴ装置１００が用いられ、被測定対象となる被検査物として、眼の網膜１２０が選ばれている。
低コヒーレンス光源１０１として、出力２０ｍＷ、中心波長８４０ｎｍ、波長幅４５ｎｍのＳＬＤ光源が用いられる。
光源より発せられた光は１対３のファイバビームスプリッタ１０２により、３本に等分される。
それぞれの光は３個の５０：５０ファイバカプラ１０３によって測定光と参照光に分岐される。
測定光側はファイバコリメータ１０４によって平行ビームにされ、ガルバノスキャナとレンズで構成される走査光学系１０５によって走査され、対物レンズ１０６により、ビーム径約１ｍｍの平行ビームとなって入射し、眼の網膜１２０上の異なる点に照射される。

図３に、本実施例の網膜１２０における眼底像３５０を示す。
網膜１２０の眼底像３５０上における各スポットおよび走査線は、視神経乳頭部３５１を中心に３０１ａ、３０１ｂ、３０１ｃの３つである。入射ビーム径が約１ｍｍとなるよう光学系を調整しているため、眼底上のスポット径は約２０μｍになる。
また、ファイバコリメータ１０４でのファイバ間隔が８０μｍ、コア径が５μｍ、ファイバ数が３本のものを使用しており、各スポット間の間隔は約３２０μｍになる。
また、参照光側は、ファイバコリメータ１０７により、３本がそれぞれ平行ビームになり、分散補償ガラス１０８を介して参照ミラー１０９によって反射され、ファイバカプラ１０３に戻される。

３つのファイバカプラ１０３で生成された干渉信号は、それぞれ３つの分光検出部１１０に入射する。
分光検出部１１０は、１２００本／ｍｍの透過型回折格子と画素ピッチ１４μｍ、画素数２０４８、ライン取得レート２０ｋＨｚのラインセンサを用いた分光光学系によって構成され、干渉信号を含んだ波長スペクトルデータが得られる。
これらのデータを１２ｂｉｔのデジタルデータとして記録処理部１１１に記録し、図２に示す処理フローに基づき信号処理を行う。その結果が画像表示部１１２に表示される。
図３における走査線の長さは、網膜上で約２ｍｍに相当する。
この範囲を１０２４回Ａ−ｌｉｎｅ測定すると、測定時間間隔Δｔは５０μｓ、測定ピッチは約２μｍ、全測定時間は５１．２ｍｓである。

図４の左図に、上記した走査によって得られた信号を、上記（式１）の方法によって処理したＯＣＴ画像の模式図を示す。
図４（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は、各ビームスポット３０１ａ、３０１ｂ、３０１ｃに対応している。
図４の右図は、ＯＣＴ画像の中で破線で囲った血管断面と思われる部分のドップラーシフト周波数を前記（式２）で計算し、λ₀＝８４０ｎｍ、ｎ＝１．３８、θ＝８０°として、血流速ｖ（ｚ、ｔ）を前記（式３）によって計算したものである。
また、このＯＣＴ画像の全範囲にわたって血流速ｖ（ｚ、ｔ）を計算し、Σｖ（ｚ、ｔ）／（画素数）のように平均化することで、視神経乳頭部全体の平均血流速が求められる。

以上のように、本実施例によれば、複数のスポットによって異なる測定位置のドップラー周波数、流速を同時に測定することができ、各スポットによる測定結果を平均化処理することにより、スポット径より広範囲に亙る領域の平均流速を求めることができる。
ここでは、３個の異なるスポットの場合を例として示したが、２つ以上の複数の異なるスポットであれば、同様の効果が得られる。
また、本実施例ではスペクトラルドメイン（Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ）方式による方法を示したが、スエプトソース（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ）方式による方法においても、同様の効果が得られる。
また、タイムドメイン（Ｔｉｍｅ Ｄｏｍａｉｎ）方式の場合には、Ｈｉｌｂｅｒｔ変換によって位相を求め、（式２）によって位相Φ（ｚ，ｔ）の時間差分を求める方法においても、同様の効果が得られる。

［実施例２］
実施例２では、実施例１と同様のＯＣＴ装置を用い、ビームスポット位置を走査線方向に変えた場合の構成例について説明する。
図５に、本実施例の網膜１２０における眼底像３５０を示す。
眼底像３５０上における各スポットおよび走査線は、視神経乳頭部３５１の中心付近に５０１ａ、５０１ｂ、５０１ｃの３つである。
分かりやすくするために、眼底像３５０上では走査線をずらして図示しているが、実際は図５の右図に示すように重なっている。
入射ビーム径が約１ｍｍとなるよう光学系を調整しているため、眼底上のスポット径は約２０μｍになる。
また、ファイバコリメータ１０４でのファイバ間隔が８０μｍ、コア径が５μｍ、ファイバ数が３本のものを使用しており、各スポット間の間隔は約３２０μｍになる。

本実施例においては、３つの分光検出部１１０は、１２００本／ｍｍの透過型回折格子と画素ピッチ１０μｍ、画素数２０４８、ライン取得レート７０ｋＨｚのラインセンサを用いた分光光学系によって構成され、干渉信号を含んだ波長スペクトルデータが得られる。
これらのデータを１２ｂｉｔのデジタルデータとして記録処理部１１１に記録し、図２に示す処理フローに基づき信号処理を行う。
このとき、同一のビームスポットのデータを使うのではなく、異なるビームスポットのデータを用いる。
すなわち、同一走査線上をビームスポット５０１ａ、５０１ｂ、５０１ｃがスポット間隔に相当する時間差Δｔで通過するため、この時間差に相当する画素数だけデータ列をずらしたものを用いて、上記（式２）のドップラー周波数を計算する。
図５における各走査線の長さは網膜上で約２ｍｍに相当する。
この範囲を２５６回Ａ−ｌｉｎｅ測定すると、測定時間は約３．６６ｍｓ、測定ピッチは約７．８μｍ、ビームスポット５０１ａ、５０１ｂ、５０１ｃの間隔３２０μｍに相当する時間差Δｔは約０．２１ｍｓである。

図６の左図に、上記した走査によって得られた信号を、上記（式１）の方法によって処理したＯＣＴ画像の模式図を示す。
図６（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は各ビームスポット５０１ａ、５０１ｂ、５０１ｃに対応している。
ＯＣＴ画像の中で破線で囲った血管断面と思われる部分のドップラーシフト周波数を前記（式２）によって、まず図６（ａ）と図６（ｂ）、図６（ｂ）と図６（ｃ）間で計算する。
次に、それらの結果を平均化してドップラー周波数ｆ_D（ｚ、ｔ）とする。
さらに、λ₀＝８４０ｎｍ、ｎ＝１．３８、θ＝８０°として、血流速ｖ（ｚ、ｔ）を前記（式３）によって計算したものが図６右図である。先に血流速を求めた後、平均化しても同じ結果が得られる。

本実施例の方法によると、各測定光スポットは同じ位置を走査するため、スポット径と同じ横分解能で測定が可能になる。
また、走査速度とスポット間隔によって時間差Δｔを決めることができるので、走査速度を速くし、測定時間を短くすることができる。
また、以上では、走査光学系は、複数のビームからなる測定光の各スポットを同一方向に走査する構成を備え、該走査での各スポットによる走査領域の走査方向に垂直な方向の大きさが、各スポットのそれぞれを合計した大きさよりも小さい例について説明した。
しかし、このように、走査方向と垂直な方向には走査線がほぼ重なった場合だけでなく、ビーム径の範囲内でずれている場合でも、走査線がほぼ重なった場合と同じ効果が得られる。
さらに、ファイバコリメータ１０４を光軸を中心として回転させると、実施例１と同じ形態になる。この回転機構を設けることで、広範囲の測定を行う実施例１の形態と、ビームスポットサイズにほぼ等しい領域を正確に測定する実施例２の形態を切り替えて測定することが可能になる。

［実施例３］
本実施例では、走査速度、ビーム間隔が固定されていた実施例１、２と相違し、ビームの間隔または走査光学系の走査速度の少なくとも一方を、可変とする手段を備えている構成例について説明する。
本実施例では、図７に示されるように、ファイバ光学系ではなくバルク光学系で構成されている。これらはいずれにしても効果は同様である。
本実施例では、被測定対象となる被検査物として、眼の網膜１２０が選ばれている。
低コヒーレンス光源１０１からファイバコリメータ１０４までは同じであるが、ファイバコリメータ１０４によって平行ビームになった後の光学系がバルク光学系で構成されている。
平行ビームは凸レンズ２枚と凹レンズ１枚で構成される可変ズーム光学系７０１を通り、ビームスプリッタ７０２によって、それぞれ平行ビームが測定光と参照光に分けられる。
測定光は走査光学系１０５、対物レンズ１０６を通して、網膜１２０上の異なる点に照射される。測定光の網膜１２０における散乱光は測定光の光学系を逆に通り、ビームスプリッタ７０２に戻る。
参照光は、分散補償ガラス７０３を通り、参照ミラー７０４で反射され、ビームスプリッタ７０２に戻される。
散乱光と参照光はビームスプリッタ７０２にて合成され、干渉光が生じる。
干渉光はファイバコリメータ７０５により光ファイバに入射し、それぞれ分光検出部１１０にて分光され、記録処理部１１１にて図２の処理フローによって処理され、画像表示部１１２に表示される。

ガルバノミラーを用いた走査光学系１０５は５００Ｈｚまでの任意の周波数で走査周波数を変えることができる。
また、可変ズーム光学系７０１において、ビーム径を１〜４ｍｍの間で変えることができる。
つまり、倍率を４倍の範囲で変えることができ、同時に、ビームの間隔も４倍の範囲で変わる。実施例２と同様に走査線が重なるように、ビームスポットの位置を図５のようにすると、ビーム径が１ｍｍの場合は実施例２と同じである。
倍率が４倍、つまりビーム径が４ｍｍの場合は、スポットサイズは５μｍ、スポット間隔は８０μｍになる。

検出できる位相変化の標準偏差をΔΦ_stdev（ｚ，ｔ）とすると、検出可能な最小流速は、

ｖ_min（ｚ）＝ΔΦ_stdev（ｚ，ｔ）λ₀／（４ｎΔｔπ）…（式４）

となる。
また、検出できる最大の位相変化πは

ｖ_min（ｚ）＝λ₀／（４ｎΔｔ） …（式５）

と表される。

走査光学系１０５による走査速度とＡ−ｌｉｎｅ測定回数を実施例２と同じでかつ一定とすると、時間差Δｔはスポット間隔が３２０μｍの場合の約０．２１ｍｓから、スポット間隔８０μｍの場合の約０．０５ｍｓまで可変にできる。
したがって、上記（式４）と（式５）とで、ΔΦ_stdev（ｚ，ｔ）＝１°、λ₀＝８４０ｎｍ、ｎ＝１．３８とすると、
Δｔ＝０．２１ｍｓのとき：ｖ_min（ｚ）＝４．０μｍ／ｓ、ｖ_max（ｚ）＝７２４μｍ／ｓ、
Δｔ＝０．０５ｍｓのとき：ｖ_min（ｚ）＝１７μｍ／ｓ、ｖ_max（ｚ）＝３０４３μｍ／ｓ、
となり、この範囲で可変にすることができる。

このように可変ズーム光学系７０１によれば、流速の分解能ｖ_min（ｚ）を変えることができる。
したがって、これによれば、まず、スポットサイズ５μｍ（Δｔ＝０．０５ｍｓ）のモードで大まかに血流速の範囲を把握し、次に、特定の血管が含まれる領域をスポットサイズ２０μｍ（Δｔ＝０．２１ｍｓ）のモードで測る、という使い分けをすることができる。
本実施例では、ビーム径を変化させ時間差Δｔを変えたが、走査光学系１０５の走査速度を変えることでも、時間差Δｔを変化させることができる。

１０１：低コヒーレンス光源
１０２：ファイバビームスプリッタ
１０３：ファイバカプラ
１０４：ファイバアレイコリメータ
１０５：走査光学系
１０６：対物レンズ
１０７：ファイバコリメータ
１０８：分散補償用ガラス
１０９：参照ミラー
１１０：分光検出部
１１１：記録処理部
１１２：画像表示部
１１３：光ファイバ
１２０：被検査物

Claims (13)

1. 光を射出する光源と、
   前記光源から射出された光を分割することで得られた第１の測定光及び第２の測定光を、前記第１の測定光により走査された被検査物上の位置を前記第１の測定光とは異なる時刻に前記第２の測定光が走査されるように前記被検査物に対して走査する走査光学系と、
   前記第１の測定光を走査することにより得られた前記被検査物からの戻り光と前記第１の測定光に対応する第１の参照光とに基づいて第１の干渉信号を取得し、前記第１の測定光により走査された被検査物上の位置を前記第１の測定光とは異なる時刻に前記第２の測定光を走査することにより得られた前記検査物からの戻り光と前記第２の測定光に対応する第２の参照光と基づいて第２の干渉信号を取得する取得手段と、
   前記第１の干渉信号及び第２の干渉信号に基づいて位相の変化量を求め、前記位相の変化量に基づいて前記被検査物における血流速度を演算する演算手段と、
   を有することを特徴とする情報処理装置。
2. 前記第１の測定光の走査方向と前記第２の測定光の走査方向とは同一の方向であることを特徴とする請求項１記載の情報処理装置。
3. 前記第１の測定光と前記第２の測定光との走査開始位置は異なることを特徴とする請求項２記載の情報処理装置。
4. 前記被検査物上の所定の位置を前記第１の測定光が走査してから前記第２の測定光が走査するまでの時間を変更する変更手段を更に備えることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の情報処理装置。
5. 前記検査物は眼であり、
   前記演算手段は、前記眼における血流速度を演算することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の情報処理装置。
6. 前記検査物は眼底であり、
   前記演算手段は、前記眼底における血流速度を演算することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の情報処理装置。
7. 光源から射出された光を分割することで得られた第１の測定光及び第２の測定光を、前記第１の測定光により走査された被検査物上の位置を前記第１の測定光とは異なる時刻に前記第２の測定光が走査されるように前記被検査物に対して走査する走査工程と、
   前記第１の測定光を走査することにより得られた前記被検査物からの戻り光と前記第１の測定光に対応する第１の参照光とに基づいて第１の干渉信号を取得し、前記第１の測定光により走査された被検査物上の位置を前記第１の測定光とは異なる時刻に前記第２の測定光を走査することにより得られた前記検査物からの戻り光と前記第２の測定光に対応する第２の参照光と基づいて第２の干渉信号を取得する取得工程と、
   前記第１の干渉信号及び第２の干渉信号に基づいて位相の変化量を求め、前記位相の変化量に基づいて前記被検査物における血流速度を演算する演算工程と、
   を有することを特徴とする情報処理方法。
8. 光を射出する光源と、
   前記光源から射出された光を分割することで得られた第１の測定光及び第２の測定光を異なる時刻で被検査物の略同一部位に照射する照射手段と、
   前記第１の測定光及び第２の測定光を照射することで得られる前記被検査物の略同一部位からの第１の戻り光及び第２の戻り光と前記第１の測定光及び第２の測定光にそれぞれ対応する第１の参照光及び第２の参照光とがそれぞれ干渉した光を第１の干渉信号及び第２の干渉信号として取得する第１取得手段と、
   前記第１の干渉信号及び第２の干渉信号の位相差に基づいて被検査物における移動速度を取得する第２取得手段と、
   を備えることを特徴とする情報処理装置。
9. 前記検査物は眼であり、
   前記第２取得手段は、前記眼における血流速度を取得することを特徴とする請求項８記載の情報処理装置。
10. 前記検査物は眼底であり、
    前記第２取得手段は、前記眼底における血流速度を取得することを特徴とする請求項８記載の情報処理装置。
11. 光源から射出された光を分割することで得られた第１の測定光及び第２の測定光を異なる時刻で被検査物の略同一部位に照射する照射工程と、
    前記第１の測定光及び第２の測定光を照射することで得られる前記被検査物の略同一部位からの第１の戻り光及び第２の戻り光と前記第１の測定光及び第２の測定光にそれぞれ対応する第１の参照光及び第２の参照光とがそれぞれ干渉した光を第１の干渉信号及び第２の干渉信号として取得する第１取得工程と、
    前記第１の干渉信号及び第２の干渉信号の位相差に基づいて被検査物における血流速度を取得する第２取得工程と、
    を備えることを特徴とする情報処理方法。
12. 前記検査物は眼であり、
    前記第２取得工程において、前記眼における血流速度を取得することを特徴とする請求項１１記載の情報処理方法。
13. 前記検査物は眼底であり、
    前記第２取得工程において、前記眼底における血流速度を取得することを特徴とする請求項１１記載の情報処理方法。

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