JP5867719B2 - 光画像計測装置 - Google Patents

Description

この発明は、光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）を用いて得られる画像に基づいて血流計測を行う光画像計測装置に関する。

近年、レーザ光源等からの光ビームを用いて被測定物体の表面形態や内部形態を表す画像を形成するＯＣＴが注目を集めている。ＯＣＴは、Ｘ線ＣＴのような人体に対する侵襲性を持たないことから、特に医療分野や生物学分野における応用の展開が期待されている。たとえば眼科分野においては、眼底や角膜等の画像を形成する装置が実用化されている。

特許文献１には、いわゆる「フーリエドメインＯＣＴ（Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）」の手法を用いた装置が開示されている。すなわち、この装置は、被測定物体に対して低コヒーレンス光のビームを照射し、その反射光と参照光とを重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光のスペクトル強度分布を取得してフーリエ変換を施すことにより被測定物体の深度方向（ｚ方向）の形態を画像化するものである。更に、この装置は、光ビーム（信号光）をｚ方向に直交する１方向（ｘ方向）に走査するガルバノミラーを備え、それにより被測定物体の所望の測定対象領域の画像を形成するようになっている。この装置により形成される画像は、光ビームの走査方向（ｘ方向）に沿った深度方向（ｚ方向）の２次元断層像となる。なお、この手法は、特にスペクトラルドメイン（Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ）とも呼ばれる。

特許文献２には、信号光を水平方向（ｘ方向）及び垂直方向（ｙ方向）に走査（スキャン）することにより水平方向の２次元断層像を複数形成し、これら複数の断層像に基づいて測定範囲の３次元の断層情報を取得して画像化する技術が開示されている。この３次元画像化としては、たとえば、複数の断層像を垂直方向に並べて表示させる方法や（スタックデータなどと呼ばれる）、スタックデータに基づくボリュームデータ（ボクセルデータ）にレンダリング処理を施して３次元画像を形成する方法などがある。

特許文献３、４には、他のタイプのＯＣＴ装置が開示されている。特許文献３には、被測定物体に照射される光の波長を走査（波長掃引）し、各波長の光の反射光と参照光とを重ね合わせて得られる干渉光を検出してスペクトル強度分布を取得し、それに対してフーリエ変換を施すことにより被測定物体の形態を画像化するＯＣＴ装置が記載されている。このようなＯＣＴ装置は、スウェプトソース（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ）タイプなどと呼ばれる。スウェプトソースタイプはフーリエドメインタイプの一種である。

また、特許文献４には、所定のビーム径を有する光を被測定物体に照射し、その反射光と参照光とを重ね合わせて得られる干渉光の成分を解析することにより、光の進行方向に直交する断面における被測定物体の画像を形成するＯＣＴ装置が記載されている。このようなＯＣＴ装置は、フルフィールド（ｆｕｌｌ−ｆｉｅｌｄ）タイプ、或いはインファス（ｅｎ−ｆａｃｅ）タイプなどと呼ばれる。

特許文献５には、ＯＣＴを眼科分野に適用した構成が開示されている。なお、ＯＣＴが応用される以前には、被検眼を観察するための装置として眼底カメラやスリットランプなどが使用されていた（たとえば特許文献６、特許文献７を参照）。眼底カメラは被検眼に照明光を照射し、その眼底反射光を受光することで眼底を撮影する装置である。スリットランプは、スリット光を用いて角膜の光切片を切り取ることにより角膜の断面の画像を取得する装置である。

ＯＣＴを用いた装置は、高精細の画像を取得できる点、更には断層像や３次元画像を取得できる点などにおいて、眼底カメラ等に対して優位性を持つ。

このように、ＯＣＴを用いた装置は被検眼の様々な部位の観察に適用可能であり、また高精細な画像を取得できることから、様々な眼科疾患の診断への応用がなされてきている。

また、ＯＣＴは、被測定物体の形態の計測だけでなく、生体内の血管を流れる血液の血流計測にも用いられる（たとえば特許文献８、９を参照）。ＯＣＴを用いた血流計測は、眼底血流の測定などに応用されている。

特開平１１−３２５８４９号公報 特開２００２−１３９４２１号公報 特開２００７−２４６７７号公報 特開２００６−１５３８３８号公報 特開２００８−７３０９９公報 特開平９−２７６２３２号公報 特開２００８−２５９５４４号公報 特開２００９−１６５７１０号公報 特表２０１０−５２３２８６号公報

血流の変化は早期疾患においても生じるので、その診断に血流計測を用いることが可能と考えられる。しかし、従来の血流計測では、早期診断に用いるのに十分な確度を実現することは困難であった。

そこで、この発明は、血流計測を高い確度で行うことが可能な技術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に記載の発明は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、生体による前記信号光の散乱光と参照光路を経由した前記参照光との干渉光を検出する光学系と、前記生体の注目血管に交差する第１断面を前記信号光で反復的に走査する第１走査を行う走査部と、前記第１走査において前記光学系により得られる前記干渉光の検出結果に基づいて、前記第１断面における形態の時系列変化を表す第１断層像と位相差の時系列変化を表す位相画像とを形成する画像形成部と、前記第１断層像及び前記位相画像のそれぞれについて、前記注目血管に対応する血管領域を特定する血管領域特定部と、前記第１断層像の前記血管領域と前記位相画像の前記血管領域における位相差の時系列変化とに基づいて、前記注目血管に関する血流情報を生成する血流情報生成部とを有する光画像計測装置である。
また、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の光画像計測装置であって、前記走査部は、前記注目血管に交差しかつ前記第１断面の近傍に位置する第２断面を前記信号光で走査する第２走査を行い、前記画像形成部は、前記第２走査において前記光学系により得られる前記干渉光の検出結果に基づいて、前記第２断面における形態を表す第２断層像を形成し、前記血管領域特定部は、前記第２断層像において前記注目血管に対応する血管領域を特定し、前記血流情報生成部は、前記第１断面と前記第２断面との間の距離、前記第１断層像の前記血管領域、前記第２断層像の前記血管領域、及び前記位相差の時系列変化に基づいて、前記血流情報の生成を行うことを特徴とする。
また、請求項３に記載の発明は、請求項２に記載の光画像計測装置であって、前記血流情報生成部は、前記距離と前記第１断層像の前記血管領域と前記第２断層像の前記血管領域とに基づいて、前記第１断面における前記注目血管の傾きを算出する傾き算出部を含み、前記傾きの算出結果と前記位相差の時系列変化とに基づいて前記血流情報を生成することを特徴とする。
また、請求項４に記載の発明は、請求項３に記載の光画像計測装置であって、前記第２断面は、前記第１断面に対して前記注目血管の上流側の断面と下流側の断面とを含むことを特徴とする。
また、請求項５に記載の発明は、請求項３又は請求項４に記載の光画像計測装置であって、前記傾き算出部は、前記第１断層像における前記血管領域の位置と前記第２断層像における前記血管領域の位置とに基づいて、前記傾きの算出を行うことを特徴とする。
また、請求項６に記載の発明は、請求項３〜請求項５のいずれか一項に記載の光画像計測装置であって、前記血流情報生成部は、前記傾きの算出結果と前記位相差の時系列変化とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の前記第１断面における血流速度を算出する血流速度算出部を含むことを特徴とする。
また、請求項７に記載の発明は、請求項６に記載の光画像計測装置であって、前記血流速度算出部は、前記傾きの算出結果と前記位相差の時系列変化とに基づいて、前記血流速度の時系列変化を表す血流速度変化情報を生成することを特徴とする。
また、請求項８に記載の発明は、請求項７に記載の光画像計測装置であって、前記血流速度算出部は、前記血流速度変化情報に基づいて前記血流速度の統計値を算出することを特徴とする。
また、請求項９に記載の発明は、請求項７に記載の光画像計測装置であって、前記第１断面の位置を含む前記生体の部位を撮影する撮影部を更に有し、前記血流情報生成部は、前記撮影部による前記部位の撮影画像に基づいて、前記第１断面における前記注目血管の径を算出する血管径算出部と、前記血流速度変化情報と前記径の算出結果とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の流量を算出する血流量算出部とを含むことを特徴とする。
また、請求項１０に記載の発明は、請求項７に記載の光画像計測装置であって、前記血流情報生成部は、前記第１断層像に基づいて、前記第１断面における前記注目血管の径を算出する血管径算出部と、前記血流速度変化情報と前記径の算出結果とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の流量を算出する血流量算出部とを含むことを特徴とする。
また、請求項１１に記載の発明は、請求項７に記載の光画像計測装置であって、前記血流速度算出部は、前記位相画像の前記血管領域に含まれる複数の画素のそれぞれについて前記血流速度変化情報を生成し、前記血流情報生成部は、当該各画素の前記血流速度変化情報を時系列に沿って積分することにより当該各画素についての血流量を算出し、前記複数の画素についての前記血流量を加算することにより前記注目血管を流れる血液の流量を算出する血流量算出部を含むことを特徴とする。
また、請求項１２に記載の発明は、請求項１〜請求項１１のいずれか一項に記載の光画像計測装置であって、前記血管領域特定部は、前記第１断層像を解析して前記血管領域を特定し、前記第１断層像における当該血管領域の位置に対応する前記位相画像の画像領域を特定し、該画像領域を前記位相画像の前記血管領域とすることを特徴とする。
また、請求項１３に記載の発明は、請求項１〜請求項１２のいずれか一項に記載の光画像計測装置であって、前記走査部は、前記生体の少なくとも１心周期の間にわたって前記第１走査を行うことを特徴とする。
また、請求項１４に記載の発明は、請求項１〜請求項１３のいずれか一項に記載の光画像計測装置であって、前記注目血管は眼底血管であることを特徴とする。
また、請求項１５に記載の発明は、請求項１４に記載の光画像計測装置であって、前記第１断面及び前記第２断面は、前記眼底の視神経乳頭の近傍に設定されることを特徴とする。
また、請求項１６に記載の発明は、請求項１〜請求項１５のいずれか一項に記載の光画像計測装置であって、前記光学系と光路の一部を共有し、前記生体の眼底に照射された照明光の反射光を検出することで前記眼底の画像を取得する画像取得部と、取得された前記画像を表示する表示部と、表示された前記画像に対して前記第１断面を指定するための操作部と、指定された前記第１断面と取得された前記画像とに基づいて前記第２断面を設定する断面設定部とを更に有し、前記走査部は、指定された前記第１断面に対して前記第１走査を行い、設定された前記第２断面に対して前記第２走査を行うことを特徴とする。
また、請求項１７に記載の発明は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、生体による前記信号光の散乱光と参照光路を経由した前記参照光との干渉光を検出する光学系と、前記生体の注目血管に交差する第１断面を前記信号光で反復的に走査する第１走査と、前記注目血管に交差しかつ前記第１断面の近傍に位置する第２断面を前記信号光で走査する第２走査とを行う走査部と、前記第１走査において前記光学系により得られる前記干渉光の検出結果に基づいて、前記第１断面における形態の時系列変化を表す第１断層像と位相差の時系列変化を表す位相画像とを形成し、かつ、前記第２走査において前記光学系により得られる前記干渉光の検出結果に基づいて、前記第２断面における形態を表す第２断層像を形成する画像形成部と、前記第１断面の位置を含む前記生体の部位を撮影する撮影部と、前記第１断層像、前記位相画像及び前記第２断層像のそれぞれについて、前記注目血管に対応する血管領域を特定する血管領域特定部と、前記位相差の時系列変化と前記血管領域の特定結果とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の前記第１断面における血流速度を算出する血流速度算出部と、前記撮影部による前記部位の撮影画像に基づいて、前記第１断面における前記注目血管の径を算出する血管径算出部と、前記血流速度の算出結果と前記径の算出結果とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の流量を算出する血流量算出部とを有する光画像計測装置である。
また、請求項１８に記載の発明は、請求項１７に記載の光画像計測装置であって、前記走査部は、前記生体の少なくとも１心周期の間にわたって前記第１走査を行うことを特徴とする。
また、請求項１９に記載の発明は、請求項１７又は請求項１８に記載の光画像計測装置であって、前記注目血管は眼底血管であることを特徴とする。
また、請求項２０に記載の発明は、請求項１９に記載の光画像計測装置であって、前記第１断面及び前記第２断面は、前記眼底の視神経乳頭の近傍に設定されることを特徴とする。
また、請求項２１に記載の発明は、請求項１９又は請求項２０に記載の光画像計測装置であって、前記撮影部は、前記光学系と光路の一部を共有し、前記撮影部による前記眼底の撮影画像を表示する表示部と、表示された前記撮影画像に対して前記第１断面を指定するための操作部と、指定された前記第１断面と前記撮影画像とに基づいて前記第２断面を設定する断面設定部とを更に有し、前記走査部は、指定された前記第１断面に対して前記第１走査を行い、設定された前記第２断面に対して前記第２走査を行うことを特徴とする。

この発明によれば、位相画像と同じ断面の第１断層像と位相差の時系列変化とを用いて血流計測を行うように構成されているので、高い確度の血流計測を実現できる。

また、この発明によれば、位相画像と同じ断面の第１断層像と位相差の時系列変化とを用いて血流計測を行うことができる。更に、この発明は、位相差の時系列変化と血管領域の特定結果とに基づいて血流速度を算出し、撮影画像に基づいて注目血管の径を算出し、血流速度の算出結果と血管径の算出結果とに基づいて血流量を算出するように機能する。したがって、高い確度の血流計測を実現できる。

実施形態に係る眼底観察装置（光画像計測装置）の構成の一例を表す概略図である。 実施形態に係る眼底観察装置の構成の一例を表す概略図である。 実施形態に係る眼底観察装置の構成の一例を表す概略ブロック図である。 実施形態に係る眼底観察装置の構成の一例を表す概略ブロック図である。 実施形態に係る眼底観察装置の動作の一例を表す概略図である。 実施形態に係る眼底観察装置の動作の一例を表す概略図である。 実施形態に係る眼底観察装置の動作例を表すフローチャートである。

この発明に係る光画像計測装置の実施形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に係る光画像計測装置は、ＯＣＴを用いて生体の断層像や３次元画像を形成する。この明細書では、ＯＣＴによって取得される画像をＯＣＴ画像と総称することがある。また、ＯＣＴ画像を形成するための計測動作をＯＣＴ計測と呼ぶことがある。なお、この明細書に記載された文献の記載内容を、以下の実施形態の内容として適宜援用することが可能である。

以下の実施形態では、生体の計測対象を被検眼（眼底）とし、フーリエドメインタイプのＯＣＴを適用して眼底のＯＣＴ計測を行う眼底観察装置について説明する。特に、実施形態に係る眼底観察装置は、特許文献５に開示された装置と同様に、スペクトラルドメインＯＣＴの手法を用いて眼底のＯＣＴ画像及び眼底像の双方を取得可能である。なお、スペクトラルドメイン以外のタイプ、たとえばスウェプトソースＯＣＴの手法を用いる光画像計測装置に対して、この発明に係る構成を適用することも可能である。また、この実施形態ではＯＣＴ装置と眼底カメラとを組み合わせた装置について説明するが、眼底カメラ以外の眼底撮影装置、たとえばＳＬＯ（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）、スリットランプ、眼科手術用顕微鏡などに、この実施形態に係る構成を有するＯＣＴ装置を組み合わせることも可能である。また、この実施形態に係る構成を、単体のＯＣＴ装置に組み込むことも可能である。また、眼底以外の生体部位を計測するＯＣＴ装置に、この実施形態の構成を適用することもできる。このような生体部位は、血流状態の検査対象となる任意の部位である。

［構成］
図１に示すように、眼底観察装置１は、眼底カメラユニット２、ＯＣＴユニット１００及び演算制御ユニット２００を含んで構成される。眼底カメラユニット２は、従来の眼底カメラとほぼ同様の光学系を有する。ＯＣＴユニット１００には、眼底のＯＣＴ画像を取得するための光学系が設けられている。演算制御ユニット２００は、各種の演算処理や制御処理等を実行するコンピュータを具備している。

〔眼底カメラユニット〕
図１に示す眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの表面形態を表す２次元画像（眼底像）を取得するための光学系が設けられている。眼底像には、観察画像や撮影画像などが含まれる。観察画像は、たとえば、近赤外光を用いて所定のフレームレートで形成されるモノクロの動画像である。撮影画像は、たとえば、可視光をフラッシュ発光して得られるカラー画像、又は近赤外光若しくは可視光を照明光として用いたモノクロの静止画像であってもよい。眼底カメラユニット２は、これら以外の画像、たとえばフルオレセイン蛍光画像やインドシアニングリーン蛍光画像や自発蛍光画像などを取得可能に構成されていてもよい。

眼底カメラユニット２には、被検者の顔を支持するための顎受けや額当てが設けられている。更に、眼底カメラユニット２には、照明光学系１０と撮影光学系３０が設けられている。照明光学系１０は眼底Ｅｆに照明光を照射する。撮影光学系３０は、この照明光の眼底反射光を撮像装置（ＣＣＤイメージセンサ（単にＣＣＤと呼ぶことがある）３５、３８。）に導く。また、撮影光学系３０は、ＯＣＴユニット１００からの信号光を眼底Ｅｆに導くとともに、眼底Ｅｆを経由した信号光をＯＣＴユニット１００に導く。

照明光学系１０の観察光源１１は、たとえばハロゲンランプにより構成される。観察光源１１から出力された光（観察照明光）は、曲面状の反射面を有する反射ミラー１２により反射され、集光レンズ１３を経由し、可視カットフィルタ１４を透過して近赤外光となる。更に、観察照明光は、撮影光源１５の近傍にて一旦集束し、ミラー１６により反射され、リレーレンズ１７、１８、絞り１９及びリレーレンズ２０を経由する。そして、観察照明光は、孔開きミラー２１の周辺部（孔部の周囲の領域）にて反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆを照明する。なお、観察光源としてＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）を用いることも可能である。

観察照明光の眼底反射光は、対物レンズ２２により屈折され、ダイクロイックミラー４６を透過し、孔開きミラー２１の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー５５を透過し、合焦レンズ３１を経由し、ミラー３２により反射される。更に、この眼底反射光は、ハーフミラー４０を透過し、ダイクロイックミラー３３により反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に結像される。ＣＣＤイメージセンサ３５は、たとえば所定のフレームレートで眼底反射光を検出する。表示装置３には、ＣＣＤイメージセンサ３５により検出された眼底反射光に基づく画像（観察画像）が表示される。なお、撮影光学系のピントが前眼部に合わせられている場合、被検眼Ｅの前眼部の観察画像が表示される。

撮影光源１５は、たとえばキセノンランプにより構成される。撮影光源１５から出力された光（撮影照明光）は、観察照明光と同様の経路を通って眼底Ｅｆに照射される。撮影照明光の眼底反射光は、観察照明光のそれと同様の経路を通ってダイクロイックミラー３３まで導かれ、ダイクロイックミラー３３を透過し、ミラー３６により反射され、集光レンズ３７によりＣＣＤイメージセンサ３８の受光面に結像される。表示装置３には、ＣＣＤイメージセンサ３８により検出された眼底反射光に基づく画像（撮影画像）が表示される。なお、観察画像を表示する表示装置３と撮影画像を表示する表示装置３は、同一のものであってもよいし、異なるものであってもよい。また、被検眼Ｅを赤外光で照明して同様の撮影を行う場合には、赤外の撮影画像が表示される。また、撮影光源としてＬＥＤを用いることも可能である。

ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）３９は、固視標や視力測定用指標を表示する。固視標は被検眼Ｅを固視させるための指標であり、眼底撮影時やＯＣＴ計測時などに使用される。

ＬＣＤ３９から出力された光は、その一部がハーフミラー４０にて反射され、ミラー３２に反射され、合焦レンズ３１及びダイクロイックミラー５５を経由し、孔開きミラー２１の孔部を通過し、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投影される。

ＬＣＤ３９の画面上における固視標の表示位置を変更することにより、被検眼Ｅの固視位置を変更できる。被検眼Ｅの固視位置としては、たとえば従来の眼底カメラと同様に、眼底Ｅｆの黄斑部を中心とする画像を取得するための位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための位置や、黄斑部と視神経乳頭との間の眼底中心を中心とする画像を取得するための位置などがある。また、固視標の表示位置を任意に変更することも可能である。

更に、眼底カメラユニット２には、従来の眼底カメラと同様にアライメント光学系５０とフォーカス光学系６０が設けられている。アライメント光学系５０は、被検眼Ｅに対する装置光学系の位置合わせ（アライメント）を行うための指標（アライメント指標）を生成する。フォーカス光学系６０は、眼底Ｅｆに対してフォーカス（ピント）を合わせるための指標（スプリット指標）を生成する。

アライメント光学系５０のＬＥＤ５１から出力された光（アライメント光）は、絞り５２、５３及びリレーレンズ５４を経由してダイクロイックミラー５５により反射され、孔開きミラー２１の孔部を通過し、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により被検眼Ｅの角膜に投影される。

アライメント光の角膜反射光は、対物レンズ２２、ダイクロイックミラー４６及び上記孔部を経由し、その一部がダイクロイックミラー５５を透過し、合焦レンズ３１を通過し、ミラー３２により反射され、ハーフミラー４０を透過し、ダイクロイックミラー３３に反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に投影される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（アライメント指標）は、観察画像とともに表示装置３に表示される。ユーザは、従来の眼底カメラと同様の操作を行ってアライメントを実施する。また、演算制御ユニット２００がアライメント指標の位置を解析して光学系を移動させることによりアライメントを行ってもよい（オートアライメント機能）。

フォーカス調整を行う際には、照明光学系１０の光路上に反射棒６７の反射面が斜設される。フォーカス光学系６０のＬＥＤ６１から出力された光（フォーカス光）は、リレーレンズ６２を通過し、スプリット指標板６３により２つの光束に分離され、二孔絞り６４を通過し、ミラー６５に反射され、集光レンズ６６により反射棒６７の反射面に一旦結像されて反射される。更に、フォーカス光は、リレーレンズ２０を経由し、孔開きミラー２１に反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投影される。

フォーカス光の眼底反射光は、アライメント光の角膜反射光と同様の経路を通ってＣＣＤイメージセンサ３５により検出される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（スプリット指標）は、観察画像とともに表示装置３に表示される。演算制御ユニット２００は、従来と同様に、スプリット指標の位置を解析して合焦レンズ３１及びフォーカス光学系６０を移動させてピント合わせを行う（オートフォーカス機能）。また、スプリット指標を視認しつつ手動でピント合わせを行ってもよい。

ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用の光路からＯＣＴ計測用の光路を分岐させている。つまり、眼底撮影用の光路とＯＣＴ計測用の光路はダイクロイックミラー４６により同軸に構成され、ダイクロイックミラー４６よりも被検眼Ｅ側の光路を共有している。ダイクロイックミラー４６は、ＯＣＴ計測に用いられる波長帯の光を反射し、眼底撮影用の光を透過させる。このＯＣＴ計測用の光路には、ＯＣＴユニット１００側から順に、コリメータレンズユニット４０と、光路長変更部４１と、ガルバノスキャナ４２と、合焦レンズ４３と、ミラー４４と、リレーレンズ４５とが設けられている。

光路長変更部４１は、図１に示す矢印の方向に移動可能とされ、ＯＣＴ計測用の光路の長さを変更する。この光路長の変更は、被検眼Ｅの眼軸長に応じた光路長の補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部４１は、たとえばコーナーキューブと、これを移動する機構とを含んで構成される。

ガルバノスキャナ４２は、ＯＣＴ計測用の光路を通過する光（信号光ＬＳ）の進行方向を変更する。それにより、眼底Ｅｆを信号光ＬＳで走査することができる。ガルバノスキャナ４２は、たとえば、信号光ＬＳをｘ方向に走査するガルバノミラーと、ｙ方向に走査するガルバノミラーと、これらを独立に駆動する機構とを含んで構成される。それにより、信号光ＬＳをｘｙ平面上の任意の方向に走査することができる。ガルバノスキャナ４２は「走査部」の一例である。

〔ＯＣＴユニット〕
図２を参照しつつＯＣＴユニット１００の構成の一例を説明する。ＯＣＴユニット１００には、眼底ＥｆのＯＣＴ画像を取得するための光学系が設けられている。この光学系は、従来のスペクトラルドメインタイプのＯＣＴ装置と同様の構成を有する。すなわち、この光学系は、低コヒーレンス光を参照光と信号光に分割し、眼底Ｅｆを経由した信号光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光のスペクトル成分を検出するように構成されている。この検出結果（検出信号）は演算制御ユニット２００に送られる。

なお、スウェプトソースタイプのＯＣＴ装置の場合には、低コヒーレンス光源を出力する光源の代わりに波長掃引光源が設けられるとともに、干渉光をスペクトル分解する光学部材が設けられない。一般に、ＯＣＴユニット１００の構成については、光コヒーレンストモグラフィのタイプに応じた公知の技術を任意に適用することができる。

光源ユニット１０１は広帯域の低コヒーレンス光Ｌ０を出力する。低コヒーレンス光Ｌ０は、たとえば、近赤外領域の波長帯（約８００ｎｍ〜９００ｎｍ程度）を含み、数十マイクロメートル程度の時間的コヒーレンス長を有する。なお、人眼では視認できない波長帯、たとえば１０４０〜１０６０ｎｍ程度の中心波長を有する近赤外光を低コヒーレンス光Ｌ０として用いてもよい。

光源ユニット１０１は、スーパールミネセントダイオード（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ：ＳＬＤ）や、ＬＥＤや、ＳＯＡ（Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｏｐｔｉｃａｌ Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）等の光出力デバイスを含んで構成される。

光源ユニット１０１から出力された低コヒーレンス光Ｌ０は、光ファイバ１０２によりファイバカプラ１０３に導かれて信号光ＬＳと参照光ＬＲに分割される。

参照光ＬＲは、光ファイバ１０４により導かれて光減衰器（アッテネータ）１０５に到達する。光減衰器１０５は、公知の技術を用いて、演算制御ユニット２００の制御の下、光ファイバ１０４に導かれる参照光ＬＲの光量を自動で調整する。光減衰器１０５により光量が調整された参照光ＬＲは、光ファイバ１０４により導かれて偏波調整器（偏波コントローラ）１０６に到達する。偏波調整器１０６は、たとえば、ループ状にされた光ファイバ１０４に対して外部から応力を与えることで、光ファイバ１０４内を導かれる参照光ＬＲの偏光状態を調整する装置である。なお、偏波調整器１０６の構成はこれに限定されるものではなく、任意の公知技術を用いることが可能である。偏波調整器１０６により偏光状態が調整された参照光ＬＲは、ファイバカプラ１０９に到達する。

ファイバカプラ１０３により生成された信号光ＬＳは、光ファイバ１０７により導かれ、コリメータレンズユニット１０５により平行光束とされる。更に、信号光ＬＳは、光路長変更部４１、ガルバノスキャナ４２、合焦レンズ４３、ミラー４４、及びリレーレンズ４５を経由してダイクロイックミラー４６に到達する。そして、信号光ＬＳは、ダイクロイックミラー４６により反射され、対物レンズ１１により屈折されて眼底Ｅｆに照射される。信号光ＬＳは、眼底Ｅｆの様々な深さ位置において散乱（反射を含む）される。眼底Ｅｆによる信号光ＬＳの後方散乱光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ１０３に導かれ、光ファイバ１０８を経由してファイバカプラ１０９に到達する。

ファイバカプラ１０９は、信号光ＬＳの後方散乱光と、ファイバカプラ１０４を経由した参照光ＬＲとを干渉させる。これにより生成された干渉光ＬＣは、光ファイバ１１０により導かれて出射端１１１から出射される。更に、干渉光ＬＣは、コリメータレンズ１１２により平行光束とされ、回折格子１１３により分光（スペクトル分解）され、集光レンズ１１４により集光されてＣＣＤイメージセンサ１１５の受光面に投影される。なお、図２に示す回折格子１１８は透過型であるが、たとえば反射型の回折格子など、他の形態の分光素子を用いることも可能である。

ＣＣＤイメージセンサ１１５は、たとえばラインセンサであり、分光された干渉光ＬＣの各スペクトル成分を検出して電荷に変換する。ＣＣＤイメージセンサ１１５は、この電荷を蓄積して検出信号を生成し、これを演算制御ユニット２００に送る。

この実施形態ではマイケルソン型の干渉計を採用しているが、たとえばマッハツェンダー型など任意のタイプの干渉計を適宜に採用することが可能である。また、ＣＣＤイメージセンサに代えて、他の形態のイメージセンサ、たとえばＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサなどを用いることが可能である。

〔演算制御ユニット〕
演算制御ユニット２００の構成について説明する。演算制御ユニット２００は、ＣＣＤイメージセンサ１１５から入力される検出信号を解析して眼底ＥｆのＯＣＴ画像を形成する。そのための演算処理は、従来のスペクトラルドメインタイプのＯＣＴ装置と同様である。

また、演算制御ユニット２００は、眼底カメラユニット２、表示装置３及びＯＣＴユニット１００の各部を制御する。たとえば演算制御ユニット２００は、眼底ＥｆのＯＣＴ画像を表示装置３に表示させる。

また、眼底カメラユニット２の制御として、演算制御ユニット２００は、観察光源１１、撮影光源１５及びＬＥＤ５１、６１の動作制御、ＬＣＤ３９の動作制御、合焦レンズ３１、４３の移動制御、反射棒６７の移動制御、フォーカス光学系６０の移動制御、光路長変更部４１の移動制御、ガルバノスキャナ４２の動作制御などを行う。

また、ＯＣＴユニット１００の制御として、演算制御ユニット２００は、光源ユニット１０１の動作制御、光減衰器１０５の動作制御、偏波調整器１０６の動作制御、ＣＣＤイメージセンサ１２０の動作制御などを行う。

演算制御ユニット２００は、たとえば、従来のコンピュータと同様に、マイクロプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、通信インターフェイスなどを含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、眼底観察装置１を制御するためのコンピュータプログラムが記憶されている。演算制御ユニット２００は、各種の回路基板、たとえばＯＣＴ画像を形成するための回路基板を備えていてもよい。また、演算制御ユニット２００は、キーボードやマウス等の操作デバイス（入力デバイス）や、ＬＣＤ等の表示デバイスを備えていてもよい。

眼底カメラユニット２、表示装置３、ＯＣＴユニット１００及び演算制御ユニット２００は、一体的に（つまり単一の筺体内に）構成されていてもよいし、２つ以上の筐体に別れて構成されていてもよい。

〔制御系〕
眼底観察装置１の制御系の構成について図３及び図４を参照しつつ説明する。

（制御部）
眼底観察装置１の制御系は、制御部２１０を中心に構成される。制御部２１０は、たとえば、前述のマイクロプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、通信インターフェイス等を含んで構成される。制御部２１０には、主制御部２１１と記憶部２１２が設けられている。

（主制御部）
主制御部２１１は前述の各種制御を行う。特に、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２の合焦駆動部３１Ａ、光路長変更部４１及びガルバノスキャナ４２、更にＯＣＴユニット１００の光源ユニット１０１、光減衰器１０５及び偏波調整器１０６を制御する。

合焦駆動部８０は、合焦レンズ３１を光軸方向に移動させる。それにより、撮影光学系３０の合焦位置が変更される。なお、主制御部２１１は、図示しない光学系駆動部を制御して、眼底カメラユニット２に設けられた光学系を３次元的に移動させることもできる。この制御は、アライメントやトラッキングにおいて用いられる。トラッキングとは、被検眼Ｅの眼球運動に合わせて装置光学系を移動させるものである。トラッキングを行う場合には、事前にアライメントとピント合わせが実行される。トラッキングは、装置光学系の位置を眼球運動に追従させることにより、アライメントとピントが合った好適な位置関係を維持する機能である。

また、主制御部２１１は、記憶部２１２にデータを書き込む処理や、記憶部２１２からデータを読み出す処理を行う。

（記憶部）
記憶部２１２は、各種のデータを記憶する。記憶部２１２に記憶されるデータとしては、たとえば、ＯＣＴ画像の画像データ、眼底像の画像データ、被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者ＩＤや氏名などの被検者に関する情報や、左眼／右眼の識別情報などの被検眼に関する情報を含む。また、記憶部２１２には、眼底観察装置１を動作させるための各種プログラムやデータが記憶されている。

（画像形成部）
画像形成部２２０は、ＣＣＤイメージセンサ１１５からの検出信号に基づいて、眼底Ｅｆの断層像の画像データと位相画像の画像データとを形成する。これらの画像については後述する。画像形成部２２０は、たとえば、前述の回路基板やマイクロプロセッサを含んで構成される。なお、この明細書では、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを同一視することがある。画像形成部２２０は、断層像形成部２２１と位相画像形成部２２２を有する。

この実施形態では、眼底Ｅｆに対して２種類の走査（第１走査及び第２走査）を行う。第１走査では、眼底Ｅｆの注目血管に交差する第１断面を信号光ＬＳで反復的に走査する。第２走査では、この注目血管に交差し、かつ、第１断面の近傍に位置する第２断面を信号光ＬＳで走査する。ここで、第１断面と第２断面は、注目血管の走行方向に対して直交するように向き付けられることが望ましい。図５の眼底像Ｄに示すように、この実施形態では、眼底Ｅｆの視神経乳頭Ｄａの近傍に、１つの第１断面Ｃ０と、２つの第２断面Ｃ１、Ｃ２が所定の注目血管Ｄｂに交差するように設定される。２つの第２断面Ｃ１、Ｃ２は、その一方が第１断面Ｃ０に対して注目血管Ｄｂの上流側に位置し、他方が下流側に位置する。

なお、第１走査は、患者の心臓の少なくとも１心周期の間にわたって実行されることが望ましい。それにより、心臓の全ての時相における血流情報が得られる。なお、第１走査を実行する時間は、あらかじめ設定された一定の時間であってもよいし、患者ごとに又は検査毎に設定された時間であってもよい。前者の場合、一般的な心周期よりも長い時間が設定される（たとえば２秒間）。後者の場合、患者の心電図等の検査データを参照することとなる。ここで、心周期以外のファクターを考慮することも可能である。このファクターの例としては、検査に掛かる時間（患者への負担）、ガルバノスキャナ４２の応答時間（走査間隔）、ＣＣＤ１１５の応答時間（走査間隔）などがある。

（断層像形成部）
断層像形成部２２１は、第１走査により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、第１断面における形態の時系列変化を表す断層像（第１断層像）を形成する。この処理についてより詳しく説明する。第１走査は、上記のように第１断面Ｃ０を繰り返し走査するものである。断層像形成部２２１には、第１走査に応じて、ＯＣＴユニット１００のＣＣＤ１１５から検出信号が逐次入力される。断層像形成部２２１は、第１断層像の各走査に対応する検出信号に基づいて、第１断面Ｃ０の１枚の断層像を形成する。断層像形成部２２１は、この処理を第１走査の反復回数だけ繰り返すことで、時系列に沿った一連の断層像を形成する。ここで、これら断層像を複数の群に分割し、各群の断層像を重ね合わせて画質の向上を図ってもよい。

また、断層像形成部２２１は、第２断面Ｃ１、Ｃ２に対する第２走査により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、第２断面Ｃ１における形態を表す断層像（第２断層像）と、第２断面Ｃ２における形態を表す断層像（第２断層像）とを形成する。この処理は、第１断層像の場合と同様にして実行される。なお、第１断層像は時系列に沿う一連の断層像であるが、第２断層像は１枚の断層像であってもよい。また、第２断層像は、第２断面Ｃ１、Ｃ２のそれぞれを複数回走査して得られた複数の断層像を重ね合わせて画質の向上を図ったものであってもよい。

このような断層像を形成する処理は、従来のスペクトラルドメインタイプの光コヒーレンストモグラフィと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）などの処理を含んでいる。他のタイプのＯＣＴ装置の場合、断層像形成部２２１は、そのタイプに応じた公知の処理を実行する。

（位相画像形成部）
位相画像形成部２２２は、第１走査により得られる干渉光ＬＳの検出結果に基づいて、第１断面における位相差の時系列変化を表す位相画像を形成する。この処理に用いられる検出結果は、断層像形成部２２１による第１断層像の形成処理に供されるものと同じである。よって、第１断層像と位相画像との間の位置合わせをすることが可能である。つまり、第１断層像の画素と位相画像の画素とを自然に対応付けることが可能である。

位相画像の形成方法の一例を説明する。この例の位相画像は、隣り合うＡライン複素信号（隣接する走査点に対応する信号）の位相差を算出することにより得られるものである。換言すると、この例の位相画像は、第１断層像の各画素について、その画素の画素値（輝度値）の時系列変化に基づいて形成される。任意の画素について、位相画像形成部２２２は、その輝度値の時系列変化のグラフを考慮する。位相画像形成部２２２は、このグラフにおいて所定の時間間隔Δｔだけ離れた２つの時点ｔ１、ｔ２（＝ｔ１＋Δｔ）の間における位相差Δφを求める。そして、この位相差Δφを時点ｔ１（より一般に２つの時点ｔ１、ｔ２の間の任意の時点）における位相差Δφ（ｔ１）として定義する。あらかじめ設定された多数の時点のそれぞれについてこの処理を実行することで、当該画素における位相差の時系列変化が得られる。

位相画像は、各画素の各時点における位相差の値を画像として表現したものである。この画像化処理は、たとえば、位相差の値を表示色や輝度で表現することで実現できる。このとき、時系列に沿って位相が増加した場合の表示色（たとえば赤）と、減少した場合の表示色（たとえば青）とを変更することができる。また、位相の変化量の大きさを表示色の濃さで表現することもできる。このような表現方法を採用することで、血流の向きや大きさを表示色で明示することが可能となる。以上の処理を各画素について実行することにより位相画像が形成される。

なお、位相差の時系列変化は、上記の時間間隔Δｔを十分に小さくして位相の相関を確保することにより得られる。このとき、信号光ＬＳの走査において断層像の分解能に相当する時間未満の値に時間間隔Δｔを設定したオーバーサンプリングが実行される。

（画像処理部）
画像処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された画像に対して各種の画像処理や解析処理を施す。たとえば、画像処理部２３０は、画像の輝度補正や分散補正等の各種補正処理を実行する。また、画像処理部２３０は、眼底カメラユニット２により得られた画像（眼底像、前眼部像等）に対して各種の画像処理や解析処理を施す。

画像処理部２３０は、断層像の間の画素を補間する補間処理などの公知の画像処理を実行して、眼底Ｅｆの３次元画像の画像データを形成する。なお、３次元画像の画像データとは、３次元座標系により画素の位置が定義された画像データを意味する。３次元画像の画像データとしては、３次元的に配列されたボクセルからなる画像データがある。この画像データは、ボリュームデータ或いはボクセルデータなどと呼ばれる。ボリュームデータに基づく画像を表示させる場合、画像処理部２３０は、このボリュームデータに対してレンダリング処理を施すことで、特定の視線方向から見たときの擬似的な３次元画像の画像データを形成する。表示部２４０Ａ等の表示デバイスには、この擬似的な３次元画像が表示される。

また、３次元画像の画像データとして、複数の断層像のスタックデータを形成することも可能である。スタックデータは、複数の走査線に沿って得られた複数の断層像を、走査線の位置関係に基づいて３次元的に配列させることで得られる画像データである。すなわち、スタックデータは、元々個別の２次元座標系により定義されていた複数の断層像を、１つの３次元座標系により表現する（つまり１つの３次元空間に埋め込む）ことにより得られる画像データである。

画像処理部２３０は、血管領域特定部２３１と、血流情報生成部２３２とを有する。血流情報生成部２３２には、傾き算出部２３３と、血流速度算出部２３４と、血管径算出部２３５と、血流量算出部２３６とが設けられている。更に、画像処理部２３０は断面設定部２３７を有する。以下、これら各部２３１〜２３７について説明する。

（血管領域特定部）
血管領域特定部２３１は、第１断層像、第２断層像、及び位相画像のそれぞれについて、注目血管Ｄｂに対応する血管領域を特定する。この処理は、各画像の画素値を解析することによって行うことが可能である（たとえば閾値処理）。

なお、第１断層像と第２断層像は解析処理を行うのに十分な解像度を持っているが、位相画像については血管領域の境界を特定できるほどの解像度を持っていないことが考えられる。しかし、位相画像に基づいて血流情報を生成する以上、その血管領域を高精度かつ高確度で特定する必要がある。そこで、たとえば次のような処理を行うことで、位相画像の血管領域をより正確に特定することが望ましい。

前述のように、第１断層像と位相画像は同じ検出信号に基づいて形成され、互いの画素の間の対応付けが可能である。これを利用し、まず第１断層像を解析して血管領域を求め、この血管領域に含まれる画素に対応する画素からなる位相画像中の画像領域をその血管領域とする。これにより、位相画像の血管領域を高精度かつ高確度で特定することができる。

（血流情報生成部）
血流情報生成部２３２は、第１断面と第２断面との間の距離、血管領域の特定結果、及び位相画像の血管領域における位相差の時系列変化に基づいて、注目血管Ｄｂに関する血流情報を生成する。ここで、第１断面と第２断面との間の距離（断面間距離）は、事前に決定される。その一例は、断面設定部２３７の説明において後述する。血管領域は、血管領域特定部２３１により得られる。位相画像の血管領域における位相差の時系列変化は、位相画像の血管領域内の画素についての位相差の時系列変化として得られる。以下、この処理を実行するための構成の一例を説明する。前述のように、血流情報生成部２３２には、傾き算出部２３３と、血流速度算出部２３４と、血管径算出部２３５と、血流量算出部２３６とが設けられている。

（傾き算出部）
傾き算出部２３３は、断面間距離と血管領域の特定結果とに基づいて、第１断面における注目血管Ｄｂの傾きを算出する。まず、注目血管Ｄｂの傾きを算出する理由を説明する。血流情報はドップラーＯＣＴの手法で得られる（特許文献８、９を参照）。ドップラーシフトに寄与する血流の速度成分は、信号光ＬＳの照射方向の成分である。したがって、たとえ血流速度が同じであっても、血流方向（つまり注目血管Ｄｂの向き）と信号光ＬＳとが成す角度に応じて信号光ＬＳが受けるドップラーシフトが変化し、ひいては得られる血流情報も変わってしまう。このような不都合を避けるために、注目血管Ｄｂの傾きを求め、これを血流速度の算出処理に反映させる必要がある。

注目血管Ｄｂの傾きの算出方法について図６を参照しつつ説明する。符号Ｇ０、Ｇ１及びＧ２は、それぞれ、第１断面Ｃ０における第１断層像、第２断面における第２断層像、及び第２断面Ｃ２における第２断層像を示す。また、符号Ｖ０、Ｖ１及びＶ２は、それぞれ、第１断層像Ｇ０の血管領域、第２断層像Ｇ１の血管領域、及び第２断層像Ｇ２の血管領域を示す。図６において、ｚ座標軸は紙面下方向を向いており、これは信号光ＬＳの照射方向と実質的に一致するものとする。また、隣接する断層像の間隔をｄとする。

傾き算出部２３３は、３つの血管領域Ｖ０、Ｖ１及びＶ２の位置関係に基づいて、第１断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの傾きＡを算出する。この位置関係は、たとえば３つの血管領域Ｖ０、Ｖ１及びＶ２を結ぶことによって得られる。より具体的には、傾き算出部２３３は、３つの血管領域Ｖ０、Ｖ１及びＶ２のそれぞれの特徴位置を特定し、これら特徴位置を結ぶ。この特徴位置としては、中心位置、重心位置、最上部（ｚ座標値が最小の位置）、最下部（ｚ座標値が最大の位置）などがある。また、これら特徴位置の結び方としては、線分で結ぶ方法、近似曲線（スプライン曲線、ベジェ曲線等）で結ぶ方法などがある。

更に、傾き算出部２３３は、これら特徴位置を結んだ線に基づいて傾きＡを算出する。線分で結んだ場合、たとえば、第１断面Ｃ０の特徴位置と第２断面Ｃ１の特徴位置とを結ぶ第１線分の傾きと、第１断面Ｃ０の特徴位置と第２断面Ｃ２の特徴位置とを結ぶ第２線分の傾きとに基づき傾きＡを算出する。この算出処理の例として、２つの線分の傾きの平均値を求めることができる。また、近似曲線で結ぶ場合の例として、近似曲線と第１断面Ｃ０との交差位置における近似曲線の傾きを求めることができる。なお、断面間距離ｄは、線分や近似曲線を求める処理において、断層像Ｇ０〜Ｇ２をｘｙｚ座標系に埋め込むときに用いられる。

この例では、３つの断面における血管領域を考慮しているが、２つの断面を考慮して傾きを求めるように構成することも可能である。その具体例として、上記第１線分又は第２線分の傾きを目的の傾きとすることができる。また、この例では１つの傾きを求めているが、血管領域Ｖ０中の２つ以上の位置（又は領域）についてそれぞれ傾きを求めるようにしてもよい。この場合、得られた２つ以上の傾きの値を別々に用いることもできるし、これら傾きの値から統計的に得られる１つの値（たとえば平均値）を傾きＡとして用いることもできる。

（血流速度算出部）
血流速度算出部２３４は、位相画像として得られる位相差の時系列変化に基づいて、注目血管Ｄｂ内を流れる血液の第１断面Ｃ０における血流速度を算出する。この算出対象は、或る時点における血流速度でもよいし、この血流速度の時系列変化（血流速度変化情報）でもよい。前者の場合、たとえば心電図の所定の時相（たとえばＲ波の時相）における血流速度を選択的に取得することが可能である。また、後者における時間の範囲は、第１断面Ｃ０を走査した時間の全体又は任意の一部である。

血流速度変化情報が得られた場合、血流速度算出部２３４は、当該時間の範囲における血流速度の統計値を算出することができる。この統計値としては、平均値、標準偏差、分散、中央値、最大値、最小値、極大値、極小値などがある。また、血流速度の値についてのヒストグラムを作成することもできる。

血流速度算出部２３４は、前述のようにドップラーＯＣＴの手法を用いて血流速度を算出する。このとき、傾き算出部２３３により算出された第１断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの傾きＡが考慮される。具体的には、傾き算出部２３３は次式を用いる。

ここで：
Δｆは、信号光ＬＳの散乱光が受けるドップラーシフトを表す；
ｎは、媒質の屈折率を表す；
ｖは、媒質の流速（血流速度）を表す；
θは、信号光ＬＳの照射方向と媒質の流れベクトルとが成す角度を表す；
λは、信号光ＬＳの中心波長を表す。

この実施形態では、ｎとλは既知であり、Δｆは位相差の時系列変化から得られ、θは傾きＡから得られる（又はθは傾きＡとして得られる）。これらの値を上記の式に代入することにより、血流速度ｖが算出される。

（血管径算出部）
血管径算出部２３５は、第１断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの径を算出する。この算出方法の例として、眼底像を用いた第１の算出方法と、断層像を用いた第２の算出方法がある。

第１の算出方法が適用される場合、第１断面Ｃ０の位置を含む眼底Ｅｆの部位の撮影があらかじめ行われる。それにより得られる眼底像は、観察画像（のフレーム）でもよいし、撮影画像でもよい。撮影画像がカラー画像である場合には、これを構成する画像（たとえばレッドフリー画像）を用いてもよい。

血管径算出部２３５は、撮影画角（撮影倍率）、ワーキングディスタンス、眼球光学系の情報など、画像上のスケールと実空間でのスケールとの関係を決定する各種ファクターに基づいて、眼底像におけるスケールを設定する。このスケールは実空間における長さを表す。具体例として、このスケールは、隣接する画素の間隔と、実空間におけるスケールとを対応付けたものである（たとえば画素の間隔＝１０μｍ）。なお、上記ファクターの様々な値と、実空間でのスケールとの関係をあらかじめ算出し、この関係をテーブル形式やグラフ形式で表現した情報を記憶しておくことも可能である。この場合、血管径算出部２３５は、上記ファクターに対応するスケールを選択的に適用する。

更に、血管径算出部２３５は、このスケールと血管領域Ｖ０に含まれる画素とに基づいて、第１断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの径、つまり血管領域Ｖ０の径を算出する。具体例として、血管径算出部２３５は、血管領域Ｖ０の様々な方向の径の最大値や平均値を求める。また、血管領域２３５は、血管領域Ｖ０の輪郭を円近似又は楕円近似し、その円又は楕円の径を求めることができる。なお、血管径が決まれば血管領域Ｖ０の面積を（実質的に）決定することができるので（つまり両者を実質的に一対一に対応付けることができるので）、血管径を求める代わりに当該面積を算出するようにしてもよい。

第２の算出方法について説明する。第２の算出方法では、第１断面Ｃ０における眼底Ｅｆの断層像が用いられる。この断層像は、第１断層像でもよいし、これとは別個に取得されたものでもよい。

この断層像におけるスケールは、信号光ＬＳの走査態様に応じて決定される。この実施形態では、図５に示すように第１断面Ｃ０を走査する。この第１断面の長さは、ワーキングディスタンス、眼球光学系の情報など、画像上のスケールと実空間でのスケールとの関係を決定する各種ファクターに基づいて決定される。血管径算出部２３５は、たとえば、この長さに基づいて隣接する画素の間隔を求め、第１の算出方法と同様にして第１断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの径を算出する。

（血流量算出部）
血流量算出部２３６は、血流速度の算出結果と血管径の算出結果とに基づいて、注目血管Ｄｂ内を流れる血液の流量を算出する。この処理の一例を以下に説明する。

血管内における血流がハーゲン・ポアズイユ流（Ｈａｇｅｎ−Ｐｏｉｓｅｕｉｌｌｅ ｆｌｏｗ）と仮定する。また、血管径をｗとし、血流速度の最大値をＶｍとすると、血流量Ｑは次式で表される。

血流量算出部２３６は、血管径算出部２３５による血管径の算出結果ｗと、血流速度算出部２３４による血流速度の算出結果に基づく最大値Ｖｍとを、この数式に代入することにより、目的の血流量Ｑを算出する。

（断面設定部）
主制御部２１１は、表示部２４０Ａに眼底像を表示させる。この眼底像は観察画像でも撮影画像でもよい。また、この眼底像は撮影画像を構成する画像であってもよい。ユーザは、操作部２４０Ｂを操作することで、表示された眼底像に第１断面Ｃ０を指定する。断面設定部２３７は、指定された第１断面Ｃ０と、この眼底像とに基づいて、第２断面Ｃ１及びＣ２を設定する。なお、前述のように、第１断面ＣＯは所望の注目血管Ｄｂを横切るように指定される。

第１断面Ｃ０を眼底像に指定する操作は、たとえばポインティングデバイスを用いて行われる。また、表示部２４０Ａがタッチパネルの場合、ユーザは表示された眼底像の所望の位置に触れることで第１断面Ｃ０を指定する。この場合において、第１断面Ｃ０のパラメータ（向き、長さ等）は、手動又は自動で設定される。

手動の場合の例として、パラメータを設定するための所定のインターフェイスを用いることができる。このインターフェイスは、スイッチ等のハードウェアでもよいし、グラフィカルユーザインターフェイス（ＧＵＩ）等のソフトウェアでもよい。

自動の場合の例として、断面設定部２３７は、ユーザが眼底像に指定した位置に基づいてパラメータを設定する。長さの自動設定は、あらかじめ決められた値を適用してもよいし、指定位置及びその近傍の血管の位置を考慮してもよい。前者の値は、たとえば、所定の注目血管とその近傍の血管との間の一般的な距離に基づいて指定される。この距離の情報は、臨床データに基づいて生成できる。後者の場合も同様である。いずれの場合においても、第１断面Ｃ０の長さは、注目血管Ｄｂを横切り、かつそれ以外の血管（特に太い血管）を横切らないように設定される。

第１断面Ｃ０の向きの自動設定については、あらかじめ決められた向きを適用してもよいし、注目血管Ｄｂの向きを考慮してもよい。前者の場合、所定の注目血管の各位置における傾きを表す情報をあらかじめ生成し、これを参照する。この情報は、臨床データに基づき生成できる。後者の場合、指定位置における注目血管Ｄｂの走行方向を求め、この走行方向に基づいて設定される。この走行方向を求める処理は、たとえば注目血管Ｄｂの細線化処理を用いて行われる。なお、いずれの場合においても、第１断面Ｃ０の向きは、走行方向に直交するように設定されることが望ましい。

次に第２断面Ｃ１及びＣ２を設定する処理について説明する。断面設定部２３７は、第１断面Ｃ０から所定距離だけ離れた位置に第２断面Ｃ１及びＣ２を設定する。この距離は、たとえば１００μｍに設定される。この距離の特定は、たとえば前述のようにして行われる。また、第２断面Ｃ１及びＣ２の長さ及び／又は向きは、第１断面Ｃ０の場合と同様にして設定される。

なお、この実施形態では、眼底像に基づいて断面Ｃ０〜Ｃ２（つまり信号光ＬＳの走査位置）が設定される。そのためには眼底像を走査位置との間を対応付ける必要がある。この対応付けは、この実施形態のように、眼底撮影用の光学系とＯＣＴ計測用の光学系とが互いの光路の一部を共有していることが望ましい。このように同軸構成とすることにより、この光軸を基準として眼底像中の位置と走査位置とを対応付けることができる。ここで、この対応付けにおいて、眼底像の表示倍率（いわゆる光学ズームとデジタルズームの少なくとも一方を含む）を考慮してもよい。

このような同軸構成でない場合においては、眼底像と、ＯＣＴ計測で得られるプロジェクション画像とに基づいて、眼底像と走査位置との対応付けを行うことができる。なお、プロジェクション画像とは、後述の３次元スキャンにより得られる３次元画像を深度方向（ｚ方向）に積算して得られる、眼底Ｅｆの表面の形態を表す画像である。このようなプロジェクション画像を用いることにより、眼底像とプロジェクション画像との間の位置を、たとえば画像相関等を用いて対応付け、この対応付けを用いて眼底像と走査位置とを対応付けることができる。ただし、被検眼Ｅの眼球運動（固視微動等）の影響を考慮すると、実質的にタイムラグなく双方の撮影が行える同軸構成の方が望ましいと考えられる。

以上のように機能する画像処理部２３０は、たとえば、前述のマイクロプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、回路基板等を含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、上記機能をマイクロプロセッサに実行させるコンピュータプログラムが予め格納されている。

（ユーザインターフェイス）
ユーザインターフェイス２４０には、表示部２４０Ａと操作部２４０Ｂとが含まれる。表示部２４０Ａは、前述した演算制御ユニット２００の表示デバイスや表示装置３を含んで構成される。操作部２４０Ｂは、前述した演算制御ユニット２００の操作デバイスを含んで構成される。操作部２４０Ｂには、眼底観察装置１の筐体や外部に設けられた各種のボタンやキーが含まれていてもよい。たとえば眼底カメラユニット２が従来の眼底カメラと同様の筺体を有する場合、操作部２４０Ｂは、この筺体に設けられたジョイスティックや操作パネル等を含んでいてもよい。また、表示部２４０Ａは、眼底カメラユニット２の筺体に設けられたタッチパネルなどの各種表示デバイスを含んでいてもよい。

なお、表示部２４０Ａと操作部２４０Ｂは、それぞれ個別のデバイスとして構成される必要はない。たとえばタッチパネルのように、表示機能と操作機能とが一体化されたデバイスを用いることも可能である。その場合、操作部２４０Ｂは、このタッチパネルとコンピュータプログラムとを含んで構成される。操作部２４０Ｂに対する操作内容は、電気信号として制御部２１０に入力される。また、表示部２４０Ａに表示されたＧＵＩと、操作部２４０Ｂとを用いて、操作や情報入力を行うようにしてもよい。

〔信号光の走査及びＯＣＴ画像について〕
ここで、信号光ＬＳの走査及びＯＣＴ画像について説明しておく。

眼底観察装置１による信号光ＬＳの走査態様としては、たとえば、水平スキャン、垂直スキャン、十字スキャン、放射スキャン、円スキャン、同心円スキャン、螺旋（渦巻）スキャンなどがある。これらの走査態様は、眼底の観察部位、解析対象（網膜厚など）、走査に要する時間、走査の精密さなどを考慮して適宜に選択的に使用される。

水平スキャンは、信号光ＬＳを水平方向（ｘ方向）に走査させるものである。水平スキャンには、垂直方向（ｙ方向）に配列された複数の水平方向に延びる走査線に沿って信号光ＬＳを走査させる態様も含まれる。この態様においては、走査線の間隔を任意に設定することが可能である。また、隣接する走査線の間隔を十分に狭くすることにより、前述の３次元画像を形成することができる（３次元スキャン）。垂直スキャンについても同様である。

十字スキャンは、互いに直交する２本の直線状の軌跡（直線軌跡）からなる十字型の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査するものである。放射スキャンは、所定の角度を介して配列された複数の直線軌跡からなる放射状の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査するものである。なお、十字スキャンは放射スキャンの一例である。

円スキャンは、円形状の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査させるものである。同心円スキャンは、所定の中心位置の周りに同心円状に配列された複数の円形状の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査させるものである。円スキャンは同心円スキャンの一例である。螺旋スキャンは、回転半径を次第に小さく（又は大きく）させながら螺旋状（渦巻状）の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査するものである。

ガルバノスキャナ４２は、互いに直交する方向に信号光ＬＳを走査するように構成されているので、信号光ＬＳをｘ方向及びｙ方向にそれぞれ独立に走査できる。更に、ガルバノスキャナ４２に含まれる２つのガルバノミラーの向きを同時に制御することで、ｘｙ面上の任意の軌跡に沿って信号光ＬＳを走査することが可能である。それにより、上記のような各種の走査態様を実現できる。

上記のような態様で信号光ＬＳを走査することにより、走査線（走査軌跡）に沿う方向と眼底深度方向（ｚ方向）とにより張られる面における断層像を取得することができる。また、特に走査線の間隔が狭い場合には、前述の３次元画像を取得することができる。

上記のような信号光ＬＳの走査対象となる眼底Ｅｆ上の領域、つまりＯＣＴ計測の対象となる眼底Ｅｆ上の領域を走査領域と呼ぶ。３次元スキャンにおける走査領域は、複数の水平スキャンが配列された矩形の領域である。また、同心円スキャンにおける走査領域は、最大径の円スキャンの軌跡により囲まれる円盤状の領域である。また、放射スキャンにおける走査領域は、各スキャンラインの両端位置を結んだ円盤状（或いは多角形状）の領域である。

［動作］
眼底観察装置１の動作について説明する。図７は、眼底観察装置１の動作の一例を表す。

（Ｓ１：計測準備）
ＯＣＴ計測の準備として、患者ＩＤの入力、本実施形態の動作モード（血流計測モード）の選択指定などを行う。

（Ｓ２：アライメント、ピント合わせ）
次に、観察光源１１からの照明光で眼底Ｅｆを連続照明することにより、眼底Ｅｆの近赤外動画像（観察画像）を取得する。主制御部２１１は、この観察画像を表示部２４０Ａに表示させる。

このとき、ＬＣＤ３９による固視標と、アライメント光学系５０によるアライメント指標と、フォーカス光学系６０によるスプリット指標とが被検眼Ｅに投影される。それにより、表示される観察画像にはアライメント指標とスプリット指標とが描画される。これら指標を用いてアライメントやピント合わせを行う。なお、この実施形態では、視神経乳頭を観察するための固視標が使用される。ここで、視神経乳頭を対象とするトラッキングを開始してもよい。

（Ｓ３：計測位置の指定）
続いて、ユーザは、表示された眼底像に対して、血流を計測する位置を指定する。ここで指定されるのは第１断面である。なお、この眼底像は観察画像でも撮影画像（これを構成する画像を含む）でもよい。第１断面の指定方法については前述した。

（Ｓ４：計測位置近傍の断面の設定）
第１断面が指定されると、断面設定部２３７が、この第１断面に基づいて第２断面を設定する。

（Ｓ５：ＯＣＴ画像の確認）
主制御部２１１は、光源ユニット１０１、ガルバノスキャナ４２等を制御してＯＣＴ計測を実行する。このＯＣＴ計測は、第１断面でも第２断面でもこれら以外の断面でもよい。このＯＣＴ画像を参照し、好適な画像が得られているか確認する。この確認は、ユーザが目視で行なってもよいし、眼底観察装置１が自動で行なってもよい。

目視で行う場合、主制御部２１１がこのＯＣＴ画像を表示部２４０Ａに表示させる。ユーザは、フレームにおけるＯＣＴ画像の表示位置や画質などを評価し、操作部２４０Ｂを用いて確認結果を入力する。好適な画像が得られていない場合、計測条件の調整を行う。画像の表示位置が適当でない場合、光路長変更部４１により信号光ＬＳの光路長を変更する。また、画質が適当でない場合、光減衰器１０５や偏波調整器１０６を調整する。

自動で行う場合、画像の表示位置や画質などを所定の評価基準を参照して評価し、その評価結果に基づいて手動の場合と同様にして計測条件を調整する。

（Ｓ６：血流計測の開始）
所定のトリガーに対応して血流計測を開始する。

（Ｓ７：ＯＣＴ計測の実行）
血流計測においては、まず、第１断面及び第２断面に対するＯＣＴ計測を行うことで、第１断層像、第２断層像及び位相画像を形成する。

（Ｓ８：血管領域の特定）
血管領域特定部２３１は、第１断層像、第２断層像及び位相画像のそれぞれについて血管領域を特定する。

（Ｓ９：注目血管の傾きの算出）
傾き算出部２３３は、断面間距離と血管領域の特定結果とに基づいて、第１断面における注目血管の傾きを算出する。

（Ｓ１０：血流速度の算出）
血流速度算出部２３４は、位相画像として得られる位相差の時系列変化と、注目血管の傾きとに基づいて、注目血管内を流れる血液の第１断面における血流速度を算出する。

（Ｓ１１：血管径の算出）
血管径算出部２３５は、眼底像又は断層像（第１断層像等）に基づいて、第１断面における注目血管の径を算出する。

（Ｓ１２：血流量の算出）
血流量算出部２３６は、血流速度の算出結果と血管径の算出結果とに基づいて、注目血管内を流れる血液の流量を算出する。

（Ｓ１３：計測結果の表示及び保存）
主制御部２１１は、血流速度の算出結果、血流量の算出結果等を含む血流情報を表示部２４０Ａに表示させる。また、主制御部２１１は、患者ＩＤに関連付けて血流情報を記憶部２１２に記憶させる。以上で、この実施形態の血流計測に関する処理は終了となる。

［効果］
眼底観察装置１の効果について説明する。

眼底観察装置１は、ＯＣＴ計測用の光学系と、ガルバノスキャナ４２と、画像形成部２２０と、血管領域特定部２３１と、血流情報生成部２３２とを有する。

ＯＣＴ計測用の光学系は、光源ユニット１０１からの光を信号光ＬＳと参照光ＬＲとに分割し、眼底Ｅｆによる信号光ＬＳの散乱光と参照光路を経由した参照光ＬＲとの干渉光ＬＣを検出する。

ガルバノスキャナ４２は第１走査を行う。第１走査は、眼底Ｅｆの注目血管に交差する第１断面を信号光ＬＳで反復的に走査するものである。

画像形成部２２０は、第１断層像と位相画像とを形成する。第１断層像は、第１断面における形態の時系列変化を表す画像であり、第１走査において光学系により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて形成される。位相画像は、第１断面における位相差の時系列変化を表す画像であり、第１走査において光学系により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて形成される。

血管領域特定部２３１は、第１断層像及び位相画像のそれぞれについて、注目血管に対応する血管領域を特定する。

血流情報生成部２３２は、第１断層像の血管領域と位相画像の血管領域における位相差の時系列変化とに基づいて、注目血管に関する血流情報を生成する。以上が、この実施形態の基本的な作用である。

ガルバノスキャナ４２は、第１走査に加えて第２走査を行ってもよい。第２走査では、注目血管に交差しかつ第１断面の近傍に位置する第２断面を信号光ＬＳで走査する。この場合、画像形成部２２０は、第１断層像及び位相画像に加えて第２断層像を形成する。第２断層像は、第２断面における形態を表す画像であり、第２走査において光学系により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて形成される。更に、血管領域特定部２３１は、この第２断層像についても、注目血管に対応する血管領域の特定を行う。血流情報生成部２３２は、第１断面と第２断面との間の距離と、第１断層像の血管領域と、第２断層像の血管領域と、位相画像が表す位相差の時系列変化とに基づいて、血流情報の生成を行う。

血流情報生成部２３２は、次のように構成されていてもよい：（１）第１断面と第２断面との間の距離と、第１断層像の血管領域と、第２断層像の血管領域とに基づいて、第１断面における注目血管の傾きを算出する傾き算出部２３３を含む；（２）この傾きの算出結果と位相差の時系列変化とに基づいて血流情報を生成する。

第２断面は、第１断面に対して注目血管の上流側の断面と下流側の断面とを含んでいてもよい。

傾き算出部２３３は、第１断層像における血管領域の位置と第２断層像における血管領域の位置とに基づいて、第１断面における注目血管の傾きを算出するように構成されていてもよい。

血流情報生成部２３２は、傾き算出部２３３による注目血管の傾きの算出結果と、位相差の時系列変化とに基づいて、注目血管内を流れる血液の第１断面における血流速度を算出する血流速度算出部２３４を含んでいてもよい。

血流速度算出部２３４は、位相差の時系列変化に基づいて、血流速度の時系列変化を表す血流速度変化情報を生成するように構成されていてもよい。

血流速度算出部２３４は、血流速度変化情報に基づいて血流速度の統計値を算出するように構成されていてもよい。

眼底カメラユニット２は、第１断面の位置を含む眼底Ｅｆの部位を撮影する。この場合、血流情報生成部２３２の血管径算出部２３５と血流量算出部２３６が次のように機能する。つまり、血管径算出部２３５は、眼底カメラユニット２による撮影画像に基づいて、第１断面における注目血管の径を算出する。また、血流量算出部２３６は、血流速度変化情報と径の算出結果とに基づいて、注目血管内を流れる血液の流量を算出する。

これに代えて、血流量算出部２３５が、第１断層像に基づいて、第１断面における注目血管の径を算出し、血流量算出部２３６が、血流速度変化情報と径の算出結果とに基づいて、注目血管内を流れる血液の流量を算出するように構成されていてもよい。

血管領域特定部２３１は、第１断層像を解析して血管領域を特定し、第１断層像における血管領域の位置に対応する位相画像の画像領域を特定し、これを位相画像の血管領域に設定するように構成されていてもよい。

患者の少なくとも１心周期の間にわたって第１走査を行うように構成することが可能である。特に、血流量の算出において上記［数２］を用いる場合、１心周期の間に得られた血流速度の最大値が用いられる。

第１断面及び第２断面を眼底の視神経乳頭の近傍に設定することができる。従来のレーザドップラーを用いた血流計測では、その特性上、視神経乳頭から乳頭径（以上の距離）だけ離れた位置で注目血管を計測していた。しかし、この実施形態のようにＯＣＴを用いる場合には、視神経乳頭により近い位置で計測を行うことができる。それにより、より高確度、高精度での計測が可能になると考えられる。

このような実施形態に係る眼底観察装置１によれば、位相画像と同じ断面の第１断層像と位相差の時系列変化とを用いて血流計測を行うように構成されているので、高い確度の血流計測を実現することが可能である。

また、眼底観察装置１は次のような特徴を有するものである。すなわち、眼底観察装置１は、ＯＣＴ計測用の光学系と、ガルバノスキャナ４２と、画像形成部２２０と、眼底カメラユニット２と、血管領域特定部２３１と、血流速度算出部２３４と、血管径算出部２３５と、血流量算出部２３６とを有する。

ＯＣＴ計測用の光学系は、光源ユニット１０１からの光を信号光ＬＳと参照光ＬＲとに分割し、眼底Ｅｆによる信号光ＬＳの散乱光と参照光路を経由した参照光ＬＲとの干渉光ＬＣを検出する。

ガルバノスキャナ４２は第１走査と第２走査を行う。第１走査は、眼底Ｅｆの注目血管に交差する第１断面を信号光ＬＳで反復的に走査するものである。第２走査は、注目血管に交差しかつ第１断面の近傍に位置する第２断面を信号光ＬＳで走査するものである。

画像形成部２２０は、第１断層像と位相画像と第２断層像とを形成する。第１断層像は、第１断面における形態の時系列変化を表す画像であり、第１走査において光学系により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて形成される。位相画像は、第１断面における位相差の時系列変化を表す画像であり、第１走査において光学系により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて形成される。第２断層像は、第２断面における形態を表す画像であり、第２走査において光学系により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて形成される。

眼底カメラユニット２は、第１断面の位置を含む眼底Ｅｆの部位を撮影する。

血管領域特定部２３１は、第１断層像、位相画像及び第２断層像のそれぞれについて、注目血管に対応する血管領域を特定する。

血流速度算出部２３４は、位相差の時系列変化と、血管領域の特定結果（から得られた注目血管の傾き）とに基づいて、注目血管内を流れる血液の第１断面における血流速度を算出する。

血管径算出部２３５は、眼底カメラユニット２による眼底Ｅｆの撮影画像に基づいて、第１断面における注目血管の径を算出する。

血流量算出部２３６は、血流速度の算出結果と血管径の算出結果とに基づいて、注目血管内を流れる血液の流量を算出する。以上が、この実施形態の基本的な作用である。

患者の少なくとも１心周期の間にわたって第１走査を行うように構成することが可能である。特に、血流量の算出において上記［数２］を用いる場合、１心周期の間に得られた血流速度の最大値が用いられる。

第１断面及び第２断面を眼底の視神経乳頭の近傍に設定することができる。従来のレーザドップラーを用いた血流計測では、その特性上、視神経乳頭から乳頭径（以上の距離）だけ離れた位置で注目血管を計測していた。しかし、この実施形態のようにＯＣＴを用いる場合には、視神経乳頭により近い位置で計測を行うことができる。それにより、より高確度、高精度での計測が可能になると考えられる。

眼底カメラユニット２の撮影光学系３０は、ＯＣＴ計測用の光学系と光路の一部を共有している。表示部２４０Ａには、眼底カメラユニット２による撮影画像が表示される。ユーザが操作部２４０Ｂを用いて、表示された撮影画像に第１断面を指定すると、断面設定部２３７は、指定された第１断面と撮影画像とに基づいて第２断面を設定する。ガルバノスキャナ４２は、指定された第１断面に対して第１走査を行い、設定された第２断面に対して第２走査を行う。

このような実施形態に係る眼底観察装置１によれば、位相画像と同じ断面の第１断層像と位相差の時系列変化とを用いて血流計測を行うことができる。更に、眼底観察装置１は、位相差の時系列変化と血管領域の特定結果とに基づいて血流速度を算出し、撮影画像に基づいて注目血管の径を算出し、血流速度の算出結果と血管径の算出結果とに基づいて血流量を算出するように機能する。したがって、高い確度の血流計測を実現することが可能である。

［変形例］
以上に説明した構成は、この発明を好適に実施するための一例に過ぎない。よって、この発明の要旨の範囲内における任意の変形（省略、置換、付加等）を適宜に施すことが可能である。

血流量の算出方法の変形例を説明する。この変形例では、血流速度算出部２３４は、位相画像の血管領域に含まれる各画素について、血流速度の時系列変化を表す情報（血流速度変化情報）を生成する。この処理は、たとえば、時系列に沿う複数の位相画像の画素を画素位置毎に対応付けする処理と、各画素位置に対応する時系列に沿う複数の画素に基づいて血流速度変化情報を生成する処理とを含むように構成できる。この処理により、第１断面の血管領域における血流速度を位置ごとに求めることができる。

血流量算出部２３６は、血管領域に含まれる各画素の血流速度変化情報を時系列に沿って積分することにより、各画素についての血流量を算出する。この処理により、第１断面の血管領域における血流量を位置ごとに求めることができる。

更に、血流量算出部２３６は、これら画素についての血流量を加算することにより、注目血管を流れる血液の流量を算出する。この処理により、前段の処理で求めた位置ごとの血流量が加算され、第１断面の血管領域を流れる血液の総量が得られる。

上記の実施形態においては、光路長変更部４１の位置を変更することにより、信号光ＬＳの光路と参照光ＬＲの光路との光路長差を変更しているが、この光路長差を変更する手法はこれに限定されるものではない。たとえば、参照光の光路に反射ミラー（参照ミラー）を配置し、この参照ミラーを参照光の進行方向に移動させて参照光の光路長を変更することによって、当該光路長差を変更することが可能である。また、被検眼Ｅに対して眼底カメラユニット２やＯＣＴユニット１００を移動させて信号光ＬＳの光路長を変更することにより当該光路長差を変更するようにしてもよい。また、特に被測定物体が生体部位でない場合などには、被測定物体を深度方向（ｚ方向）に移動させることにより光路長差を変更することも可能である。

上記の実施形態を実現するためのコンピュータプログラムを、コンピュータによって読み取り可能な任意の記録媒体に記憶させることができる。この記録媒体としては、たとえば、半導体メモリ、光ディスク、光磁気ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ／ＤＶＤ−ＲＡＭ／ＤＶＤ−ＲＯＭ／ＭＯ等）、磁気記憶媒体（ハードディスク／フロッピー（登録商標）ディスク／ＺＩＰ等）などを用いることが可能である。

また、インターネットやＬＡＮ等のネットワークを通じてこのプログラムを送受信することも可能である。

１ 眼底観察装置（光画像計測装置）
２ 眼底カメラユニット
１０ 照明光学系
３０ 撮影光学系
３１ 合焦レンズ
３１Ａ 合焦駆動部
４１ 光路長変更部
４２ ガルバノスキャナ
５０ アライメント光学系
６０ フォーカス光学系
１００ ＯＣＴユニット
１０１ 光源ユニット
１０５ 光減衰器
１０６ 偏波調整器
１１５ ＣＣＤイメージセンサ
２００ 演算制御ユニット
２１０ 制御部
２１１ 主制御部
２１２ 記憶部
２２０ 画像形成部
２２１ 断層像形成部
２２２ 位相画像形成部
２３０ 画像処理部
２３１ 血管領域特定部
２３２ 血流情報生成部
２３３ 傾き算出部
２３４ 血流速度算出部
２３５ 血管径算出部
２３６ 血流量算出部
２３７ 断面設定部
２４０Ａ 表示部
２４０Ｂ 操作部
Ｅ 被検眼
Ｅｆ 眼底
ＬＳ 信号光
ＬＲ 参照光
ＬＣ 干渉光

Claims (21)

1. 光源からの光を信号光と参照光とに分割し、生体による前記信号光の散乱光と参照光路を経由した前記参照光との干渉光を検出する光学系と、
   前記生体の注目血管に交差する第１断面を前記信号光で反復的に走査する第１走査を行う走査部と、
   前記第１走査において前記光学系により得られる前記干渉光の検出結果に基づいて、前記第１断面における形態の時系列変化を表す第１断層像と位相差の時系列変化を表す位相画像とを形成する画像形成部と、
   前記第１断層像及び前記位相画像のそれぞれについて、前記注目血管に対応する血管領域を特定する血管領域特定部と、
   前記第１断層像の前記血管領域と前記位相画像の前記血管領域における位相差の時系列変化とに基づいて、前記注目血管に関する血流情報を生成する血流情報生成部と
   を有する光画像計測装置。
2. 前記走査部は、前記注目血管に交差しかつ前記第１断面の近傍に位置する第２断面を前記信号光で走査する第２走査を行い、
   前記画像形成部は、前記第２走査において前記光学系により得られる前記干渉光の検出結果に基づいて、前記第２断面における形態を表す第２断層像を形成し、
   前記血管領域特定部は、前記第２断層像において前記注目血管に対応する血管領域を特定し、
   前記血流情報生成部は、前記第１断面と前記第２断面との間の距離、前記第１断層像の前記血管領域、前記第２断層像の前記血管領域、及び前記位相差の時系列変化に基づいて、前記血流情報の生成を行う
   ことを特徴とする請求項１に記載の光画像計測装置。
3. 前記血流情報生成部は、
   前記距離と前記第１断層像の前記血管領域と前記第２断層像の前記血管領域とに基づいて、前記第１断面における前記注目血管の傾きを算出する傾き算出部を含み、
   前記傾きの算出結果と前記位相差の時系列変化とに基づいて前記血流情報を生成する
   ことを特徴とする請求項２に記載の光画像計測装置。
4. 前記第２断面は、前記第１断面に対して前記注目血管の上流側の断面と下流側の断面とを含む
   ことを特徴とする請求項３に記載の光画像計測装置。
5. 前記傾き算出部は、前記第１断層像における前記血管領域の位置と前記第２断層像における前記血管領域の位置とに基づいて、前記傾きの算出を行う
   ことを特徴とする請求項３又は請求項４に記載の光画像計測装置。
6. 前記血流情報生成部は、前記傾きの算出結果と前記位相差の時系列変化とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の前記第１断面における血流速度を算出する血流速度算出部を含む
   ことを特徴とする請求項３〜請求項５のいずれか一項に記載の光画像計測装置。
7. 前記血流速度算出部は、前記傾きの算出結果と前記位相差の時系列変化とに基づいて、前記血流速度の時系列変化を表す血流速度変化情報を生成する
   ことを特徴とする請求項６に記載の光画像計測装置。
8. 前記血流速度算出部は、前記血流速度変化情報に基づいて前記血流速度の統計値を算出する
   ことを特徴とする請求項７に記載の光画像計測装置。
9. 前記第１断面の位置を含む前記生体の部位を撮影する撮影部を更に有し、
   前記血流情報生成部は、
   前記撮影部による前記部位の撮影画像に基づいて、前記第１断面における前記注目血管の径を算出する血管径算出部と、
   前記血流速度変化情報と前記径の算出結果とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の流量を算出する血流量算出部と
   を含む
   ことを特徴とする請求項７に記載の光画像計測装置。
10. 前記血流情報生成部は、
    前記第１断層像に基づいて、前記第１断面における前記注目血管の径を算出する血管径算出部と、
    前記血流速度変化情報と前記径の算出結果とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の流量を算出する血流量算出部と
    を含む
    ことを特徴とする請求項７に記載の光画像計測装置。
11. 前記血流速度算出部は、前記位相画像の前記血管領域に含まれる複数の画素のそれぞれについて前記血流速度変化情報を生成し、
    前記血流情報生成部は、当該各画素の前記血流速度変化情報を時系列に沿って積分することにより当該各画素についての血流量を算出し、前記複数の画素についての前記血流量を加算することにより前記注目血管を流れる血液の流量を算出する血流量算出部を含む
    ことを特徴とする請求項７に記載の光画像計測装置。
12. 前記血管領域特定部は、前記第１断層像を解析して前記血管領域を特定し、前記第１断層像における当該血管領域の位置に対応する前記位相画像の画像領域を特定し、該画像領域を前記位相画像の前記血管領域とする
    ことを特徴とする請求項１〜請求項１１のいずれか一項に記載の光画像計測装置。
13. 前記走査部は、前記生体の少なくとも１心周期の間にわたって前記第１走査を行う
    ことを特徴とする請求項１〜請求項１２のいずれか一項に記載の光画像計測装置。
14. 前記注目血管は眼底血管である
    ことを特徴とする請求項１〜請求項１３のいずれか一項に記載の光画像計測装置。
15. 前記第１断面及び前記第２断面は、前記眼底の視神経乳頭の近傍に設定される
    ことを特徴とする請求項１４に記載の光画像計測装置。
16. 前記光学系と光路の一部を共有し、前記生体の眼底に照射された照明光の反射光を検出することで前記眼底の画像を取得する画像取得部と、
    取得された前記画像を表示する表示部と、
    表示された前記画像に対して前記第１断面を指定するための操作部と、
    指定された前記第１断面と取得された前記画像とに基づいて前記第２断面を設定する断面設定部と
    を更に有し、
    前記走査部は、指定された前記第１断面に対して前記第１走査を行い、設定された前記第２断面に対して前記第２走査を行う
    ことを特徴とする請求項１〜請求項１５のいずれか一項に記載の光画像計測装置。
17. 光源からの光を信号光と参照光とに分割し、生体による前記信号光の散乱光と参照光路を経由した前記参照光との干渉光を検出する光学系と、
    前記生体の注目血管に交差する第１断面を前記信号光で反復的に走査する第１走査と、前記注目血管に交差しかつ前記第１断面の近傍に位置する第２断面を前記信号光で走査する第２走査とを行う走査部と、
    前記第１走査において前記光学系により得られる前記干渉光の検出結果に基づいて、前記第１断面における形態の時系列変化を表す第１断層像と位相差の時系列変化を表す位相画像とを形成し、かつ、前記第２走査において前記光学系により得られる前記干渉光の検出結果に基づいて、前記第２断面における形態を表す第２断層像を形成する画像形成部と、
    前記第１断面の位置を含む前記生体の部位を撮影する撮影部と、
    前記第１断層像、前記位相画像及び前記第２断層像のそれぞれについて、前記注目血管に対応する血管領域を特定する血管領域特定部と、
    前記位相差の時系列変化と前記血管領域の特定結果とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の前記第１断面における血流速度を算出する血流速度算出部と、
    前記撮影部による前記部位の撮影画像に基づいて、前記第１断面における前記注目血管の径を算出する血管径算出部と、
    前記血流速度の算出結果と前記径の算出結果とに基づいて、前記注目血管内を流れる血液の流量を算出する血流量算出部と
    を有する光画像計測装置。
18. 前記走査部は、前記生体の少なくとも１心周期の間にわたって前記第１走査を行う
    ことを特徴とする請求項１７に記載の光画像計測装置。
19. 前記注目血管は眼底血管である
    ことを特徴とする請求項１７又は請求項１８に記載の光画像計測装置。
20. 前記第１断面及び前記第２断面は、前記眼底の視神経乳頭の近傍に設定される
    ことを特徴とする請求項１９に記載の光画像計測装置。
21. 前記撮影部は、前記光学系と光路の一部を共有し、
    前記撮影部による前記眼底の撮影画像を表示する表示部と、
    表示された前記撮影画像に対して前記第１断面を指定するための操作部と、
    指定された前記第１断面と前記撮影画像とに基づいて前記第２断面を設定する断面設定部と
    を更に有し、
    前記走査部は、指定された前記第１断面に対して前記第１走査を行い、設定された前記第２断面に対して前記第２走査を行う
    ことを特徴とする請求項１９又は請求項２０に記載の光画像計測装置。

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