JP5916110B2 - 画像表示装置、画像表示方法、及びプログラム - 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装置等に関する。

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。

血管走行に平行な断層画像である平行断層画像が格納される断層画像格納部と、平行断層画像を表示する表示部を備え、表示部が表示する平行断層画像上に、当該平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜している１以上のガイド線を表示する画像表示装置である。

かかる構成により、血管がガイド線に沿った配置であるか否か等をユーザが判断することにより、血管が光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜しているか否かを容易に確認することができる。これにより、血管が光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜している場合に正確な計測が可能な血流計測を、血管の配置を確認して行うことができ、血流計測を高い確度で行うことが可能となる。

また、本発明の画像表示装置は、前記画像表示装置において、１以上のガイド線を有する画像であるガイド画像が格納されるガイド画像格納部を更に備え、表示部は、平行断層画像と、ガイド画像とを重ね合わせて、ガイド線を平行断層画像に重ねた画像を表示し、ガイド画像は、平行断層画像と重ね合わせた状態において、平行断層画像内における光を照射する方向に垂直な方向に対して傾斜しているガイド線を１以上含む画像表示装置である。

かかる構成により、血管がガイド画像のガイド線に沿った配置であるか否か等をユーザが判断することにより、血管が光の照射方向に対して傾斜しているか否かを容易に確認することができる。

また、本発明の画像表示装置は、前記画像表示装置において、平行断層画像内における光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜した方向を示す情報である傾斜方向情報が格納される傾斜方向格納部を更に備え、表示部は、傾斜方向情報が示す傾斜方向に平行な１以上のガイド線を、平行断層画像に描画した画像を表示する画像出力装置である。

かかる構成により、ガイド画像を予め用意する必要がなくなり、ガイド線の角度の変更等を、傾斜方向情報の値を変更することで容易に行うことが可能となる。

また、本発明の画像表示装置は、前記画像表示装置において、断層画像格納部に、血管走行に垂直な断層画像である垂直断層画像がさらに格納され、表示部は、垂直断層画像をさらに表示し、表示部が表示している垂直断層画像に対して垂直である平行断層画像を表示する指示を受け付ける受付部を更に備え、表示部は、表示中の垂直断層画像に対して垂直である平行断層画像を表示する画像表示装置である。

かかる構成により、血管走行に垂直な断層画像により、傾斜を判断したい血管を目視等で判断した後、その血管の血管走行に平行な断層画像をガイド線とともに表示することができ、注目する血管を検出する際の利便性が高くなる。

また、本発明の画像表示装置は、前記画像表示装置において、前記表示部が表示する平行断層画像上に、当該平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜しているガイド線であって、光の照射方向に対して対象となるガイド線を表示する画像表示装置である。

かかる構成により、血管の傾く方向が光の照射方向について逆であっても、血管の傾斜が血流計測に適した傾斜であるか否かを容易に判断することができる。

本発明による画像表示装置等によれば、血流計測を高い確度で行うことが可能となる。

実施形態に係る光画像計測システムの構成の一例を表す概略図 実施形態に係る光画像計測システムの構成の一例を表す概略図 実施形態に係る光画像計測システムの構成の一例を表す概略ブロック図 実施形態に係る光画像計測システムの構成の一例を表す概略ブロック図 実施形態に係る光画像計測システムの動作の一例を表す概略図 実施形態に係る光画像計測システムの動作の一例を表す概略図 実施形態に係る光画像計測システムの動作例を表すフローチャート 実施形態に係る光画像計測システムの動作例を表すフローチャート 実施形態に係る光画像計測システムの平行断層画像の一例を示す図 実施形態に係る光画像計測システムのガイド画像の一例を示す図 実施形態に係る光画像計測システムの血管画像とガイド画像との重ね合わせを示す図（図１１（ａ））および重ねた画像を示す図（図１１（ｂ）） 実施形態に係る光画像計測システムを説明するための模式図 実施形態に係る光画像計測システムを説明するための模式図 実施形態に係る光画像計測システムの傾斜方向情報を示す図 実施形態に係る光画像計測システムを実現するコンピュータシステムの外観の一例を示す図 実施形態に係る光画像計測システムを実現するコンピュータシステムの構成の一例を示す図 実施形態に係る光画像計測システムの垂直断層画像の一例を示す図 実施形態に係る光画像計測システムの平行断層画像の一例を示す図

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は、本発明の実施の形態にかかる光画像計測システムの構成を示す図である。光画像計測システム１０００は、眼底観察装置１と、画像表示装置４とを備えている。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。

画像表示装置４の構成について図３を参照しつつ説明する。

画像表示装置４は、断層画像格納部４０１と、ガイド画像格納部４０２と、傾斜方向格納部４０３と、表示部４０４と、受付部４０５とを備えている。

（断層画像格納部）
画像表示装置４の断層画像格納部４０１には、平行断層画像が格納される。平行断層画像は、血管走行に平行な断層画像である。ここでの断層画像とは、例えば、上述したＯＣＴユニット１００や画像形成部２２０を用いて取得された断層画像である。血管走行に平行な断層画像とは、例えば、血管の走行方向に平行な断層画像である。血管走行方向とは、例えば、血管の伸びる方向である。なお、一の血管の一の区間における血管走行方向を、例えば、一の血管の血管走行方向と考えても良い。この場合の、この区間の長さは問わない。また、ここでの血管走行に平行な断層画像とは、例えば、血管の一の箇所における血管走行方向に交差する断層画像に対して垂直な断層画像と考えても良い。また、平行断層画像は、目視等に利用するものであるため、ここでの平行は誤差等を含んでいてもよい。平行断層画像は、その上辺および下辺が、光の照射方向に対して垂直に交わるものであることが、血管の傾きを判断するうえで好ましい。ただし、ここでの垂直は、予め指定された許容範囲の誤差等を含んでいても良い。例えば、略垂直と考えても良い。

血流に関する情報とは、例えば、血流速度や、血液の流れる量を示す情報等の血流情報である。血流に関する情報を取得するために照射される光（以下、照射光と称す）とは、血流情報生成部２３２等が血流情報を取得する際に用いる情報（例えば、断層像における血管領域を特定する情報や、位相画像の血管領域の位相差の時系列変化を示す情報等）を取得する際に用いられる光であり、例えば、ＯＣＴ等の断層画像を取得する際に用いられる光、具体的には信号光ＬＳである。光の照射方向とは、例えば、ＯＣＴに用いられる照射光（信号光ＬＳ）の照射方向（出射方向）である。この場合、例えば、平行断層画像は、血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に対して平行な断層画像となる。

また、平行断層画像においては、照射光の照射方向が予め特定されていることが好ましい。例えば、上述したように、各平行断層画像内における照射光の照射方向は、各平行断層画像の上辺から下辺に向かう垂直な方向であることが好ましい。なお、照射光の照射方向が一定ではない場合や、注目画像から、照射光の照射方向が特定できない場合等においては、血管情報と、その血管情報内における照射光の照射方向を示す情報とを対応付けて蓄積することが好ましい。

断層画像格納部４０１には、血管走行に垂直な断層画像である垂直断層画像がさらに格納されてもよい。血管走行に垂直な断層画像とは、血管の走行方向に垂直な断層画像である。垂直断層画像は、目視等に利用されるものであるため、ここでの垂直は誤差等を含んでいても良い。なお、一の垂直断層画像に垂直な断層画像となる平行断層画像が、垂直断層画像と対応付けられて断層画像格納部４０１に格納されていても良い。あるいは、一の垂直断層画像について画像形成部２２０等が取得した、この垂直断層画像に垂直な平行断層画像が、断層画像格納部４０１に蓄積されても良い。例えば、後述する受付部４０５が、後述する表示部４０４が表示している垂直断層画像に対して垂直である平行断層画像を表示する指示を受け付けた場合に、画像形成部２２０等が、表示部４０４が表示している垂直断層画像に垂直な平行断層画像を取得して、断層画像格納部４０１に一時記憶しても良い。ここでの表示部４０４が表示している垂直断層画像は、直前に画像形成部２２０等が取得した垂直断層画像と考えてもよい。

なお、断層画像格納部４０１には、例えば、画像形成部２２０が取得した平行断層画像が蓄積される。また、例えば、画像形成部２２０が取得した垂直断層画像が蓄積される。ここでの格納は一時記憶も含む概念である。例えば、画像形成部２２０が取得した画像が、表示のために一時記憶されることも、ここでは格納と考える。

断層画像格納部４０１は、不揮発性の記録媒体が好適であるが、揮発性の記録媒体でも実現可能である。

ガイド画像格納部４０２は、１以上のガイド線を有する画像であるガイド画像が格納される。ガイド線とは、平行断層画像内に示された血管の配置を示す画像の、好ましい配置を視覚的に示す線である。好ましい配置を示す線とは、結果的に好ましい配置であるか否かを確認できる線であれば、好ましくない配置を示す線であっても良い。本実施の形態におけるガイド線は、平行断層画像内における光を照射する方向に垂直な方向に対して傾斜している１以上の線である。この傾斜の角度は、通常は、予め指定された角度である。ガイド線の傾斜角度は少なくとも０度以外であればよいが、このガイド線は、ユーザが目視により、注目血管の傾斜を確認するためのものであるという観点や、注目血管が必ずしも直線状に伸びるものではないという観点から、実際には注目血管が水平でないことが確実に判断できるよう、水平方向に対して１０度以上傾斜していることが好ましい。より好ましくは７０度以上８０度未満の範囲の傾斜であることが好ましい。上述した数１において説明した血流速度を算出する式において、ｃｏｓθの値の影響をあまり受けなくなるからである。平行断層画像内における光を照射する方向に垂直な方向に対して傾斜しているガイド線は、平行断層画像内における光を照射する方向に対して垂直ではない直線と考えても良い。ガイド画像とは、平行断層画像と重ね合わせた状態において、平行断層画像内における光を照射する方向に垂直な方向に対して傾斜しているガイド線を１以上含む。ガイド線は、通常、平行した複数の線を有しているが、ここでは、血管の好ましい配置（例えば、好ましい傾斜）を示す複数の線を有していても良い。ガイド画像は、通常、平行断層画像と縦横比が同じ画像である。ガイド画像は、平行断層画像の一のレイヤー画像であると考えても良い。断層画像格納部４０１に格納される平行断層画像における照射光の照射方向が一定である場合、ガイド画像格納部４０２には、例えば、平行断層画像と重ね合わせた状態において、平行断層画像内における光を照射する方向に垂直な方向に対して傾斜しているガイド線を１以上含む一のガイド画像が格納される。例えば、平行断層画像における照射光の照射方向が、上辺から下辺に向かう垂直な方向である場合、ガイド画像のガイド線は、平行断層画像の水平方向（即ち、上辺や下辺に平行な方向）に対して傾斜した線、即ち、平行断層画像の水平線（上辺や下辺）に対して傾斜した直線で表される。なお、断層画像格納部４０１に格納される平行断層画像内における照射光の照射方向が一定でない場合、即ち異なる場合、各照射方向に合わせたガイド線を有するガイド画像を、ガイド画像格納部４０２に予め格納しておくことが好ましい。

ガイド線の表示態様は問わない。例えば、ガイド線は実線であっても点線であっても良い。また、矢印等を、端部や、中間部分等に有していても良い。あるいは、矢印を線の一態様と考えても良い。また、ガイド線の色や太さ等は問わない。

なお、ガイド画像のガイド線以外の部分については、いわゆるアルファ値等の透過情報を有しているようにしても良い。

ガイド画像格納部４０２は、不揮発性の記録媒体が好適であるが、揮発性の記録媒体でも実現可能である。

傾斜方向格納部４０３には、傾斜方向情報が格納される。傾斜方向情報は、平行断層画像内における照射光（例えば、信号光ＬＳ等）の照射方向に対して垂直な方向に対して傾斜した方向を示す情報である。傾斜方向情報は、例えば、ベクトルや、平行断層画像の上辺や下辺に対する傾斜角度を示す情報である。ここでの傾斜は、上述したガイド画像におけるガイド線の傾斜と同様である。例えば、断層画像格納部４０１に格納される平行断層画像内における照射光の照射方向が一定である場合、傾斜方向格納部４０３には、予め一の傾斜方向情報が格納されているようにしてもよい。例えば、平行断層画像における照射光の照射方向が、上辺から下辺に向かう垂直な方向である場合、平行断層画像の水平方向（即ち、上辺や下辺に平行な方向）に対して傾斜した方向を示す傾斜方向情報が予め格納されているようにしてもよい。また、平行断層画像における照射光の照射方向が一定でない場合、画像処理部２３０が、平行断層画像を取得する際等において、照射光の照射方向の情報を取得して、さらに、画像処理部２３０等が、この情報と、予め指定された傾斜角度を示す情報等から傾斜方向情報を算出して、算出した傾斜方向情報を、傾斜方向情報格納部３０３に平行断層画像と対応付けて蓄積するようにしても良い。また、平行断層画像に対して、照射光の照射方向を示す情報が対応付けられている場合、画像処理部２３０等が、この照射方向を示す情報と、予め指定された傾斜角度を示す情報等から、傾斜方向情報を算出して、傾斜方向情報格納部３０３に平行断層画像と対応付けて蓄積するようにしても良い。また、照射方向情報を、照射光に垂直な方向に対する傾斜を示す情報（例えば、傾斜角度の情報）等としても良い。なお、ここでの蓄積は、一時記憶も含む概念である。

傾斜方向格納部４０３は、不揮発性の記録媒体が好適であるが、揮発性の記録媒体でも実現可能である。

表示部４０４は、断層画像格納部４０１に格納されている平行断層画像を表示する。表示部４０４は、例えば、平行断層画像上に、この平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光（即ち、照射光）の照射方向に垂直な方向に対して傾斜している１以上のガイド線を配置した画像を表示する。例えば、表示部４０４は、断層画像格納部４０１に格納される平行断層画像と、ガイド画像格納部４０２に格納されているガイド画像とを重ね合わせて、ガイド線を平行断層画像に重ねた画像を表示する。例えば、表示部４０４は、表示する平行断層画像に対応するガイド画像を表示する。平行断層画像に対応するガイド画像とは、平行断層画像内の照射光を照射する方向に垂直な方向に対して傾斜しているガイド線を有するガイド画像である。

表示部４０４は、例えば、平行断層画像にガイド画像のガイド線が示されるよう、ガイド画像と平行断層画像とを重ねて表示する。例えば、平行断層画像上に、ガイド線以外の部分を透過させたガイド画像を配置して表示する。また、平行断層画像とガイド画像とを下の画像が見えるよう、上に配置される画像の透過度を０％よりも大きくなるよう調整して表示するようにしてもよい。また、平行断層画像とガイド画像とを、下の画像の内容が見えるようにした合成モード（例えば、乗算モード等）で合成して表示しても良い。平行断層画像内における照射光の方向が一定でない場合、表示部４０４は、平行断層画像内における照射光の方向ごとに、この照射方向に対応したガイド線を有するガイド画像を予めガイド画像格納部４０２に格納しておくようにし、表示部４０４が表示する平行断層画像ごとに、平行断層画像内の照射光の方向と対応付けられたガイド画像を、ガイド画像格納部４０２から読み出して、平行断層画像と重ねて表示するようにしても良い。

また、表示部４０４は、例えば、傾斜方向情報が示す傾斜方向に平行な１以上のガイド線を、平行断層画像に描画した画像を表示する。例えば、傾斜方向情報が示す傾斜方向に傾いた１以上の直線、あるいは傾斜方向情報が示すベクトルが示す方向に伸びる１以上の直線を、あらかじめ指定された間隔を隔てて平行に配列した画像を平行断層画像に描画した画像を生成し表示する。なお、一の傾斜方向に傾いた直線や、一のベクトルが示す方向に伸びる直線を描画する処理については公知の技術であるので、ここでは、説明を省略する。また、照射方向情報が、照射光に垂直な方向に対する傾斜を示す情報（例えば、傾斜角度の情報）である場合、表示部４０４は、平行断層画像内における照射光の方向から、照射方向情報を用いて、この照射方向に対応したガイド線の、平行断層画像内において伸びる方向や、平行断層画像内の水平方向に対する傾斜方向を算出し、算出して得られた方向に平行なガイド線を、平行断層画像に描画するようにしても良い。

また、表示部４０４は、断層画像格納部４０１に格納される垂直断層画像を表示しても良い。例えば、画像形成部２２０が一の箇所（部位）について取得して断層画像格納部４０１に蓄積した垂直断層画像を断層画像格納部４０１から読み出して表示しても良い。そして、表示部４０４が垂直断層画像を表示している期間内に、後述する受付部４０５が切換指示を受け付けた場合に、画像形成部２２０が、直前に一の箇所について取得した垂直断層画像に対して垂直に交わる平行断層画像を取得して断層画像格納部４０１に蓄積し、表示部４０４が、蓄積された平行断層画像を断層画像格納部４０１から読み出して表示するようにしてもよい。なお、垂直断層画像に対して垂直に交わる平行断層画像が、予め、断層画像格納部４０１に格納されている場合、この平行断層画像を読み出すようにしても良い。このとき平行断層画像上にはガイド線を表示する。このようにすることで、表示部４０４は、表示中の垂直断層画像に対して垂直である平行断層画像を表示することが可能となる。また、断層画像格納部４０１に蓄積された直後の断層画像を表示部４０４が表示するようにすることで、同じ箇所についての垂直断層画像と平行断層画像とをリアルタイムで切り替えて表示することが可能となる。

表示部４０４は、ディスプレイデバイスを含むと考えても含まないと考えても良い。表示部４０４は、ディスプレイデバイスのドライバーソフトまたは、ディスプレイデバイスのドライバーソフトとディスプレイデバイス等で実現され得る。また、表示部４０４は、ガイド画像の描画を行うためのＭＰＵや、ＧＰＵ、メモリ等を有していてもよい。

なお、本実施の形態においては、ガイド画像と傾斜方向情報とのいずれを用いて、ガイド線を表示するかを、ユーザ等の指示等に応じて切り替えられるようにしても良いし、自動でいずれを使用するかが切り替わるようにしても良い。また、画像表示装置４が、ガイド画像格納部４０２と傾斜方向格納部４０３のうちの、ガイド画像格納部４０２だけを備えているようにして、ガイド画像格納部の３０２のガイド画像だけを用いるようにして、ガイド線を表示するようにしても良い。あるいは、画像表示装置４が、ガイド画像格納部４０２と傾斜方向格納部４０３のうちの、傾斜方向格納部４０３だけを備えているようにして、傾斜方向格納部４０３の傾斜方向情報だけを用いて、ガイド線を表示するようにしても良い。

なお、ここでは、表示部４０４が、ガイド画像を平行断層画像に重ねて表示する場合や、傾斜方向情報から作成したガイド線を平行断層画像に描画して表示する場合について説明したが、例えば、平行断層画像内における照射光の照射方向が予め決まっており、平行断層画像に対するガイド線の傾斜角度が予め決まっている場合においては、表示部４０４が平行断層画像内にガイド線を表示する代わりに、ガイド線を有する透明、あるいは透過性を有するフィルムや、フィルム状のシールや、板を、モニタ上に配置しておくようにしたり、モニタ上に、同様のガイド線を塗料等を用いて描いておくことで、表示部３０２が表示する平行断層画像上に、平行断層画像内の光を照射する方向に垂直な方向に対して傾斜している１以上のガイド線を表示するようにしてもよい。あるいは、モニタ等に配置可能なガイド線が描かれた透過性を有するフィルムや板等を備えるようにしても良い。つまり、これらのガイド線を有するフィルムやシールや板等の透過性を有する部材を、表示部４０４が表示する平行断層画像上に、この平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜している１以上のガイド線を表示するための手段としてもよい。

受付部４０５は、表示部４０４が表示している垂直断層画像に対して垂直である平行断層画像を表示する指示を受け付ける。ここではこの指示を切換指示と呼ぶ。例えば、表示部４０４が一の垂直断層画像を表示している場合において、この垂直断層画像に対して垂直である平行断層画像を表示するためのボタンを押したり、メニューを選択する操作が行われた場合や、表示部４０４が表示中の画像の予め指定された領域をマウス等を操作してクリックした場合に、切換指示を受け付ける。ただし、表示部４０４が、どのように、現在表示中の垂直断層画像について切換指示を受け付けるかは問わない。

［動作］
光画像計測システム１０００の動作について説明する。図７は、光画像計測システム１０００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。

本実施の形態においては、特に、画像表示装置４が表示するガイド線が配置された平行断層画像を表示し、この平行断層画像を用いて、ユーザが目視により血流情報の取得に適したＯＣＴ計測が行われているか否かを判断する場合について説明する。なお、この処理の詳細については後述する。なお、血流情報の取得に適したＯＣＴ計測が行われていない場合には、例えば、ＯＣＴ計測における計測対象に対する信号光ＬＳ（照射光）の照射方向を変更する調整等を行って、再度、ＯＣＴ計測を行うようにする。

（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。

次に、光画像計測システム１０００の、ガイド線が配置された平行断層画像を表示する動作の一例について図８のフローチャートを説明する。この動作は、図７のＳ５の動作における、ＯＣＴ計測以降の詳細に相当する動作である。

（Ｓ２１：平行断層画像の取得、蓄積）
画像処理部２３０は、ＯＣＴ計測により一の注目血管と交差する垂直断層画像を取得する。ここでは、一例として、信号光ＬＳ（照射光）の入射方向が、画像の上辺から下辺に向かう垂直な方向である垂直断層画像を取得する。そして、取得した垂直断層画像を、断層画像格納部４０１に蓄積する。この蓄積は、例えば一時記憶であるが、一時記憶でなくても良い。

（Ｓ２２：垂直断層画像の表示）
画像表示装置４の表示部４０４は、断層画像格納部４０１からＳ２１で蓄積された垂直断層画像を読み出し、表示する。

（Ｓ２３：切替操作の判断）
受付部４０５は、切替操作を受け付けたか否かを判断する。受け付けた場合、ステップＳ２８に進み、受け付けていない場合、ステップＳ２８に進む。

（Ｓ２４：平行断層画像の取得、蓄積）
画像処理部２３０は、ステップＳ２１で取得した垂直断層画像に垂直な平行断層画像を取得する。そして、取得した平行断層画像を、断層画像格納部４０１に蓄積する。この蓄積は、例えば一時記憶であるが、一時記憶でなくても良い。

（Ｓ２５：平行断層画像の読み出し）
画像表示装置４の表示部４０４は、断層画像格納部４０１からＳ２４で蓄積された平行断層画像を読み出す。

（Ｓ２６：ガイド画像の読み出し）
表示部４０４は、ガイド画像格納部４０２から、予め格納されているガイド画像を読み出す。ここで読み出すガイド画像は、画像の上辺および下辺に平行な方向に対して、傾斜したガイド線を１以上有するガイド画像であるとする。この傾斜角度は、どのような角度であっても良い。ただし、傾斜している以上、０度を除いた角度であるとする。

（Ｓ２７：ガイド線を示した平行断層画像の表示）
表示部４０４は、Ｓ２５で読み出した平行断層画像と、Ｓ２６で読み出したガイド画像とを重ね合わせた画像であって、ガイド線が平行断層画像に配置された画像を生成し、表示する。例えば、平行断層画像上に、ガイド線以外の部分の透過率を１００％としたガイド画像を配置した画像を生成し、図示しないモニタ等に表示する。そして、上位の処理にリターンする。

なお、表示部４０４の表示から、血流情報の取得に適したＯＣＴ計測が行われていないとユーザ等が判断した場合には、例えば、ＯＣＴ計測における計測対象に対する信号光ＬＳ（照射光）の照射方向を変更する調整等を行って、再度、ＯＣＴ計測を行うようにする。

［効果１］
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。

［効果２］
つぎに、画像表示装置４の効果について説明する。

ユーザの指示等に応じて、画像形成部２２０がＯＣＴ計測を行って、眼底の一の注目血管について垂直断層画像を取得し、断層画像格納部に４０１に蓄積したとする。表示部４０４は、蓄積された垂直断層画像を読み出してディスプレイに表示する。

図１７は、垂直断層画像４２０の表示例を示す図である。ここでは、一例として、垂直断層画像４２０と、眼底カメラユニット２等が取得した眼底画像４２１とを並べて表示している。眼底画像４２１における矢印４２２が示す方向は、垂直断層画像の取得方向を示し、この矢印４２２に沿った断層画像が垂直断層画像４２０である。

次に、ユーザが、マウス等を操作して、切換指示を与えるためのボタン４２５を押したとする。

画像形成部２２０はＯＣＴ計測を行って、垂直断層画像４２０に垂直な平行断層画像を取得し、断層画像格納部に４０１に蓄積する。例えば、画像形成部２２０が取得する平行断層画像は、垂直断層画像４２０の中心を通る平行断層画像である。
図９は、断層画像格納部４０１に格納される平行断層画像４０９の一例を示す図である。

図１０は、ガイド画像格納部４０２に格納されているガイド画像４１０を示す図である。このガイド画像４１０においては、水平方向に対して１５度傾斜したガイド線４１０ａが等間隔で配置されているものとする。このガイド線４１０ａの線色は白で、線種は、例えば、点線であるとする。なお、図１０においては説明の便宜上、線色を黒で示している。また、ガイド画像４１０のガイド線４１０ａ以外の部分は、透過度を１００％に指定する透過情報（例えばアルファ値）等が設定されているものとする。

表示部４０４は、例えば、断層画像格納部４０１に格納されている図９に示した平行断層画像４０９と、図１０に示したガイド画像４１０とを読み出す。そして、平行断層画像４０９上にガイド画像４１０を重ねた平行断層画像を生成し、モニタ４１１に表示する。

図１１は、平行断層画像４０９とガイド画像４１０との重ね合わせを説明するための模式図（図１１（ａ））、およびこれらを重ねあわせた平行画像の表示例を示す図（図１１（ｂ））である。

図１１（ｂ）に示すように、ガイド線４１０が配置された平行断層画像４２６がモニタ４１１に表示される。なお、ここでは、図１７と同様に、平行断層画像４２６と、眼底画像４２１とを並べて表示している。眼底画像４２１において、矢印４２７が示す方向が、平行断層画像の取得方向を示し、この矢印４２７に沿った断層画像が平行断層画像４２６である。

図１２および図１３は、画像表示装置４の効果を説明するための、血流速度を取得する処理を説明するための模式図である。

ドップラーＯＣＴの手法を用いる場合、血流速度ｖは、注目血管Ｄｂに信号光ＬＳ（入射光）を照射した場合に得られる散乱光のドップラーシフトΔｆと、信号光ＬＳの中心波長λと、媒質（ここでは血液）の屈折率ｎと、信号光ＬＳの照射方向と媒質（血液）の流れる方向を示すベクトルとが成す角度θとを、上述した数１の数式に代入することで算出可能である。ここで、血液の流れる方向のベクトルとは、注目血管の伸びる方向であり、信号光ＬＳの照射方向と媒質（血液）の流れる方向を示すベクトルとが成す角度θは、図１２に示すようになる。

ここで、上記の数１の数式には、ｃｏｓθが含まれているため、図１３に示すように、信号光ＬＳの入射方向ｋと、媒質の流れる方向（即ち、注目血管Ｄｂの伸びる方向）とのなす角度θが９０度である場合、ｃｏｓθの値が０となってしまい、速度ｖが算出できなくなってしまう。

しかし、本実施の形態においては、図１１（ｂ）に示すように、信号光ＬＳ（照射光）の照射方向に垂直な方向に対して傾いたガイド線が配置された平行断層画像が表示される。このため、ユーザは、平行断層画像内の注目血管Ｄｂの配置が、このガイド線に沿ったものであるか否かを目視により判断することで、注目血管Ｄｂの配置が、血流速度ｖの測定に適した配置であるか否か、即ち、注目血管Ｄｂが信号光ＬＳの照射方向に垂直でないか否かを、一目で判断することができる。例えば、注目血管Ｄｂがガイド線に沿っていない、もしくはガイド線から大きく外れている場合には、信号光ＬＳの入射方向を変更したり、被検者の向き等を変更して、再度、ＯＣＴ測定を行って平行断層画像を表示させるようにすればよい。なお、注目血管Ｄｂがガイド線に沿っているか否かを判断する代わりに、断層画像に表示されている網膜の表面や内境界膜（internal limiting membrane）がガイド線に沿っているか否かを判断するようにしても良い。網膜の表面や内境界膜と血管とはほぼ並行であるため、このようにしても、血管の傾斜を判断することが可能となる。

このように、本実施の形態の画像表示装置４によれば、ＯＣＴ測定により得られた注目血管Ｄｂの配置から、注目血管Ｄｂの配置が、血流速度が測定できる配置であるか否かを判断することが容易に可能となり、これにより、血流計測を高い確度で行うことが可能となる。

［変形例］
上記においては、画像表示装置４が平行断層画像４０９に、ガイド画像格納部４０２に格納されているガイド画像４１０を重ねて表示する例について説明したが、画像表示装置４の傾斜方向格納部４０３に格納されている傾斜方向情報が示す傾斜方向に平行なガイド線を、平行断層画像４０９に描画して表示するようにしてもよい。

図１４は、傾斜方向格納部４０３に格納されている傾斜方向情報を管理する傾斜方向情報管理表を示す図である。傾斜方向情報管理表は、「傾斜方向」と、「線属性」という項目を有している。「傾斜方向」は、傾斜方向情報であり、ここでは、平行断層画像の水平方向（下辺に平行な方向）に対してガイド線のなす角度を示す。「線属性」は、平行断層画像に描かれるガイド線の表示属性の情報であり、線種や、線の色や、ガイド線間の間隔を示す値等を有している。なお、ここでは、ガイド線の属性も傾斜方向情報と対応付けて管理するようにしたが、ガイド線の属性は、傾斜方向情報とは別に管理するようにしてもよい。

表示部４０４は、断層画像格納部４０１に格納されている平行断層画像４０９を読み出す。また、図１４に示した傾斜方向情報管理表で管理されている傾斜方向情報と、ガイド線の表示属性の情報とを読み出す。そして、表示部４０４は、平行断層画像４０９上に、水平方向に対してなす角度が１５度であり、線間の間隔が５０ピクセルである白色で点線のガイド線を描画して、モニタに３１１に表示する。表示される平行断層画像は、図１１（ｂ）と同様のものであるとする。

このような場合においても、上述したようにガイド画像を用いる場合と同様の効果を奏するとともに、ガイド画像を予め用意する必要がなくなり、ガイド線の角度の変更等を、傾斜方向情報の値を変更することで容易に行うことが可能となる。

なお、本実施の形態においては、表示部４０４が表示する平行断層画像上に、この平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜しているガイド線であって、光の照射方向に対して対象となる複数のガイド線を表示するようにしても良い。血管の傾きが逆の場合も考えられるからである。
図１８は、対称なガイド線を表示した平行断層画像４２６の表示例を示す図である。
また、この場合のように、異なる傾きのガイド線が表示される場合、傾きが異なるガイド線を異なる色で表示するとともに、傾きが同じであるガイド線を同じ色で表示するようにして、血管の傾きが推奨範囲であるか否か等を確認できるようにしてもよい。なお、かかることは、ガイド画像を表示する場合や、ガイド線を平行断層画像上に描画する場合や、ガイド線の描画したフィルム等をディスプレイ等に配置する場合のいずれにおいても適用可能である。

また、平行断層画像に対して、画像処理により、輝度等の画素の値が所定の範囲である画素をいわゆるラベリング処理等で検出することで血管の領域等を検出したり、画素の値の差が所定の値以上である画素の境界等を検出することで、血管と他の部分との境界を検出し、検出した血管の内壁や外壁の傾きや、血管と他の部分との境界の傾きを示す直線等を、近似式等を用いて取得し、この直線の傾斜が、予め指定された血流速度の算出に適さない角度（例えば、水平に対して８０度以上の角度）となった場合に、表示部４０４がインジケータ等に、適さない角度となったことを示す警告する情報を表示するようにしても良い。インジケータは、例えば、ディスプレイ内に表示されている画像であっても良いし、図示しない専用の表示装置（例えば、警告ランプ等）であっても良い。警告する情報は、例えば、赤い色の表示や、警告文等の表示である。なお、血管の領域や、血管と他の部分との境界を検出する代わりに、上述したように網膜や、内境界膜等の領域や境界を検出するようにしても同様の処理を行うことができる。

なお、上記実施の形態において、各処理（各機能）は、単一の装置（システム）によって集中処理されることによって実現されてもよく、あるいは、複数の装置によって分散処理されることによって実現されてもよい。

また、上記実施の形態において、一の装置に存在する２以上の通信手段（情報送信部など）は、物理的に一の媒体で実現されても良いことは言うまでもない。

また、上記各実施の形態では、画像表示装置がスタンドアロンである場合について説明したが、画像表示装置は、スタンドアロンの装置であってもよく、サーバ・クライアントシステムにおけるサーバ装置であってもよい。後者の場合には、出力部や受付部は、通信回線を介して入力を受け付けたり、画面を出力したりすることになる。

また、上記実施の形態において、各構成要素は専用のハードウェアにより構成されてもよく、あるいは、ソフトウェアにより実現可能な構成要素については、プログラムを実行することによって実現されてもよい。例えば、ハードディスクや半導体メモリ等の記録媒体に記録されたソフトウェア・プログラムをＣＰＵ等のプログラム実行部が読み出して実行することによって、各構成要素が実現され得る。その実行時に、プログラム実行部は、格納部（例えば、ハードディスクやメモリ等の記録媒体）にアクセスしながらプログラムを実行してもよい。

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。

なお、上記実施の形態における画像表示装置を実現するソフトウェアは、以下のようなプログラムである。つまり、このプログラムは、血管走行に平行な断層画像である平行断層画像が格納される断層画像格納部にアクセス可能なコンピュータを、平行断層画像を表示する表示部として機能させるためのプログラムであって、表示部が表示する平行断層画像上に、この平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜している１以上のガイド線を表示するプログラムである。

なお、上記プログラムにおいて、上記プログラムが実現する機能には、ハードウェアでしか実現できない機能は含まれない。例えば、情報を取得する取得部や、情報を出力する出力部などにおけるモデムやインターフェースカードなどのハードウェアでしか実現できない機能は、上記プログラムが実現する機能には含まれない。

また、このプログラムを実行するコンピュータは、単数であってもよく、複数であってもよい。すなわち、集中処理を行ってもよく、あるいは分散処理を行ってもよい。

図１５は、上記プログラムを実行して、上記実施の形態による画像表示装置を実現するコンピュータの外観の一例を示す模式図である。上記実施の形態は、コンピュータハードウェア及びその上で実行されるコンピュータプログラムによって実現されうる。

図１５において、コンピュータシステム９００は、ＣＤ−ＲＯＭ（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｋ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）ドライブ９０５、ＦＤ（Ｆｌｏｐｐｙ（登録商標） Ｄｉｓｋ）ドライブ９０６を含むコンピュータ９０１と、キーボード９０２と、マウス９０３と、モニタ９０４とを備える。

図１６は、コンピュータシステム９００の内部構成を示す図である。図１６において、コンピュータ９０１は、ＣＤ−ＲＯＭドライブ９０５、ＦＤドライブ９０６に加えて、ＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）９１１と、ブートアッププログラム等のプログラムを記憶するためのＲＯＭ９１２と、ＭＰＵ９１１に接続され、アプリケーションプログラムの命令を一時的に記憶すると共に、一時記憶空間を提供するＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）９１３と、アプリケーションプログラム、システムプログラム、及びデータを記憶するハードディスク９１４と、ＭＰＵ９１１、ＲＯＭ９１２等を相互に接続するバス９１５とを備える。なお、コンピュータ９０１は、ＬＡＮへの接続を提供する図示しないネットワークカードを含んでいてもよい。

コンピュータシステム９００に、上記実施の形態による画像表示装置等の機能を実行させるプログラムは、ＣＤ−ＲＯＭ９２１、またはＦＤ９２２に記憶されて、ＣＤ−ＲＯＭドライブ９０５、またはＦＤドライブ９０６に挿入され、ハードディスク９１４に転送されてもよい。これに代えて、そのプログラムは、図示しないネットワークを介してコンピュータ９０１に送信され、ハードディスク９１４に記憶されてもよい。プログラムは実行の際にＲＡＭ９１３にロードされる。なお、プログラムは、ＣＤ−ＲＯＭ９２１やＦＤ９２２、またはネットワークから直接、ロードされてもよい。

プログラムは、コンピュータ９０１に、上記実施の形態による画像表示装置の機能を実行させるオペレーティングシステム（ＯＳ）、またはサードパーティプログラム等を必ずしも含んでいなくてもよい。プログラムは、制御された態様で適切な機能（モジュール）を呼び出し、所望の結果が得られるようにする命令の部分のみを含んでいてもよい。コンピュータシステム９００がどのように動作するのかについては周知であり、詳細な説明は省略する。

本発明は、以上の実施の形態に限定されることなく、種々の変更が可能であり、それらも本発明の範囲内に包含されるものであることは言うまでもない。

以上のように、本発明にかかる画像表示装置等は、ＯＣＴ測定で得られた情報等を表示する装置等として適しており、特に、血管の配置を示す画像を表示する装置等として有用である。

１ 眼底観察装置（光画像計測装置）
２ 眼底カメラユニット
３ 表示装置
４ 画像表示装置
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
４０１ 断層画像格納部
４０２ ガイド画像格納部
４０３ 傾斜方向格納部
４０４ 表示部
４０５ 受付部
Ｅ 被検眼
Ｅｆ 眼底
ＬＳ 信号光
ＬＲ 参照光
ＬＣ 干渉光

Claims (7)

1. 血管走行に平行な断層画像である平行断層画像が格納される断層画像格納部と、
   前記平行断層画像を表示する表示部を備え、
   前記表示部が表示する平行断層画像上に、当該平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜している１以上のガイド線を表示する画像表示装置。
2. １以上のガイド線を有する画像であるガイド画像が格納されるガイド画像格納部を更に備え、
   前記表示部は、前記平行断層画像と、前記ガイド画像とを重ね合わせて、前記ガイド線を前記平行断層画像に重ねた画像を表示し、
   前記ガイド画像は、平行断層画像と重ね合わせた状態において、前記平行断層画像内における前記光を照射する方向に垂直な方向に対して傾斜しているガイド線を１以上含む請求項１記載の画像表示装置。
3. 前記平行断層画像内における前記光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜した方向を示す情報である傾斜方向情報が格納される傾斜方向格納部を更に備え、
   前記表示部は、前記傾斜方向情報が示す傾斜方向に平行な１以上のガイド線を、前記平行断層画像に描画した画像を表示する請求項１記載の画像出力装置。
4. 前記断層画像格納部に、血管走行に垂直な断層画像である垂直断層画像がさらに格納され、
   前記表示部は、前記垂直断層画像をさらに表示し、
   前記表示部が表示している垂直断層画像に対して垂直である平行断層画像を表示する指示を受け付ける受付部を更に備え、
   前記表示部は、表示中の垂直断層画像に対して垂直である平行断層画像を表示する請求項１から請求項３いずれか記載の画像出力装置。
5. 前記表示部が表示する平行断層画像上に、当該平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜しているガイド線であって、光の照射方向に対して対称となるガイド線を表示する請求項１から請求項４いずれか記載の画像表示装置。
6. 血管走行に平行な断層画像である平行断層画像が格納される断層画像格納部と、表示部とを用いて実行される画像表示方法であって、
   前記表示部が、前記平行断層画像を表示する表示ステップを備え、
   前記表示ステップで表示する平行断層画像上に、当該平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜している１以上のガイド線を表示する画像表示方法。
7. 血管走行に平行な断層画像である平行断層画像が格納される断層画像格納部にアクセス可能なコンピュータを、
   前記平行断層画像を表示する表示部として機能させるためのプログラムであって、
   前記表示部が表示する平行断層画像上に、当該平行断層画像内における血流に関する情報を取得するために照射される光の照射方向に垂直な方向に対して傾斜している１以上のガイド線を表示するプログラム。