JP6469436B2 - 血流計測装置 - Google Patents

Description

この発明は血流計測装置に関する。

光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）は、対象の形態の計測だけでなく、その機能の計測にも利用される。たとえば、ＯＣＴを用いて生体の血流計測を行うための装置が知られている。ＯＣＴを用いた血流計測は、眼底血管などに応用されている。

特開２０１３−１８４０１８号公報 特開２００９−１６５７１０号公報 特表２０１０−５２３２８６号公報

一般に、ＯＣＴを用いて血流情報を取得するには、計測対象である血管の向きを推定することが必要である。これは、生体に対する測定光の入射方向と血流方向（血管の向き）との間の角度に応じて変化するドップラー周波数シフトに基づいて血流情報を求めるよう構成されていることによる。従来の血流計測技術においては、血管の向きを推定するための計測とドップラーＯＣＴとを別々に行ったり、２つの断面に対してドップラーＯＣＴを行ったりすることで、血流情報を求めている。

しかしながら、このような従来の構成には、計測に時間が掛かるというデメリットがある。たとえば、血流情報は一般に１心拍以上の期間にわたって収集されるので、そのために十分な期間（たとえば２秒間）にわたってドップラーＯＣＴが実行される。したがって、血管の向きを推定するための計測とドップラーＯＣＴとを別々に行う場合には、前者の計測に掛かる時間とドップラーＯＣＴに掛かる時間とが必要とされる。また、２つの断面に対してドップラーＯＣＴを行う場合には、ドップラーＯＣＴを２回実行しなければならない。

また、対象が生体眼である場合のように対象が運動を伴う場合、血管の向きを推定するための計測とドップラーＯＣＴとの間や、２回のドップラーＯＣＴの間に対象が動いてしまい、求められる血流情報の信頼性が低下するおそれがある。

この発明の目的は、血流計測の短時間化及び信頼性向上を図ることにある。

実施形態の血流計測装置は、光コヒーレンストモグラフィを用いて、生体の注目血管に交差する第１断面を走査する第１走査と、前記注目血管に交差する第２断面を走査する第２走査とを交互に行う走査部と、前記第１走査により取得されたデータに基づいて、前記第１断面における位相差の経時的変化を表す位相画像を含む１以上の前記第１断面の画像を形成し、かつ、前記第２走査により取得されたデータに基づいて前記第２断面の画像を形成する画像形成部と、前記１以上の前記第１断面の画像のいずれかにおいて前記注目血管に相当する第１血管領域を特定し、かつ、前記第２断面の画像において前記注目血管に相当する第２血管領域を特定する血管領域特定部と、前記第１血管領域及び前記第２血管領域に基づいて、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と、前記位相画像と前記注目血管の傾きとに基づいて、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備える。

この発明によれば、血流計測の短時間化及び信頼性向上を図ることができる。

実施形態に係る血流計測装置の構成の一例を表す概略図である。 実施形態に係る血流計測装置の構成の一例を表す概略図である。 実施形態に係る血流計測装置の構成の一例を表す概略図である。 実施形態に係る血流計測装置の構成の一例を表す概略図である。 実施形態に係る血流計測装置の動作の一例を表す概略図である。 実施形態に係る血流計測装置の動作の一例を表す概略図である。 実施形態に係る血流計測装置の動作の一例を表すフローチャートである。 実施形態に係る血流計測装置の動作の一例を表す概略図である。

この発明の例示的な実施形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、この明細書で引用する文献の記載内容を実施形態に援用することができる。

血流計測装置は、ＯＣＴを用いて生体の血流に関する情報を取得する。また、血流計測装置は、ＯＣＴを用いて生体の画像を取得することが可能である。以下、フーリエドメインＯＣＴ（特に、スペクトラルドメインＯＣＴ）を用いて眼底の血流計測を行う場合について説明する。なお、血流計測の対象は眼底である必要はなく、たとえば皮膚や内臓などの任意の生体部位であってよい。また、ＯＣＴのタイプはスペクトラルドメインＯＣＴには限定されず、たとえばスウェプトソースＯＣＴやタイムドメインＯＣＴなどの任意のタイプであってよい。また、以下の実施形態では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、たとえばＳＬＯ（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）やスリットランプや眼科手術用顕微鏡などにＯＣＴ装置を組み合わせた装置に対して実施形態と同様の構成を適用することが可能である。また、実施形態と同様の構成をＯＣＴ機能のみを有する装置に適用することもできる。

［構成］
図１に示すように、血流計測装置１は、眼底カメラユニット２と、ＯＣＴユニット１００と、演算制御ユニット２００とを含む。眼底カメラユニット２は、眼底Ｅｆを撮影するための構成を備える。ＯＣＴユニット１００は、眼底ＥｆのＯＣＴ画像を取得するための構成を備える。演算制御ユニット２００は、各種の演算や制御を実行するための構成を備える。

〔眼底カメラユニット〕
眼底カメラユニット２は、眼底Ｅｆの表面形態を表す２次元画像（眼底像）を取得する。眼底像には観察画像や撮影画像が含まれる。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取得されるモノクロ動画像である。撮影画像としては、可視光をフラッシュ発光して得られるカラー画像や、近赤外光又は可視光を用いて取得されるモノクロ画像（たとえば、フルオレセイン蛍光画像、インドシアニングリーン蛍光画像、自発蛍光画像等の蛍光画像）などがある。

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は被検眼Ｅに照明光を照射する。撮影光学系３０は、被検眼Ｅからの照明光の戻り光（眼底反射光、角膜反射光、蛍光等）を検出する。また、眼底カメラユニット２は、ＯＣＴユニット１００からの測定光を被検眼Ｅに導き、かつ、被検眼Ｅからの測定光の戻り光をＯＣＴユニット１００に導く。

照明光学系１０の観察光源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及び１８、絞り１９並びにリレーレンズ２０を経由し、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により屈折されて被検眼Ｅに照射される。

被検眼Ｅからの観察照明光の戻り光は、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、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によりエリアセンサ３５の受光面に結像される。エリアセンサ３５は、所定のフレームレートで戻り光を検出する。それにより、眼底Ｅｆや前眼部の観察画像が得られる。

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被検眼Ｅ（眼底Ｅｆ）に照射される。撮影照明光の戻り光（眼底反射光、蛍光等）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によりエリアセンサ３８の受光面に結像される。それにより、眼底Ｅｆ等の撮影画像が得られる。

ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）３９は、固視標や視力測定用視標を表示する。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により屈折されて被検眼Ｅ（眼底Ｅｆ）に投影される。ＬＣＤ３９によ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。

眼底カメラユニット２には、アライメント光学系５０とフォーカス光学系６０とが設けられている。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から出力された近赤外光（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、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（角膜）に投影される。アライメント光の戻り光は、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってエリアセンサ３５により検出される。エリアセンサ３５による検出像（アライメント指標像）は、観察画像内に描出される。ユーザ又は演算制御ユニット２００は、従来の眼底カメラと同様に、アライメント指標像の位置に基づいてアライメントを実施することができる。

フォーカス調整を行う際には、照明光学系１０の光路に反射棒６７の反射面が斜設される。フォーカス光学系６０のＬＥＤ６１から出力された近赤外光（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、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により屈折されて被検眼Ｅ（眼底Ｅｆ）に投影される。フォーカス光の戻り光は、アライメント光の戻り光と同様の経路を通ってエリアセンサ３５により検出される。エリアセンサ３５による検出像（スプリット指標像）は、観察画像内に描出される。ユーザ又は演算制御ユニット２００は、従来の眼底カメラと同様に、スプリット指標像の位置に基づいて合焦レンズ３１及びフォーカス光学系６０を移動させることによりフォーカシングを行う。合焦レンズ３１は図３に示す合焦駆動部３１Ａにより移動され、フォーカス光学系６０は図示しない駆動機構により移動される。

アライメント（及びフォーカシング）の完了後、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トラッキングを実行することができる。

ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用の光路とＯＣＴ計測用の光路（測定アーム、サンプルアーム等と呼ばれる）とを合成する。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。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、光スキャナ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、測定アームの長さを変更する。光路長変更部４１は、たとえば、図１に示す矢印の方向に移動可能なコーナーキューブを含む。測定アームの光路長の変更は、被検眼Ｅの眼軸長に応じた光路長の調整や、干渉状態の調整などに利用される。

光スキャナ４２は、測定アームを通過する光（測定光ＬＳ）を２次元的に偏向可能な構成を有する。たとえば、光スキャナ４２は、互いに直交する方向（ｘ方向及びｙ方向）に測定光ＬＳを独立に走査できるように構成される。それにより、各種の走査パターンが実現される。なお、前眼部ＯＣＴ用の構成（レンズ系アタッチメント等）が適用される場合には前眼部が測定光ＬＳでスキャンされる。光スキャナ４２は、たとえば、ガルバノミラー、ＭＥＭＳミラー、レゾナントミラー等を含む。

〔ＯＣＴユニット〕
図２はＯＣＴユニット１００の構成例を示す。ＯＣＴユニット１００は、ＯＣＴのタイプに応じた構成を有する。図２は、スペクトラルドメインＯＣＴが適用される場合の構成の例を示す。スペクトラルドメインＯＣＴでは、一般に、低コヒーレンス光源と分光器とが設けられる。なお、スウェプトソースＯＣＴにおいては、たとえば、波長掃引光源とバランスドフォトダイオードが設けられる。

スペクトラルドメインＯＣＴでは、光源ユニット１０１から出力される光Ｌ０は広帯域の低コヒーレンス光である。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。また、たとえば１０４０〜１０６０ｎｍ程度の中心波長を有する近赤外光を光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む。

光源ユニット１０１から出力された光Ｌ０は、光ファイバ１０２によりファイバカプラ１０３に導かれて測定光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１０６に到達する。偏波調整器１０６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の偏光状態を調整する。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。

一方、ファイバカプラ１０３により生成された測定光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、測定光ＬＳは、光路長変更部４１、光スキャナ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により反射され、対物レンズ１１により屈折されて被検眼Ｅ（眼底Ｅｆ）に照射される。測定光ＬＳは、眼底Ｅｆの様々な深さ位置において散乱・反射される。測定光ＬＳの戻り光（後方散乱光、反射光、蛍光等）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。合焦レンズ４３は図示しない合焦駆動部により移動される。

ファイバカプラ１０９は、測定光ＬＳの戻り光と、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から出射し、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により集光されて光検出器１１５の受光面に投影される。光検出器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気信号（検出信号）を生成する。生成された検出信号は演算制御ユニット２００に送られる。

〔演算制御ユニット〕
演算制御ユニット２００は、眼底カメラ２、表示装置３及びＯＣＴユニット１００の制御や、各種の演算処理や、ＯＣＴ画像の形成処理などを実行する。また、演算制御ユニット２００は、表示デバイスや入力デバイスや操作デバイス等のユーザインターフェイスを含む。演算制御ユニット２００の構成の説明は、以下の制御系の制御系の説明において行う。

〔制御系〕
血流計測装置１の制御系について図３及び図４を参照しつつ説明する。

（制御部）
血流計測装置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、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の制御を実行する。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、眼底像、被検眼情報などがある。被検眼情報は、被検眼又は被検者に関する情報であり、たとえば患者ＩＤ等の入力情報や、電子カルテ等の医療情報を含む。また、記憶部２１２には、血流計測装置１を動作させるための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、光検出器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。これら画像データについては後述する。なお、この明細書では、「画像データ」と、それに基づき出力される「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断面を測定光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する第２断面を測定光ＬＳで走査する。第２断面は、第１断面の近傍に設定される。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。また、第１断面と第２断面とは、互いに平行に設定されることが望ましい。第１断面及び第２断面の具体例を図５に示す。図５に示す眼底像Ｄには、眼底Ｅｆの視神経乳頭Ｄａの近傍に設定された第１断面Ｃ０及び第２断面Ｃ１が表されている。第1断面Ｃ０及び第２断面Ｃ１は、既定の注目血管Ｄｂに交差するように設定される。第２断面Ｃ１は、第１断面Ｃ０に対して注目血管Ｄｂの上流側に設定されてもよいし、下流側に設定されてもよい。

第１走査及び第２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）、光スキャナ４２の応答時間（走査間隔）、光検出器１１５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経時的変化を表す断層像（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の光検出器１１５から検出信号が逐次入力される。断層像形成部２２１は、第１断面Ｃ０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、上記の処理を第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（加算平均して）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）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（加算平均して）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）などの処理を含む。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経時的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）の経時的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、その輝度値の経時的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経時的変化が得られる。

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、位相差の経時的変化は、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、測定光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、血管領域特定部２３１と、傾き算出部２３２と、血流情報生成部２３３とを有する。血流情報生成部２３３には、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できる。

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、互いの画素の間の自然な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。

（傾き算出部）
傾き算出部２３２は、第１断面と第２断面との間の距離（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。なお、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。

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。ドップラーシフトに寄与する血流の速度成分は、測定光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）と測定光ＬＳとが成す角度に応じて測定光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は第１断面Ｃ０における第１断層像を示し、符号Ｇ１は第２断面Ｃ１における第２断層像を示す。また、符号Ｖ０は第１断層像Ｇ０における血管領域を示し、符号Ｖ１は第２断層像Ｇ１における血管領域を示す。図６において、ｚ座標軸は紙面下方向を向いており、これは測定光ＬＳの照射方向と実質的に一致するものとする。また、断面間距離をｄで示す。

傾き算出部２３２は、２つの血管領域Ｖ０及びＶ１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２つの血管領域Ｖ０及びＶ１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２３２は、２つの血管領域Ｖ０及びＶ１のそれぞれの特徴位置を特定し、特定された２つの特徴位置を線分で結ぶ。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。

更に、傾き算出部２３２は、２つの特徴位置を結ぶ線分に基づいて傾きＡを算出する。より具体的には、傾き算出部２３２は、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線分の傾きを算出し、この算出値を傾きＡとして設定する。なお、断面間距離ｄは、線分を求める処理において、２つの断層像Ｇ０及びＧ１をｘｙｚ座標系に埋め込むときに用いられる。

この例では、傾きの値を１つ求めているが、血管領域Ｖ０中の２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。

（血流情報生成部）
血流情報生成部２３３は、位相画像と注目血管Ｄｂの傾きＡとに基づいて、注目血管Ｄｂに関する血流情報を生成する。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２３３には、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。

（血流速度算出部）
血流速度算出部２３４は、位相画像（位相差の経時的変化）と注目血管Ｄｂの傾きＡとに基づいて、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、血流速度の経時的変化（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２３２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、血流速度算出部２３４は、血流速度を求めるために次式を用いる。

ここで：
Δｆは、測定光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、測定光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、測定光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は位相差の経時的変化から得られ、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。

なお、パラメータの経時的変化を考慮すると、ドップラーシフトΔｆ＝Δｆ（ｔ）、及び、角度θ＝θ（ｔ）と表される。ここでｔは時間を表す変数である。血流速度算出部２３４は、次式を用いることにより、任意の時間ｔにおける血流速度ｖ（ｔ）を求めたり、血流速度ｖ（ｔ）の経時的変化を求めたりすることができる。

（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、位相画像でもよいし、これら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、測定光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。血管径についても、その経時的変化を求めることが可能である。

（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。他の方法として、血流速度の経時的変化と血管径（その経時的変化）との積（又は積分値）を時間で積分することによって血流量を算出することができる。なお、血流量の単位は、たとえばμＬ／ｍｉｎである。

（断面設定部）
主制御部２１１は、表示部２４１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２４２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２４１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を指定することができる。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及びＣ１（つまり測定光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、３次元スキャン（ラスタースキャン）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２４１と操作部２４２とが含まれる。表示部２４１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２４２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２４２には、血流計測装置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２４２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２４１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２４１と操作部２４２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２４２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２４２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２４１に表示されたＧＵＩと、操作部２４２とを用いて、操作や情報入力を行うようにしてもよい。

［動作］
血流計測装置１の動作について説明する。図７は、血流計測装置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、この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。続いて、アライメント及びフォーカシングが実行される。加えて、トラッキングを開始してもよい。また、表示部２４１には眼底像（観察画像、撮影画像、又は撮影画像を構成する画像）が表示される。

（Ｓ２：計測位置の指定）
次に、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。第１断面の指定方法については前述した。なお、眼底Ｅｆの特徴部位（視神経乳頭等）を基準として第１断面を自動で指定することも可能である。この処理は、たとえば、特徴部位を特定する処理と、注目血管を特定する処理と、特徴部位から所定距離だけ離れ、かつ注目血管に交差するように第１断面を設定する処理とを含む。この一連の処理は断面設定部２３７により実行される。

（Ｓ３：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。

（Ｓ４：ＯＣＴ計測の最適化）
主制御部２１１は、光源ユニット１０１、光スキャナ４２等を制御して予備的なＯＣＴ計測を実行する。この予備的ＯＣＴ計測は、第１断面、第２断面、又はこれら以外の断面に対して実行される。この予備的ＯＣＴにより得られる画像が好適であるか判定する。この判定は、ユーザが目視で行なってもよいし、血流計測装置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ＯＣＴ画像を表示部２４１に表示させる。ユーザは、ＯＣＴ画像における所定組織（血管、網膜表面等）の表示位置や画質などを評価する。好適な画像が得らない場合、ユーザは、計測条件の調整を行う。たとえば、画像の表示位置が適当でない場合、光路長変更部４１を動作させて測定光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、所定組織の表示位置や画質などを既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の調整を行う。

（Ｓ５：ＯＣＴ計測の実行）
主制御部２１１は、所定のトリガーを受けてＯＣＴ計測（血流計測）を開始する。本動作例で実行される処理の概要を図８に示す。なお、本ステップのＯＣＴ計測が実行されている間、ステップＳ１で開始されたトラッキングが継続されていることが望ましい。それにより、ＯＣＴ計測中に被検眼Ｅが動いたとしても実質的に同じ位置（第１断面及び第２断面）を走査することができる。

本動作例では、血流が計測される第１断面をＯＣＴ計測する第１走査Ｊ１と、第１断面の近傍の第２断面をＯＣＴ計測する第２走査Ｊ２とが交互に実行される。図８に示す例では、単一の第１走査（第１断面の１回のＢスキャン）と、単一の第２走査（第２断面の１回のＢスキャン）とが交互に実行される。それにより、第１回目の第１走査で取得されたデータと第１回目の第２走査で得られたデータとの対［Ｊ１，Ｊ２］_１、第２回目の第１走査で取得されたデータと第２回目の第２走査で得られたデータとの対［Ｊ１，Ｊ２］_２、・・・、第ｎ回目の第１走査で取得されたデータと第ｎ回目の第２走査で得られたデータとの対［Ｊ１，Ｊ２］_ｎが得られる。データ対［Ｊ１，Ｊ２］_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）は、それぞれ時間ｔ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）に対応する。各時間ｔ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）としては、たとえば、データ対［Ｊ１，Ｊ２］_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）を取得するためのＯＣＴ計測が実行された期間内の任意の時刻が割り当てられる。なお、１回以上の第１走査と１回以上の第２走査とを交互に実行するようにしてもよい。

（Ｓ６：画像の形成）
画像形成部２２０は、ステップＳ５で取得されたデータに基づいて画像を形成する。本動作例では、断層像形成部２２１は、各データ対［Ｊ１，Ｊ２］_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）に基づいて、第１断面を表す第１断層像Ｔ１_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）と、第２断面を表す第２断層像Ｔ２_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）とを形成する。第１断層像Ｔ１_ｉ及び第２断層像Ｔ２_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）は、時間ｔ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）に対応する。

更に、位相画像形成部２２２は、各データ対［Ｊ１，Ｊ２］_ｉ（ｉ＝１〜ｎ−１）において第１断面に関するデータ［Ｊ１］_ｉ（ｉ＝１〜ｎ−１）と、その次のデータ対［Ｊ１，Ｊ２］_ｉ＋１（ｉ＝１〜ｎ−１）において第１断面に関するデータ［Ｊ１］_ｉ＋１（ｉ＝１〜ｎ−１）とに基づいて、第１断面を表す位相画像Ｐ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ−１）を形成する。位相画像Ｐ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ−１）は、時間ｔ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ−１）に対応する。なお、第２断面に関するデータ［Ｊ２］_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）に基づいて同様の処理を実行することにより、第２断面の位相画像を形成することも可能である。

本動作例では時間ｔ_ｎに対応する位相画像Ｐ_ｎが作成されていないが、たとえば第１断面に対する第ｎ＋１回目のＯＣＴ計測を実行することにより位相画像Ｐ_ｎを作成することができる。或いは、位相画像Ｐ_ｎ−１を複製して位相画像Ｐ_ｎとしてもよい。また、時間ｔ_ｎに対応する第１断層像Ｔ１_ｎ及び第２断層像Ｔ２_ｎを形成しない動作例を適用することも可能である。また、ｎ個のデータ対［Ｊ１，Ｊ２］_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）のうち任意の１つ（又は２つ以上）の代表データ対に基づいて、代表的な一対（又は二対以上）の第１断層像及び第２断層像を形成するようにしてもよい。

（Ｓ７：血管領域の特定）
血管領域特定部２３１は、第１断層像Ｔ１_ｉ、第２断層像Ｔ２_ｉ及び位相画像Ｐ_ｉのそれぞれについて、注目血管に相当する血管領域を特定する。

（Ｓ８：注目血管の傾きの算出）
傾き算出部２３２は、ステップＳ７で特定された血管領域と、第１断面と第２断面との間の距離（断面間距離）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。この処理の具体例として、傾き算出部２３２は、各時間ｔ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）における第１断層像Ｔ１_ｉ及び第２断層像Ｔ２_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）から特定された２つの血管領域と、断面間距離とに基づいて、当該時間ｔ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）における注目血管の傾きＡ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）を算出することができる。なお、第１断層像Ｔ１_ｉの代わりに位相画像Ｐ_ｉから特定された血管領域を利用することができる。また、各時間ｔ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）に対応する傾きＡ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）を求める代わりに、１以上の代表的な傾きを求めるようにしてもよい。たとえば、時間ｔ_１〜ｔ_ｎの期間を１以上の部分期間に分割し、各部分期間に含まれる複数の傾きＡ_ｉから統計値（平均値、中央値等）を算出し、この統計値を当該部分期間における注目血管の傾きとして用いることができる。

（Ｓ９：血流速度の算出）
血流速度算出部２３４は、位相画像Ｐ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ−１）として得られる位相差の経時的変化と、ステップＳ８で算出された注目血管の傾きＡ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）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ｖ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）を算出する。血流速度ｖ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）は、それぞれ時間ｔ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）に対応する。なお、位相画像Ｐ_ｎが形成されない場合には血流速度ｖ_ｎは算出されなくてよい。

（Ｓ１０：血管径の算出）
血管径算出部２３５は、第１断層像Ｔ１_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）（又はＰ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ−１））に基づいて、第１断面における注目血管の径ｗ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）を算出する。なお、各時間ｔ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）に対応する血管径ｗ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）を求める代わりに、１以上の代表的な血管径を求めるようにしてもよい。また、第１断層像の代わりに眼底像を解析して血管径を求めてもよい。なお、第１断面の血管径に加えて第２断面の血管径も求めるように構成することができる。この場合、一般に、第１断面の血管径と第２断面の血管径とは異なる。

（Ｓ１１：血流量の算出）
血流量算出部２３６は、ステップＳ９で算出された血流速度と、ステップＳ１０で算出された血管径とに基づいて、注目血管内を流れる血液の流量Ｑ（μＬ／ｍｉｎ）を算出する。

（Ｓ１２：計測結果の表示及び保存）
主制御部２１１は、ステップＳ９で算出された血流速度ｖ_ｉ、ステップＳ１０で算出された血管径ｗ_ｉ、ステップＳ１１で算出された血流量Ｑ等を含む血流情報を表示部２４１に表示させる。また、主制御部２１１は、ステップＳ１で入力された患者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、本動作例に関する処理は終了となる。

［効果］
実施形態に係る血流計測装置の効果について説明する。

実施形態に係る血流計測装置は、走査部と、画像形成部と、血管領域特定部と、傾き算出部と、血流情報生成部とを備える。

走査部は、ＯＣＴを用いて、生体の注目血管に交差する第１断面を走査する第１走査と、注目血管に交差する第２断面を走査する第２走査とを交互に行う。本実施形態において、走査部は、ＯＣＴを実行するための光学系を少なくとも含む（たとえば、図１に示す測定光ＬＳの光路と、図２に示す光学系とを参照）。

画像形成部は、第１走査により取得されたデータに基づいて、第１断面における位相差の経時的変化を表す位相画像を少なくとも含む１以上の第１断面の画像を形成する。位相画像以外の第１断面の画像は、ＯＣＴにより取得されたデータから形成される任意の画像であってよい。その一例として、第１断面の形態（その経時的変化）を表す第１断層像がある。更に、画像形成部は、第２走査により取得されたデータに基づいて、第２断面の画像を形成する。第２断面の画像の例として、第２断面の形態（その経時的変化）を表す第２断層像がある。本実施形態において、画像形成部２２０が画像形成部として機能する。

血管領域特定部は、画像形成部により形成された第１断面の画像において注目血管に相当する第１血管領域を特定する。更に、血管領域特定部は、第２断面の画像において注目血管に相当する第２血管領域を特定する。本実施形態において、血管領域特定部２３１が血管領域特定部として機能する。

傾き算出部は、血管領域特定部により特定された第１血管領域及び第２血管領域に基づいて、第１断面における注目血管の傾きを算出する。本実施形態において、傾き算出部２３２が傾き算出部として機能する。

血流情報生成部は、画像形成部により形成された位相画像と、傾き算出部により算出された注目血管の傾きとに基づいて、注目血管に関する血流情報を生成する。本実施形態において、血流情報生成部２３３が血流情報生成部として機能する。

このような血流計測装置によれば、２つの断面を交互に計測し、それにより得られたデータに基づいて血管の傾きを求めて血流情報を取得することが可能である。これに対し、従来の技術においては、血管の傾きを推定するための計測とドップラーＯＣＴとを別々に行ったり、２つの断面に対してドップラーＯＣＴを行ったりすることで、血流情報を求めている。したがって、本実施形態によれば、従来よりも短時間で血流計測を実行することが可能である。また、本実施形態では、第１走査と第２走査とを交互に実行する構成（つまりこれらを並行して実行する構成）が採用されているので、対象の運動の影響を（ほとんど）受けることなく、信頼性の高い血流情報を取得することが可能である。

実施形態において、傾き算出部は、注目血管の傾きの経時的変化（Ａ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ））を求めることができる。更に、血流情報生成部は、位相画像の一のフレーム（Ｐ_ｉ）とそれに対応するタイミング（時間ｔ_ｉ）における傾き（Ａ_ｉ）とに基づいて、当該タイミング（時間ｔ_ｉ）における血流情報を生成することができる。この血流情報は、たとえば、血流速度ｖ_ｉ、血管径ｗ_ｉ及び血流量Ｑの少なくとも１つを含んでいてよい。

より具体的には、傾き算出部は、一のタイミング（時間ｔ_ｉ）において実行された第１走査により取得されたデータ（［Ｊ１］_ｉ）と、当該第１走査の直前又は直後に実行された第２走査により取得されたデータ（たとえば［Ｊ２］_ｉ−１又は［Ｊ２］_ｉ）とに基づいて、当該一のタイミング（時間ｔ_ｉ）における注目血管の傾き（Ａ_ｉ）を算出することができる。更に、血流情報生成部は、当該一のタイミング（時間ｔ_ｉ）に対応する位相画像のフレーム（Ｐ_ｉ）と当該一のタイミングにおける注目血管の傾き（Ａ_ｉ）とに基づいて、当該一のタイミング（時間ｔ_ｉ）における血流情報を生成することができる。

このような構成によれば、生体の運動等によって注目血管の傾きが変化する場合であっても、各タイミングにおける傾きの算出結果から当該タイミングにおける血流情報を取得することが可能である。それにより、取得される血流情報の信頼性の更なる向上を図ることが可能である。なお、このような作用・効果は、第１走査と第２走査とを交互に実行することにより達成される。

実施形態において、血流情報生成部は、位相画像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の経時的変化（ｖ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ））を求める血流速度算出部（２３４）を含んでいてよい。この構成によれば、血流情報として少なくとも血流速度を取得することが可能である。

更に、実施形態において、血流情報生成部は、血管径算出部（２３５）と血流量算出部（２３６）とを含んでいてよい。血管径算出部は、血管領域特定部により特定された第１血管領域に基づいて、第１断面における注目血管の径（ｗ_ｉ）を算出する。血流量算出部は、血流速度の経時的変化（ｖ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ））と注目血管の径（ｗ_ｉ）とに基づいて、注目血管内を流れる血液の流量（Ｑ）を算出する。この構成によれば、血流情報として血流量を取得することが可能である。

加えて、血管径算出部は、注目血管の径の経時的変化（ｗ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ））を求めることができる。この場合、血流量算出部は、血流速度の経時的変化（ｖ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ））と、注目血管の径の経時的変化（ｗ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ））とに基づいて、注目血管内を流れる血液の流量（Ｑ）を算出することができる。この構成によれば、算出される血流量の信頼性の向上を図ることが可能である。

なお、注目血管の個数は１つには限定されず、２つ以上であってもよい。また、一対の第１断面及び第２断面に２以上の注目血管が含まれていてもよい。２以上の注目血管が考慮される場合、それぞれの注目血管について本実施形態の処理が実行される。それにより、それぞれの注目血管に関する血流情報（血管の傾き、血管径、血流速度、血流量等）が取得される。

［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、血流速度の経時的変化を表す情報（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とができる。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、測定光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を移動させて測定光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。

１ 血流計測装置
２ 眼底カメラユニット
４１ 光路長変更部
４２ 光スキャナ
１００ ＯＣＴユニット
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 傾き算出部
２３３ 血流情報生成部
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
２４１ 表示部
２４２ 操作部
Ｅ 被検眼
Ｅｆ 眼底

Claims (7)

1. 光コヒーレンストモグラフィを用いて、生体の注目血管に交差する第１断面を走査する第１走査と、前記注目血管に交差する第２断面を走査する第２走査とを交互に行う走査部と、
   前記第１走査により取得されたデータに基づいて、前記第１断面における位相差の経時的変化を表す位相画像を含む１以上の前記第１断面の画像を形成し、かつ、前記第２走査により取得されたデータに基づいて前記第２断面の画像を形成する画像形成部と、
   前記１以上の前記第１断面の画像のいずれかにおいて前記注目血管に相当する第１血管領域を特定し、かつ、前記第２断面の画像において前記注目血管に相当する第２血管領域を特定する血管領域特定部と、
   前記第１血管領域及び前記第２血管領域に基づいて、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と、
   前記位相画像と前記注目血管の傾きとに基づいて、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
   を備える血流計測装置。
2. 前記画像形成部は、前記第１走査により取得されたデータに基づいて、前記第１断面における形態の経時的変化を表す断層像を形成する
   ことを特徴とする請求項１に記載の血流計測装置。
3. 前記傾き算出部は、前記注目血管の傾きの経時的変化を求め、
   前記血流情報生成部は、前記位相画像の一のフレームとそれに対応するタイミングにおける前記傾きとに基づいて、当該タイミングにおける血流情報を生成する
   ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の血流計測装置。
4. 前記傾き算出部は、一のタイミングにおいて実行された第１走査により取得されたデータと、当該第１走査の直前又は直後に実行された第２走査により取得されたデータとに基づいて、当該一のタイミングにおける前記注目血管の傾きを算出し、
   前記血流情報生成部は、当該一のタイミングに対応する前記位相画像のフレームと当該一のタイミングにおける前記注目血管の傾きとに基づいて、当該一のタイミングにおける血流情報を生成する
   ことを特徴とする請求項３に記載の血流計測装置。
5. 前記血流情報生成部は、前記位相画像と前記注目血管の傾きとに基づいて、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の経時的変化を求める血流速度算出部を含む
   ことを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載の血流計測装置。
6. 前記血流情報生成部は、
   前記血管領域特定部により特定された前記第１血管領域に基づいて、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、
   前記血流速度の経時的変化と前記注目血管の径とに基づいて、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５に記載の血流計測装置。
7. 前記血管径算出部は、前記注目血管の径の経時的変化を求め、
   前記血流量算出部は、前記血流速度の経時的変化と前記注目血管の径の経時的変化とに基づいて前記流量を算出する
   ことを特徴とする請求項６に記載の血流計測装置。