JP6538613B2 - 速度測定装置、速度測定プログラムおよび速度測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、光干渉断層撮影装置を用いる速度測定装置、速度測定プログラムおよび速度測定方法に関する。

従来、光干渉断層撮影装置において、干渉信号の位相の時間変化量に基づいて、被検査物の移動速度を測定する技術が知られている（例えば、特許文献１を参照）。

特開２０１０−２５９６９８号公報

しかし、特許文献１に記載の技術では、被検査物に入射する光の入射方向と被検査物の移動方向とでなす角度が９０度に近くなるほど、移動速度の測定精度が低下してしまうという問題があった。

本発明は、こうした問題に鑑みてなされたものであり、光干渉断層撮影装置を用いた速度測定の精度を向上させることを目的とする。

上記目的を達成するためになされた第１発明の速度測定装置は、光干渉断層撮影装置と、モーションコントラスト算出手段と、波形作成手段と、時間ずれ算出手段と、距離算出手段と、速度算出手段とを備える。

光干渉断層撮影装置は、光源から照射された光を参照光と測定光とに分割し、血管を内包する試料の表面上における互いに異なる複数の照射地点へ測定光を照射し、測定光が試料で反射した反射光と、参照光とが干渉した干渉信号に基づいて、試料の断層画像を取得する。

モーションコントラスト算出手段は、第１モーションコントラストと第２モーションコントラストを継続して算出する。なお、複数の照射地点のうち、血管上に位置する１つの照射地点を第１照射地点とし、第１照射地点を通る血管上に位置して第１照射地点とは異なる１つの照射地点を第２照射地点とする。さらに、第１照射地点における干渉信号に基づいて算出されるモーションコントラストを第１モーションコントラストとし、第２照射地点における干渉信号に基づいて算出されるモーションコントラストを第２モーションコントラストとする。

波形作成手段は、モーションコントラスト算出手段による算出結果に基づいて、第１モーションコントラストの時間変化を示す第１モーションコントラスト波形と、第２モーションコントラストの時間変化を示す第２モーションコントラスト波形とを作成する。

時間ずれ算出手段は、波形作成手段により作成された第１モーションコントラスト波形と第２モーションコントラスト波形との間の時間的なずれである時間ずれを算出する。
距離算出手段は、血管に沿って第１照射地点から第２照射地点に到るまでの血管距離を算出する。

速度算出手段は、時間ずれ算出手段により算出された時間ずれと、距離算出手段により算出された血管距離とに基づいて、血管の内部を伝搬するパルス波の速度であるパルス波速度を算出する。

このように構成された第１発明の速度測定装置は、血管上に位置する第１，２照射地点の第１，２モーションコントラストを継続して算出して、第１，２モーションコントラスト波形を作成する。このため、第１発明の速度測定装置は、血管上に位置する第１照射地点と第２照射地点における脈波の動きを取得することができる。

そして、第１発明の速度測定装置は、第１，２モーションコントラスト波形の時間ずれと、上記の血管距離とに基づいて、血管の内部を伝搬するパルス波の速度であるパルス波速度を算出する。このため、第１発明の速度測定装置は、パルス波速度を測定するために、測定光の入射方向と、血管内を血液が移動する方向とでなす角度を用いる必要がない。これにより、第１発明の速度測定装置は、測定光の入射方向と血液の移動する方向とでなす角度が９０度に近くになったとしても、移動速度の測定精度が低下することがなくなり、速度測定の精度を向上させることができる。また、第１発明の速度測定装置は、脈波の動きそのものを捉えることができるため、局所的な乱流などによる影響を受け難い。

また第１発明の速度測定装置では、モーションコントラストは、具体的には、互いに異なる時刻で算出された２つの干渉信号の位相差を示す情報を含むものであってもよいし、互いに異なる時刻で算出された２つの干渉信号の振幅差を示す情報を含むものであってもよい。

また第１発明の速度測定装置では、光干渉断層撮影装置は、試料の表面上において、第１照射地点および第２照射地点を通る血管に沿って測定光を走査するようにしてもよい。
これにより、第１発明の速度測定装置は、血管に沿って試料の表面上に照射される照射位置を増やすことができる。そして、血管上に照射される照射位置が増えるほど、血管に沿った狭い間隔毎にモーションコントラスト波形を算出することができるため、第１発明の速度測定装置は、局所的なパルス波速度を正確に算出することができる。

また第１発明の速度測定装置では、光干渉断層撮影装置は、試料の表面上において、第１照射地点と交差する円形状に測定光を走査する第１走査を実行するとともに、第２照射地点と交差し且つ第１走査の走査領域を包含する円形状に測定光を走査する第２走査を実行するようにしてもよい。

これにより、第１発明の速度測定装置は、第１走査の円形と第１照射地点で交差するとともに第２走査の円形と第２照射地点で交差する血管のパルス波速度を測定することができる。そして、第１発明の速度測定装置は、第１走査の円形において第１照射地点以外の照射地点と、第２走査の円形において第２照射地点以外の照射地点とで、モーションコントラストを算出することができる。従って、第１発明の速度測定装置は、第１走査の円形と第２走査の円形との両方に交差する複数の血管のパルス波速度を測定することができる。

また、上記の第１走査と第２走査を実行する場合には、第１発明の速度測定装置では、モーションコントラスト算出手段は、第１走査による照射地点を第１照射地点とし、第２走査による照射地点を第２照射地点として、第１モーションコントラストと第２モーションコントラストを算出する。そして、第１発明の速度測定装置では、時間ずれ算出手段は、脈拍または脈波が検出された時点から第１モーションコントラスト波形の予め設定された対比箇所が検出された時点までの時間（以下、第１検出時間という）と、脈拍または脈波が検出された時点から第２モーションコントラスト波形の対比箇所が検出された時点までの時間（以下、第２検出時間という）との差に基づいて、時間ずれを算出するようにしてもよい。

なお、第１モーションコントラスト波形と、第２モーションコントラスト波形は、互いに異なる脈波を捉えたものである可能性がある。しかし、脈拍毎にパルス波速度が大きく変化しないという条件の下では、異なる脈波を捉えた場合において、第１検出時間と第２検出時間との差は、第１モーションコントラスト波形と第２モーションコントラスト波形とで同一の脈波を捉えた場合と略等しい。

また第１発明の速度測定装置は、第１血管径算出手段と、血流量算出手段とを備える。
第１血管径算出手段は、光干渉断層撮影装置が取得した干渉信号に基づいて、血管の内半径を算出する。血流量算出手段は、第１血管径算出手段により算出された内半径と、速度算出手段により算出されたパルス波速度とに基づいて、血管の血流量を算出する。

これにより、第１発明の速度測定装置は、血管のパルス波速度だけではなく、血管の血流量も算出することができる。
また第１発明の速度測定装置は、第２血管径算出手段と、血管弾性特性算出手段とを備える。

第２血管径算出手段は、光干渉断層撮影装置が取得した干渉信号に基づいて、血管の外半径および内半径を算出する。血管弾性特性算出手段は、第２血管径算出手段により算出された外半径および内半径と、速度算出手段により算出されたパルス波速度とに基づいて、血管の血管弾性特性を算出する。

これにより、第１発明の速度測定装置は、血管のパルス波速度だけではなく、血管の血管弾性特性も算出することができる。
また第１発明の速度測定装置において、試料が眼底である場合には、血管距離が０．１５ｍｍより長くなるように、第１照射地点と第２照射地点の位置が設定されるようにするとよい。これにより、第１発明の速度測定装置は、試料が眼底である場合において、時間ずれの算出誤差の増大を抑制し、パルス波速度の検出精度の低下を抑制することができる。

上記目的を達成するためになされた第２発明の速度測定プログラムは、コンピュータを第１発明の速度測定装置の各手段として機能させる。
第２発明の速度測定プログラムによって制御されるコンピュータは、第１発明の速度測定装置の一部を構成することができ、第１発明の速度測定装置と同様の効果を得ることができる。

上記目的を達成するためになされた第３発明の速度測定方法は、光源から照射された光を参照光と測定光とに分割し、血管を内包する試料の表面上における互いに異なる複数の照射地点へ測定光を照射し、測定光が試料で反射した反射光と、参照光とが干渉した干渉信号に基づいて、試料の断層画像を取得する光干渉断層撮影装置を用いる。

そして、第３発明の速度測定方法は、モーションコントラスト算出手順と、波形作成手順と、時間ずれ算出手順と、距離算出手順と、速度算出手順とを備える。
モーションコントラスト算出手順は、第１モーションコントラストと第２モーションコントラストを継続して算出する。なお、複数の照射地点のうち、血管上に位置する１つの照射地点を第１照射地点とし、第１照射地点を通る血管上に位置して第１照射地点とは異なる１つの照射地点を第２照射地点とする。さらに、第１照射地点における干渉信号に基づいて算出されるモーションコントラストを第１モーションコントラストとし、第２照射地点における干渉信号に基づいて算出されるモーションコントラストを第２モーションコントラストとする。

波形作成手順は、モーションコントラスト算出手順による算出結果に基づいて、第１モーションコントラストの時間変化を示す第１モーションコントラスト波形と、第２モーションコントラストの時間変化を示す第２モーションコントラスト波形とを作成する。

時間ずれ算出手順は、波形作成手順により作成された第１モーションコントラスト波形と第２モーションコントラスト波形との間の時間的なずれである時間ずれを算出する。
距離算出手順は、血管に沿って第１照射地点から第２照射地点に到るまでの血管距離を算出する。

速度算出手順は、時間ずれ算出手順により算出された時間ずれと、距離算出手順により算出された血管距離とに基づいて、血管のパルス波速度を算出する。
第３発明の速度測定方法は、第１発明の速度測定装置にて実行される方法であり、当該方法を実行することで、第１発明の速度測定装置と同様の効果を得ることができる。

血流測定装置１の構成を示すブロック図である。 血流測定処理を示すフローチャートである。 測定領域を示す眼底像と、血管軸と軸平行線を示す図である。 血管ＢＶ１の斜視図と、パルス波マップＰＷ１，ＰＷ２を示すグラフである。 パルス波マップＰＷ（ｓ，ｚ０，ｔ）のグラフである。 流量Ｆと血管弾性特性Ｅの算出方法を説明するための図である。 デュアルビームＯＣＴ装置での直線走査と円形走査を示す図である。 円形走査の測定方法を示す図である。 脈拍に同期して測定する方法を示す図である。

以下に本発明の実施形態を図面とともに説明する。
本実施形態の血流測定装置１は、図１に示すように、光干渉断層撮影（ＯＣＴ: Optical Coherence Tomography）装置２（以下、ＯＣＴ装置２という）と、撮影装置３と、制御装置４とを備える。

ＯＣＴ装置２は、光の干渉を利用して試料の２次元断層画像を撮影する装置であり、本実施形態では、波長掃引型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ: Swept Source OCT）である。
ＯＣＴ装置２は、光源１１、光ファイバ１２、ファイバカプラ１３、測定アーム１４、参照アーム１５、走査部１６、光ファイバ１７、ファイバカプラ１８、光ファイバ１９および検出器２０を備える。

光源１１は、波長掃引光源であり、広帯域光を発生させる。
光ファイバ１２は、光源１１とファイバカプラ１３との間を接続する光伝送路であり、光源１１から出力された光をファイバカプラ１３へ伝送する。

ファイバカプラ１３は、光ファイバ１２を介して光源１１から入力された光を参照光と測定光とに分割する。
測定アーム１４は、ファイバカプラ１３と走査部１６との間を接続する光伝送路である。測定アーム１４は、ファイバカプラ１３から出力された測定光を走査部１６へ伝送するとともに、走査部１６から出力された反射光をファイバカプラ１３へ伝送する。

参照アーム１５は、ファイバカプラ１３とファイバカプラ１８との間を接続する光伝送路であり、ファイバカプラ１３から出力された参照光をファイバカプラ１８へ伝送する。
走査部１６は、測定アーム１４を介して入力された光を試料ＳＰ（本実施形態では、被検者の眼球）上に向けて２次元走査するとともに、試料ＳＰで反射した反射光を測定アーム１４へ出力する。走査部１６は、測定アーム１４の長さ、光学倍率および焦点を調節する機能を有する。

またファイバカプラ１３は、測定アーム１４を介して走査部１６から入力された光を光ファイバ１７へ出力する。
光ファイバ１７は、ファイバカプラ１３とファイバカプラ１８との間を接続する光伝送路であり、ファイバカプラ１３から出力された光をファイバカプラ１８へ伝送する。

ファイバカプラ１８は、参照アーム１５を介して入力された参照光と、光ファイバ１７を介して入力された反射光とを合成した光（以下、干渉信号という）を出力する。干渉信号は、振幅と位相とで構成される信号である。

光ファイバ１９は、ファイバカプラ１８と検出器２０との間を接続する光伝送路であり、ファイバカプラ１８から出力される干渉信号を検出器２０へ伝送する。
検出器２０は、光ファイバ１９を介してファイバカプラ１８から入力される干渉信号を検出する。

撮影装置３は、試料ＳＰ（本実施形態では、被検者の眼球の正面）を撮影し、その撮影画像を示す撮影データを制御装置４へ出力する。
制御装置４は、表示部３１と、操作入力部３２と、データ記憶部３３と、制御部３４とを備える。

表示部３１は、表示装置（不図示）を備え、表示装置の表示画面に各種画像を表示する。
操作入力部３２は、使用者がキーボード（不図示）とマウス（不図示）を介して行った入力操作を特定するための入力操作情報を出力する。

データ記憶部３３は、各種データを記憶するための記憶装置である。
制御部３４は、ＯＣＴ装置２、撮影装置３および操作入力部３２からの入力に基づいて各種処理を実行し、ＯＣＴ装置２、撮影装置３、表示部３１およびデータ記憶部３３を制御する。

このように構成された血流測定装置１において、制御部３４は、血流測定処理を実行する。
ここで、制御部３４が実行する血流測定処理の手順を説明する。血流測定処理は、撮影装置３が撮影した試料ＳＰの眼底像が表示部３１の表示画面（図３（ａ）を参照）に表示されており、且つ、２次元断層画像を撮影するための光走査（以下、断層画像用走査という）がＯＣＴ装置２により実行されているときに、血流測定処理を実行するために制御部３４に記憶された血流測定プログラム４０を使用者の入力操作により起動することで実行される。なお血流測定プログラム４０は、血流測定装置１に予めインストールされていてもよいし、記録媒体またはネットワークを介してインストールされるようにしてもよい。記録媒体としては、例えば光ディスク、磁気ディスクおよび半導体メモリなどが挙げられる。

この血流測定処理が実行されると、制御部３４は、図２に示すように、まず、Ｓ１０にて、表示部３１に表示されている試料ＳＰの眼底像において、使用者により選択された測定領域を特定する測定領域特定情報が操作入力部３２から入力されたか否かを判断する。なおＳ１０では、例えば図３（ａ）に示すように、視神経乳頭ＯＮＨ１付近の血管ＢＶ１に沿った一部分Ｒｍ１が測定領域として設定される。

ここで、測定領域特定情報が入力されていない場合には（Ｓ１０：ＮＯ）、Ｓ１０の処理を繰り返すことにより、測定領域特定情報が入力するまで待機する。そして、測定領域特定情報が入力されると（Ｓ１０：ＹＥＳ）、Ｓ２０にて、ＯＣＴ装置２に血流測定用走査を開始させる。これにより、ＯＣＴ装置２は、走査部１６による測定光の走査を、断層画像用走査から血流測定用走査へと切り替える。血流測定用走査は、具体的には、測定領域特定情報により特定された測定領域の一端（図３（ａ）の一端Ｅ１を参照）から血管に沿って他端（図３（ａ）の他端Ｅ２を参照）に向かって光を順次照射し（図３の測定点Ｐｒを参照）、各測定点に対応する干渉信号を検出する。なお、血流測定用走査の実行中には、モーションアーチファクトを回避するためにアイトラッキングが行われる。また、血管に沿った距離の測定は、眼軸長に依存する。

血流測定用走査は、測定領域の一端から他端まで光を走査する２次元走査を、予め設定された測定間隔Δｔ毎に実行し、２次元走査を、予め設定された測定終了回数分を行った後に、血流測定用走査を終了する。なお、血流測定用走査が終了すると、ＯＣＴ装置２は、走査部１６による測定光の走査を、血流測定用走査から断層画像用走査へと自動的に切り替える。

Ｓ２０にて、血流測定用走査を開始させると、図２に示すように、次にＳ３０にて、制御部３４に設けられた測定回数カウンタを初期化（０に設定）する。そしてＳ４０にて、最新の１回分の２次元走査について各測定点で検出した干渉信号をＯＣＴ信号ＯＣＴ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）として、ＯＣＴ装置２から取得する（ｉ＝１，２，３，・・・・・）。

ＯＣＴ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）の変数ｓは、測定領域内の血管に沿った曲線座標における測定点の位置を示す。
変数ｚは、測定領域内の血管の血管軸ＡＸに平行な複数の線（図３（ｂ）の軸平行線ｚを参照）を特定するための変数である。すなわち変数ｚは、血管内において血管軸ＡＸに対して垂直な線に沿った位置を示す。

変数ｔ_ｉは、２次元走査を行ったタイミングを示す。
なお、例えば振幅非相関（amplitude decorrelation）またはスペックル非相関（speckle decorrelation）のように動きに対して精度が高いＯＣＴ法が存在する。さらに、時間に沿った血管の直径を監視することでパルス波に関する情報を取得することも可能である。

その後Ｓ５０にて、測定回数カウンタをインクリメント（１加算）する。次にＳ５５にて、Ｓ４０で取得したＯＣＴ信号に基づいて、一端Ｅ１における血管の内半径ｒ_１（ｔｉ）と、他端Ｅ２における血管の内半径ｒ_２（ｔｉ）を算出する。そしてＳ６０にて、測定回数カウンタの値（以下、測定回数ともいう）が２以上であるか否かを判断する。

ここで、測定回数が２未満である場合には（Ｓ６０：ＮＯ）、Ｓ４０に移行する。一方、測定回数が２以上である場合には（Ｓ６０：ＹＥＳ）、Ｓ７０にて、モーションコントラスト信号Ｍ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）を算出する。

モーションコントラスト信号Ｍ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）は、下式（１）により算出される。 なお、Φ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）は、ＯＣＴ信号ＯＣＴ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）の位相である。
Ｍ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）＝Φ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ＋１）−Φ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ） ・・・（１）
なお、測定間隔Δｔの間での動きによって生じるＯＣＴ信号の位相差ΔΦは、試料に照射される入射光の方向と、試料内の動きの方向とに依存する。入射光がｚ軸方向に沿って照射されるとすると、検出される位相差ΔΦは、試料内の動きのｚ軸方向成分に応じて変化する。

試料内で移動する粒子の速度のｚ軸方向成分をｖ_ｚと表記すると、位相差ΔΦは下式（２）で表される。なお、λは、試料内における入射光の波長である。
ΔΦ ＝ ４π×ｖ_ｚ×Δｔ／λ ・・・（２）
そしてＳ８０にて、測定回数カウンタの値（測定回数）が上記の測定終了回数以上であるか否かを判断する。ここで、測定回数が測定終了回数未満である場合には（Ｓ８０：ＮＯ）、Ｓ４０に移行する。一方、測定回数が測定終了回数以上である場合には（Ｓ８０：ＹＥＳ）、Ｓ９０にて、各測定点で算出された（測定終了回数−１）個のモーションコントラスト信号Ｍ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）を用いて、複数の測定点のそれぞれについて、モーションコントラスト信号Ｍ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）の時間変化を示すパルス波マップＰＷ（ｓ，ｚ，ｔ）を作成する。例えば図４（ａ）に示すように、血管ＢＶ１内を一端Ｅ１から他端Ｅ２に向けて血液が流れている場合における一端Ｅ１のパルス波マップＰＷ１と他端Ｅ２のパルス波マップＰＷ２を図４（ｂ）に示す。

図５は、複数の軸平行線ｚの中の１つの軸平行線ｚ_０上における複数の測定点について作成されたパルス波マップＰＷ（ｓ，ｚ_０，ｔ）のグラフである。
図５は、軸平行線ｚ_０に沿って一端Ｅ１から他端Ｅ２へ向けてパルス波が伝搬し、一端Ｅ１から他端Ｅ２に到るまでに伝搬時間Ｔを要することを示している。

Ｓ９０におけるパルス波マップの作成が終了すると、図２に示すように、Ｓ１００にて、測定領域内の各測定点で作成されたパルス波マップを互いに対比して、同じ形状を有する対比箇所を特定する。対比の手法としては、例えば、パルス波形の微分、積分または相関が挙げられる。また、同じ形状を有する対比箇所として、例えば、最大となる箇所、または、最小となる箇所（図４（ｂ）の最小点Ｐｍｉｎを参照）が挙げられる。

そしてＳ１１０にて、Ｓ１００における対比結果に基づいて、伝搬時間を算出する。具体的には、２箇所の測定点におけるパルス波マップＰＷ（ｓ，ｚ，ｔ）のそれぞれについて、Ｓ１００で特定された対比箇所における時間ｔを決定する。例えば、図４（ｂ）に示すように、一端Ｅ１のパルス波マップＰＷ（０，ｚ，ｔ）を示すパルス波マップＰＷ１では、対比箇所として特定された最小点Ｐｍｉｎでの時間ｔは０である。また、他端Ｅ２のパルス波マップＰＷ（ｄ，ｚ，ｔ）を示すパルス波マップＰＷ２では、対比箇所として特定された最小点Ｐｍｉｎでの時間ｔはＴである。

そして、２箇所の測定点のパルス波マップＰＷ（ｓ，ｚ，ｔ）における対比箇所での時間の差を伝播時間として算出する。例えば、図４（ｂ）では、Ｔ（＝Ｔ−０）が伝播時間Ｔｐとして算出される。但し、互いに隣接する測定点の間には、有限な光走査速度に依存した時間ずれが存在する。このため、伝播時間Ｔｐの算出では、この時間ずれを考慮した補正を行う。

なおＳ１１０では、複数の軸平行線ｚについて、伝播時間Ｔｐを算出する。以下、軸平行線ｚに対応する伝播時間ＴｐをＴｐ（ｚ）と表記する。またＳ１１０では、複数の軸平行線ｚについて算出された伝搬時間Ｔｐ（ｚ）の加算平均を伝搬時間Ｔｐとして算出する。

さらにＳ１２０にて、複数の軸平行線ｚのそれぞれについて、２箇所の測定点間の軸平行線ｚに沿った伝搬距離Ｄｐを算出する。以下、軸平行線ｚに対応する伝搬距離ＤｐをＤｐ（ｚ）と表記する。またＳ１２０では、複数の軸平行線ｚについて算出された伝搬距離Ｄｐ（ｚ）の加算平均を伝搬距離Ｄｐとして算出する。

そしてＳ１３０にて、パルス波速度を算出する。具体的には、まず、複数の軸平行線ｚのそれぞれについて、Ｄｐ（ｚ）／Ｔｐ（ｚ）をパルス波速度ＰＷＶ（ｚ）として算出する。そして、複数の軸平行線ｚについて算出されたパルス波速度ＰＷＶ（ｚ）の加算平均をパルス波速度ＰＷＶとして算出する。

標準的な動脈のパルス波速度は、約１０〜６００ｍｍ／ｓである。例えば、一端Ｅ１と他端Ｅ２との間の距離が１ｍｍであり、動脈のパルス波速度が１００ｍｍ／ｓである場合には、伝播時間Ｔｐは０．０１ｓである。

厳密には、パルス波速度ＰＷＶ（ｚ）は変数ｚ（深さｚ）に依存する。しかし、例えば網膜血管の場合には、視神経乳頭から離れる血管の方向は一般的に入射光に対して垂直であり、パルス波速度における深さｚの依存性は小さい。

次にＳ１４０にて、Ｓ４０で取得したＯＣＴ信号の強度に基づいて、測定領域内の血管の外半径Ｒ_ｏｕｔと内半径Ｒ_ｉｎ（図６（ａ）と図６（ｂ）を参照）を算出する。なお、モーションコントラスト像を用いて内半径Ｒ_ｉｎを算出するようにしてもよい。

そしてＳ１５０にて、流量Ｆを算出する。具体的には、まず、一端Ｅ１における圧力変化Δｐ_１（ｔｉ）を下式（３）により算出し、他端Ｅ２における圧力変化Δｐ_２（ｔｉ）を下式（４）により算出する。下式（３），（４）は、パルス波速度を圧力変化に関連付けるBramwell-Hillの式を通じて決定される。

次に、一端Ｅ１における圧力ｐ_１を下式（５）により算出し、他端Ｅ２における圧力ｐ_２を下式（６）により算出する。なお、下式（５），（６）における圧力ｐ_０は、拡張期血圧を示す定数である。また、下式（５）では、脈拍の１周期分のパルス波を取得した後に、一端Ｅ１でパルス波が最も小さくなる時刻をｔ_０として、測定間隔Δｔが経過する毎に、時刻ｔ_１、時刻ｔ_２、・・・時刻ｔ_ｉとなるように設定している。下式（６）では、他端Ｅ２において同様にして、時刻ｔ_１、時刻ｔ_２、・・・時刻ｔ_ｉを設定している。
一端Ｅ１と他端Ｅ２との間におけるパルス波の減衰係数は、パルス波振幅（pressure cycle amplitude）の比を計算することによって取得することが可能である。一端Ｅ１における圧力ｐ_０と他端Ｅ２における圧力ｐ_０は、伝搬距離Ｄｐが短いため、互いに同じであると仮定している。一端Ｅ１における圧力ｐ_０と他端Ｅ２における圧力ｐ_０が互いに同じであると仮定すると、下式（７）において相殺される。

そして、流量Ｆを下式（７）により算出する。なお、Ｒｅａｌ［ｚ］は、複素数ｚの実部である。また、ｎ＝２π／Ｔｐである。ρは血液の密度である。ｉは虚数単位である。Ｊ_０およびＪ_１はそれぞれ０次および１次のベッセル関数である。また、α＝Ｒ_ｉｎ（ρ・ｎ／μ）^１／２である。ここで、μは流体粘性である。また、血液の密度ρおよび流体粘性μは文献値から取得可能である。

さらにＳ１６０にて、メーンズ・コルテベークの式に基づき、下式（８）により、血管弾性特性（ヤング率）Ｅを算出する。

Ｅ ＝ ２×ρ×Ｒ_ｉｎ×（ＰＷＶ）^２／（Ｒ_ｏｕｔ−Ｒ_ｉｎ） ・・・（８）
そして、Ｓ１６０の処理が終了すると、血流測定処理を終了させる。
このように構成された血流測定装置１は、ＯＣＴ装置２を備える。ＯＣＴ装置２は、光源１１から照射された光を参照光と測定光とに分割し、血管を内包する試料ＳＰの表面上における互いに異なる複数の照射地点へ測定光を照射し、測定光が試料ＳＰで反射した反射光と、参照光とが干渉した干渉信号に基づいて、試料ＳＰの２次元断層画像を取得する。

そして血流測定装置１は、測定領域の一端Ｅ１および他端Ｅ２におけるＯＣＴ信号ＯＣＴ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）に基づいてモーションコントラスト信号Ｍ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）を継続して算出する（Ｓ５０，Ｓ８０）。なお、モーションコントラスト信号Ｍ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）は、測定間隔Δｔの間で算出された２つのＯＣＴ信号を示す情報を含む。以下、一端Ｅ１におけるモーションコントラスト信号Ｍ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）を第１モーションコントラスト信号、他端Ｅ２におけるモーションコントラスト信号Ｍ（ｓ，ｚ，ｔ_ｉ）を第２モーションコントラスト信号という。

また血流測定装置１は、第１，２モーションコントラスト信号の時間変化を示すパルス波マップＰＷ（ｓ，ｚ，ｔ）を作成する（Ｓ９０）。以下、第１，２モーションコントラスト信号に基づくパルス波マップＰＷ（ｓ，ｚ，ｔ）をそれぞれ、第１，２パルス波マップという。

また血流測定装置１は、第１パルス波マップと第２パルス波マップとの間の伝播時間Ｔｐ（時間ずれ）を算出する（Ｓ１００，Ｓ１１０）。
また血流測定装置１は、血管ＢＶ１に沿って一端Ｅ１から他端Ｅ２に到るまでの伝搬距離Ｄｐを算出する（Ｓ１２０）。

そして血流測定装置１は、伝播時間Ｔｐと、伝搬距離Ｄｐとに基づいて、血管ＢＶ１のパルス波速度ＰＷＶを算出する（Ｓ１３０）。
このように血流測定装置１は、血管ＢＶ１上に位置する一端Ｅ１および他端Ｅ２の第１，２モーションコントラスト信号を継続して算出して、第１，２パルス波マップを作成する。このため、血流測定装置１は、血管ＢＶ１上に位置する一端Ｅ１と他端Ｅ２における脈波の動きを取得することができる。

そして血流測定装置１は、第１，２パルス波マップの伝播時間Ｔｐと、伝搬距離Ｄｐとに基づいて、血管ＢＶ１のパルス波速度ＰＷＶを算出する。このため、血流測定装置１は、血管ＢＶ１のパルス波速度ＰＷＶを測定するために、測定光の入射方向と、血管ＢＶ１内を血液が移動する方向とでなす角度を用いる必要がない。これにより、血流測定装置１は、測定光の入射方向と血液の移動する方向とでなす角度が９０度に近くになったとしても、移動速度の測定精度が低下することがなくなり、速度測定の精度を向上させることができる。また血流測定装置１は、脈波の動きそのものを捉えることができるため、局所的な乱流などによる影響を受け難い。

また血流測定装置１では、ＯＣＴ装置２は、試料ＳＰの表面上において、一端Ｅ１および他端Ｅ２を通る血管ＢＶ１に沿って測定光を走査する。
これにより、血流測定装置１は、血管ＢＶ１に沿って試料ＳＰの表面上に照射される照射位置を増やすことができる。そして、血管ＢＶ１上に照射される照射位置が増えるほど、血管ＢＶ１に沿った狭い間隔毎にモーションコントラスト波形を算出することができるため、ＯＣＴ装置２は、血管ＢＶ１における局所的なパルス波速度を正確に算出することができる。測定範囲の平均パルス波速度がわかるだけでなく、例えば、血管ＢＶ１が途中で枝分かれしていたとすると、その枝分かれ前後の局所的なパルス波速度の変化も捉えることができる。

また血流測定装置１は、ＯＣＴ装置２が取得した干渉信号に基づいて、血管の内半径Ｒ_ｉｎを算出する（Ｓ１４０）。そして血流測定装置１は、算出された内半径Ｒ_ｉｎとパルス波速度ＰＷＶとに基づいて、血管の流量Ｆを算出する（Ｓ１５０）。これにより血流測定装置１は、血管のパルス波速度だけではなく、血管の血流量も算出することができる。

また血流測定装置１は、ＯＣＴ装置２が取得した干渉信号に基づいて、血管の外半径Ｒ_ｏｕｔと内半径Ｒ_ｉｎを算出する（Ｓ１４０）。そして血流測定装置１は、算出された外半径Ｒ_ｏｕｔおよび内半径Ｒ_ｉｎとパルス波速度ＰＷＶとに基づいて、血管弾性特性Ｅを算出する（Ｓ１６０）。これにより血流測定装置１は、血管のパルス波速度だけではなく、血管の血管弾性特性も算出することができる。

以上説明した実施形態において、血流測定装置１は本発明における速度測定装置、ＯＣＴ装置２は本発明における光干渉断層撮影装置、モーションコントラスト信号は本発明におけるモーションコントラスト、血流測定プログラム４０は本発明における速度測定プログラムである。

また、Ｓ４０，Ｓ７０の処理は本発明におけるモーションコントラスト算出手段およびモーションコントラスト算出手順、Ｓ９０の処理は本発明における波形作成手段および波形作成手順、Ｓ１００，Ｓ１１０の処理は本発明における時間ずれ算出手段および時間ずれ算出手順、Ｓ１２０の処理は本発明における距離算出手段および距離算出手順、Ｓ１３０の処理は本発明における速度算出手段および速度算出手順である。

また、Ｓ１４０の処理は本発明における第１血管径算出手段、Ｓ１５０の処理は本発明における血流量算出手段、Ｓ１４０の処理は本発明における第２血管径算出手段、Ｓ１６０の処理は本発明における血管弾性特性算出手段である。

以上、本発明の一実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的範囲に属する限り種々の形態を採ることができる。
例えば上記実施形態では、波長掃引型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）を用いたものを示したが、スペクトルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）またはタイムドメインＯＣＴ（ＴＤ−ＯＣＴ）を用いるようにしてもよい。

また上記実施形態では、ＯＣＴ装置２が２次元断層画像を撮影するものを示したが、３次元断層画像を撮影するようにしてもよい。
また上記実施形態では、血流測定用走査が終了すると、断層画像用走査へと自動的に切り替えるものを示した。しかし、血流測定用走査が終了すると、走査部１６による走査自体を停止するようにしてもよい。この場合には、例えば、ＯＣＴ装置２に設置される走査開始ボタンを使用者が操作することにより、断層画像用走査を再開するようにしてもよい。

また上記実施形態では、１つの光で走査するものを示したが、複数の光を走査するようにしてもよい。
例えば、第１走査ビームと第２走査ビームを同時に走査することができるように構成されたデュアルビームＯＣＴ装置では、図７（ａ）に示すように、第１走査ビームＳＢ１と第２走査ビームＳＢ２とがそれぞれ異なる線上を同時に走査するようにしてもよいし、図７（ｂ）に示すように、それぞれ異なる円上を同時に走査するようにしてもよい。これにより、２箇所における同時刻のモーションコントラスト信号を取得することができる。

また上記実施形態では、モーションコントラストとして、ＯＣＴ信号の位相差を用いたものを示した。しかし、モーションコントラストは、これに限定されるものではなく、血液の動きに対して感度が高い二次元像を形成することができる方法（例えば、位相情報を利用するドップラー、または、スペックル非相関（speckle decorrelation））を用いたものであればよい。

また上記実施形態では、ＯＣＴ信号の位相差をモーションコントラスト信号としたものを示したが、ＯＣＴ信号の振幅（強度）差をモーションコントラスト信号としてもよい。
また上記実施形態では、対比箇所として、最大となる箇所、または、最小となる箇所を示したが、これに限定されるものではなく、対比することができる特徴を有した箇所であればよい。

また上記実施形態では、血管に沿って測定光を走査するものを示したが、測定光の走査方法はこれに限定されるものではなく、例えば図８（ａ）に示すように、直径が互いに異なる複数の円形状で光ビームを走査するようにしてもよい。図８（ａ）では、試料の表面上において、視神経乳頭ＯＮＨ２を含む円形走査ＣＳ１と、視神経乳頭ＯＮＨ２と円形走査ＣＳ１の走査領域とを含む円形走査ＣＳ２とを実行するようにしてもよい。

円形走査ＣＳ１では、測定点Ｐｒ１と交差する円形状に測定光を走査する。円形走査ＣＳ２では、測定点Ｐｒ２と交差し且つ円形走査ＣＳ１の走査領域を包含する円形状に測定光を走査する。

これにより、円形走査ＣＳ１の測定点と円形走査ＣＳ２の測定点との両方を通過する血管ＢＶ２のパルス波速度を算出することができる。
具体的には、血管ＢＶ２は、円形走査ＣＳ１の測定点Ｐｒ１と、円形走査ＣＳ２の測定点Ｐｒ２との両方を通過する。そして、図８（ｂ）に示すように、測定点Ｐｒ１のパルス波マップＰＷ１１と測定点Ｐｒ２のパルス波マップＰＷ１２とを対比することにより、伝播時間Ｔｐを算出する。これにより、血管ＢＶ２のパルス波速度を算出する。

このように円形走査ＣＳ１と円形走査ＣＳ２とを行うことで、円形走査ＣＳ１の円形において測定点Ｐｒ１以外の測定点と、円形走査ＣＳ２の円形において測定点Ｐｒ２以外の測定点とで、モーションコントラストを算出することができる。

具体的には、血管ＢＶ３，ＢＶ４，ＢＶ５はそれぞれ、円形走査ＣＳ１の測定点Ｐｒ３，Ｐｒ５，Ｐｒ７と、円形走査ＣＳ２の測定点Ｐｒ４，Ｐｒ６，Ｐｒ８との両方を通過する。これにより、円形走査ＣＳ１と円形走査ＣＳ２とを行うことで、血管ＢＶ３，ＢＶ４，ＢＶ５のパルス波速度も算出することができる。

また、例えば、測定点Ｐｒ１と測定点Ｐｒ２とを交互に走査する場合において、パルス波速度が速いのにも関わらず測定点Ｐｒ１と測定点Ｐｒ２との間の距離が短いと、伝播時間Ｔｐの誤差が大きくなり、パルス波速度の検出精度が低下するおそれがある。このため、パルス波速度を算出するためには、２つの測定点間の距離を適切に設定する必要がある。

人間の脈拍数は６０回／分程度であるため、人間の脈拍の周期Ｔｏは約１秒である。そして、測定点Ｐｒ１と測定点Ｐｒ２とで同一の脈波における同一の対比箇所を検出するために、測定点Ｐｒ１と測定点Ｐｒ２との間の伝播時間Ｔｐは周期Ｔｏ未満である必要がある。但し、この条件は、血流の向きが判明している場合に適用される。例えば、測定点Ｐｒ１から測定点Ｐｒ２へ向かって血液が流れている場合には、測定点Ｐｒ１において対比箇所を検出した時点から周期Ｔｏが経過するまでに測定点Ｐｒ２において検出された対比箇所は、同一の脈波によるものであると判断することができる。

一方、血流の向きが判明していない場合には、−Ｔｏ／２＜Ｔｐ＜＋Ｔｏ／２である必要がある。例えば、測定点Ｐｒ１において対比箇所を検出した時点から（Ｔｏ／２）前までの間に測定点Ｐｒ２において検出された対比箇所は、同一の脈波によるものであると判断することができる。そして、この場合には、測定点Ｐｒ２から測定点Ｐｒ１へ向かって血液が流れていると判断することができる。また、測定点Ｐｒ１において対比箇所を検出した時点から（Ｔｏ／２）後までの間に測定点Ｐｒ２において検出された対比箇所は、同一の脈波によるものであると判断することができる。そして、この場合には、測定点Ｐｒ１から測定点Ｐｒ２へ向かって血液が流れていると判断することができる。

このため、血流の向きが判明していない場合において伝播時間Ｔｐの誤差をできる限り小さくするには、伝播時間Ｔｐが（Ｔｏ／２）＝０．５［秒］となるように測定点Ｐｒ１と測定点Ｐｒ２との間の距離を設定するとよい。

眼底において最も血流速度が遅いと思われる毛細血管について考えると、この毛細血管の血流速度は０．３ｍｍ／ｓ程度である。このため、眼底の毛細血管のパルス波速度を測定する場合には、測定点Ｐｒ１と測定点Ｐｒ２との間の距離は、０．５［ｓ］×０．３［ｍｍ／ｓ］＝０．１５［ｍｍ］とするとよい。

この毛細血管の血流速度よりも速い血流速度（網膜中心動（静）脈および毛様体動（静）脈など）が想定されるときには、測定点Ｐｒ１と測定点Ｐｒ２との間の距離を長くすればよい。このため、測定点Ｐｒ１と測定点Ｐｒ２との間の距離は、想定される血流速度に応じて、０．１５ｍｍより長くなるように設定するとよい。これにより、試料が眼底である場合において、伝播時間Ｔｐの算出誤差の増大を抑制し、パルス波速度の検出精度の低下を抑制することができる。

また上記実施形態では、２箇所の測定点におけるパルス波マップＰＷ（ｓ，ｚ，ｔ）のそれぞれについて、特定された対比箇所における時間ｔを決定することにより伝播時間Ｔｐを算出するものを示した。しかし、上記のように直径が互いに異なる複数の円形状で光ビームを走査する場合には、図９に示すように、脈拍または脈波を検出する毎に、円形走査ＣＳ１と円形走査ＣＳ２とを切り替えるようにしてもよい。

具体的には、脈拍ＰＬ１を検出すると、次の脈拍ＰＬ２を検出するまで円形走査ＣＳ１を繰り返すことにより、脈拍ＰＬ１の検出時点から脈拍ＰＬ２の検出時点までにおける測定点Ｐｒ１のパルス波マップＰＷ２１を作成する。次に、脈拍ＰＬ２を検出すると、次の脈拍（不図示）を検出するまで円形走査ＣＳ２を繰り返すことにより、脈拍ＰＬ２の検出時点から次の脈拍の検出時点までにおける測定点Ｐｒ２のパルス波マップＰＷ２２を作成する。

そして、脈拍ＰＬ１を検出した時点（時刻ｔ０１を参照）からパルス波マップＰＷ２１の対比箇所を検出した時点（時刻ｔ０２を参照）までの時間Ｔｄ１と、脈拍ＰＬ２を検出した時点（時刻ｔ０３を参照）からパルス波マップＰＷ２２の対比箇所を検出した時点（時刻ｔ０４を参照）までの時間Ｔｄ２との差に基づいて、伝播時間Ｔｐを算出する。

これにより、脈拍ＰＬ１の検出時から脈拍ＰＬ２の検出時までは、パルス波マップＰＷ２１の作成のためのみに走査が行われるため、詳細なパルス波マップＰＷ２１を作成することができる。同様に、脈拍ＰＬ２の検出時からはパルス波マップＰＷ２２の作成のためのみに走査が行われるため、詳細なパルス波マップＰＷ２２を作成することができる。このため、パルス波マップＰＷ２１とパルス波マップＰＷ２２において対比箇所を検出できなくなる事態の発生を抑制することができる。なお、パルス波マップＰＷ２１と、パルス波マップＰＷ２２は、互いに異なる脈波を捉えたものである可能性がある（図８のパルス波マップＰＷ２１,ＰＷ２２を参照）。しかし、脈拍毎に血流速度が大きく変化しないという条件の下では、異なる脈波を捉えた場合における時間Ｔｄ１と時間Ｔｄ２との差（Ｔｄ２−Ｔｄ１）は、パルス波マップＰＷ２１とパルス波マップＰＷ２２とで同一の脈波を捉えた場合と略等しい。

また図９では、脈拍または脈波を検出する毎に、円形走査ＣＳ１と円形走査ＣＳ２とを切り替えるものを示したが、予め設定された切替タイミングが到来する毎に、円形走査ＣＳ１と円形走査ＣＳ２とを切り替えるようにしてもよい。例えば、脈拍または脈波の周期とは異なる切替周期が経過する毎に円形走査ＣＳ１と円形走査ＣＳ２とを切り替えるようにしてもよい。

また図９では、脈拍または脈波を検出する毎に、円形走査ＣＳ１と円形走査ＣＳ２とを切り替えるものを示したが、複数の脈拍または脈波を検出する毎に、円形走査ＣＳ１と円形走査ＣＳ２とを切り替えるようにしてもよい。これにより、円形走査ＣＳ１と円形走査ＣＳ２のそれぞれについて、複数の脈拍を取得することができ、脈拍または脈波が検出された時点からパルス波マップの対比箇所が検出された時点までの時間Ｔｄ１および時間Ｔｄ２が複数得られる。このため、複数の時間Ｔｄ１の平均と、複数の時間Ｔｄ２の平均をとることにより、脈拍の平均的な挙動を評価するようにしてもよいし、複数の時間Ｔｄ１と複数の時間Ｔｄ２のバラツキを算出することにより、脈拍の安定性を評価するようにしてもよい。

また上記実施形態では、下式（８）により血管弾性特性（ヤング率）Ｅを算出するものを示した。しかし、粘性のある流体の場合には、下式（９）により血管弾性特性（ヤング率）Ｅを算出するようにしてもよい。

また上記実施形態では、パルス波速度を算出するものを示したが、流量と血管の断面積から血流速度を評価することが可能である。なお、血管の断面積の時間変化を評価することも可能である。
また上記実施形態では、複数の軸平行線ｚについて算出された伝搬時間Ｔｐ（ｚ）および伝搬距離Ｄｐ（ｚ）の加算平均をそれぞれ伝搬時間Ｔｐおよび伝搬距離Ｄｐとするものを示したが、血管の中心を通るライン上での伝搬時間および伝搬距離を用いてもよい。
また上記実施形態では、点状の光を試料上に向けて２次元走査するものを示したが、データの取得スピードを上げるためにライン状の光を走査する方法を用いてもよい。

１…血流測定装置、２…ＯＣＴ装置、３…撮影装置、４…制御装置、１１…光源、１２，１７，１９…光ファイバ、１３，１８…ファイバカプラ、１４…測定アーム、１５…参照アーム、１６…走査部、２０…検出器、３１…表示部、３２…操作入力部、３３…データ記憶部、３４…制御部、４０…血流測定プログラム

Claims (11)

1. 光源から照射された光を参照光と測定光とに分割し、血管を内包する試料の表面上における互いに異なる複数の照射地点へ前記測定光を照射し、前記測定光が試料で反射した反射光と、前記参照光とが干渉した干渉信号に基づいて、前記試料の断層画像を取得する光干渉断層撮影装置と、
   複数の前記照射地点のうち、前記血管上に位置する１つの前記照射地点を第１照射地点とし、前記第１照射地点を通る前記血管上に位置して前記第１照射地点とは異なる１つの前記照射地点を第２照射地点とし、前記第１照射地点における前記干渉信号の時間変化量に基づいて算出されるモーションコントラストを第１モーションコントラストとし、前記第２照射地点における前記干渉信号の時間変化量に基づいて算出されるモーションコントラストを第２モーションコントラストとし、前記第１モーションコントラストと前記第２モーションコントラストを継続して算出するモーションコントラスト算出手段と、
   前記モーションコントラスト算出手段による算出結果に基づいて、前記第１モーションコントラストの時間変化を示す第１モーションコントラスト波形と、前記第２モーションコントラストの時間変化を示す第２モーションコントラスト波形とを作成する波形作成手段と、
   前記波形作成手段により作成された前記第１モーションコントラスト波形と前記第２モーションコントラスト波形との間の時間的なずれである時間ずれを算出する時間ずれ算出手段と、
   前記血管に沿って前記第１照射地点から前記第２照射地点に到るまでの血管距離を算出する距離算出手段と、
   前記時間ずれ算出手段により算出された前記時間ずれと、前記距離算出手段により算出された前記血管距離とに基づいて、前記血管の内部を伝搬するパルス波の速度であるパルス波速度を算出する速度算出手段とを備える
   ことを特徴とする速度測定装置。
2. 前記モーションコントラストは、血流を測定するために予め設定された測定間隔となる互いに異なる時刻で算出された２つの前記干渉信号の位相差を示す情報を含む
   ことを特徴とする請求項１に記載の速度測定装置。
3. 前記モーションコントラストは、血流を測定するために予め設定された測定間隔となる互いに異なる時刻で算出された２つの前記干渉信号の振幅差を示す情報を含む
   ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の速度測定装置。
4. 前記光干渉断層撮影装置は、前記試料の表面上において、前記第１照射地点および前記第２照射地点を通る前記血管に沿って前記測定光を走査する
   ことを特徴とする請求項１〜請求項３の何れか１項に記載の速度測定装置。
5. 前記光干渉断層撮影装置は、前記試料の表面上において、前記第１照射地点と交差する円形状に前記測定光を走査する第１走査を実行するとともに、前記第２照射地点と交差し且つ前記第１走査の走査領域を包含する円形状に前記測定光を走査する第２走査を実行する
   ことを特徴とする請求項１〜請求項４の何れか１項に記載の速度測定装置。
6. 前記モーションコントラスト算出手段は、前記第１走査による前記照射地点を前記第１照射地点とし、前記第２走査による前記照射地点を前記第２照射地点として、前記第１モーションコントラストと前記第２モーションコントラストを算出し、
   前記時間ずれ算出手段は、脈拍または脈波が検出された時点から前記第１モーションコントラスト波形の予め設定された対比箇所が検出された時点までの時間と、脈拍または脈波が検出された時点から前記第２モーションコントラスト波形の前記対比箇所が検出された時点までの時間との差に基づいて、前記時間ずれを算出する
   ことを特徴とする請求項５に記載の速度測定装置。
7. 前記光干渉断層撮影装置が取得した前記干渉信号に基づいて、前記血管の内半径を算出する第１血管径算出手段と、
   前記第１血管径算出手段により算出された前記内半径と、前記速度算出手段により算出された前記パルス波速度とに基づいて、前記血管の血流量を算出する血流量算出手段とを備える
   ことを特徴とする請求項１〜請求項６の何れか１項に記載の速度測定装置。
8. 前記光干渉断層撮影装置が取得した前記干渉信号に基づいて、前記血管の外半径および内半径を算出する第２血管径算出手段と、
   前記第２血管径算出手段により算出された前記外半径および前記内半径と、前記速度算出手段により算出された前記パルス波速度とに基づいて、前記血管の血管弾性特性を算出する血管弾性特性算出手段とを備える
   ことを特徴とする請求項１〜請求項７の何れか１項に記載の速度測定装置。
9. 前記試料が眼底である場合には、前記血管距離が０．１５ｍｍより長くなるように、前記第１照射地点と前記第２照射地点の位置が設定される
   ことを特徴とする請求項１〜請求項８の何れか１項に記載の速度測定装置。
10. コンピュータを、請求項１〜請求項９の何れか１項に記載の速度測定装置の各手段として機能させる速度測定プログラム。
11. 光源から照射された光を参照光と測定光とに分割し、血管を内包する試料の表面上における互いに異なる複数の照射地点へ前記測定光を照射し、前記測定光が試料で反射した反射光と、前記参照光とが干渉した干渉信号に基づいて、前記試料の断層画像を取得する光干渉断層撮影装置を用いる速度測定方法であって、
    複数の前記照射地点のうち、前記血管上に位置する１つの前記照射地点を第１照射地点とし、前記第１照射地点を通る前記血管上に位置して前記第１照射地点とは異なる１つの前記照射地点を第２照射地点とし、前記第１照射地点における前記干渉信号の時間変化量に基づいて算出されるモーションコントラストを第１モーションコントラストとし、前記第２照射地点における前記干渉信号の時間変化量に基づいて算出されるモーションコントラストを第２モーションコントラストとし、前記第１モーションコントラストと前記第２モーションコントラストを継続して算出するモーションコントラスト算出手順と、
    前記モーションコントラスト算出手順による算出結果に基づいて、前記第１モーションコントラストの時間変化を示す第１モーションコントラスト波形と、前記第２モーションコントラストの時間変化を示す第２モーションコントラスト波形とを作成する波形作成手順と、
    前記波形作成手順により作成された前記第１モーションコントラスト波形と前記第２モーションコントラスト波形との間の時間的なずれである時間ずれを算出する時間ずれ算出手順と、
    前記血管に沿って前記第１照射地点から前記第２照射地点に到るまでの血管距離を算出する距離算出手順と、
    前記時間ずれ算出手順により算出された前記時間ずれと、前記距離算出手順により算出された前記血管距離とに基づいて、前記血管の内部を伝搬するパルス波の速度であるパルス波速度を算出する速度算出手順とを備える
    ことを特徴とする速度測定方法。