JP6633468B2 - 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。例えば、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、血管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からである。

血流計測においては、計測対象となる断面（注目断面）における血管の向きを推定するためのＯＣＴ（第１走査）と、ドップラーＯＣＴ（第２走査）とが行われる。対象が生体眼である場合、眼球運動により第１走査時と第２走査時との間に被検眼が変位し、ドップラーＯＣＴにおける測定光の血管に対する実際の角度と、演算に用いられる角度（つまり、第１走査から得られる角度）との間に誤差が生じることがある。この角度の誤差は血流情報（血流速度）の演算結果に誤差を与えるため、血流情報の確度の低下を招く。

この発明の目的は、血流計測の確度の向上を図ることにある。

実施形態の血流計測装置は、データ取得部と、変位検出部と、データ処理部とを備える。データ取得部は、光コヒーレンストモグラフィを用いて被検眼のデータを取得する。変位検出部は、被検眼の変位を検出する。データ処理部は、データ取得部により取得されたデータと変位検出部により検出された変位とに基づいて、被検眼の血流情報を生成する。

この発明によれば、血流計測の確度の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説明するための概略図である。 実施形態に係る血流計測装置の動作の一例を説明するための概略図である。 実施形態に係る血流計測装置の動作の一例を説明するための概略図である。 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について図面を参照しながら詳細に説明する。実施形態に係る血流計測装置は、ＯＣＴを用いて生体眼の断層像や３次元画像を形成する。この明細書に記載の引用文献の内容を実施形態に援用することができる。

以下の実施形態では、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ＯＣＴを行う血流計測装置について説明する。なお、ＯＣＴのタイプはスペクトラルドメインには限定されず、例えばスウェプトソースＯＣＴであってよい。また、実施形態に係る血流計測装置はＯＣＴ装置と眼底カメラとの複合機であるが、眼底カメラ以外の眼底撮影装置、例えばＳＬＯ（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）、スリットランプ、眼科手術用顕微鏡などにＯＣＴ装置を組み合わせてもよい。なお、血流計測装置は、ＯＣＴ機能を具備していれば十分であり、眼底撮影機能を備える必要はない。

［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、ＯＣＴユニット１００及び演算制御ユニット２００を含む。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備える。ＯＣＴユニット１００は、眼底のＯＣＴ画像を取得するための光学系を備える。演算制御ユニット２００は、各種の演算や制御を実行するコンピュータを備える。

（眼底カメラユニット２）
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、例えば、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、例えば、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、例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からの測定光を眼底Ｅｆに導くとともに、眼底Ｅｆ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は、例えばハロゲンランプ又はＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）を含む。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。

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、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、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３０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、例えばキセノンランプ又はＬＥＤを含む。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。

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時などに使用される。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。

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。

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に投影される。

アライメント光の戻り光は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（アライメント指標像）は、観察画像とともに表示される。ユーザは、従来の眼底カメラと同様に、アライメント指標像を参照しつつアライメントを実施することができる。また、演算制御ユニット２００がアライメント指標像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うこともできる（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。

フォーカス光の戻り光は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（スプリット指標像）は、観察画像及びアライメント指標像とともに表示される。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ことができる（オートフォーカス機能）。また、スプリット指標像の位置を参照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、眼底撮影用の光路にＯＣＴ用の光路（ＯＣＴ光路）を合成する。つまり、眼底撮影用の光路とＯＣＴ光路とは、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、例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光路を通過する測定光ＬＳの進行方向を変化させる。それにより、眼底Ｅｆを測定光ＬＳで走査することができる。ガルバノスキャナ４２は、例えば、測定光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、測定光ＬＳをｘｙ平面上の任意の方向に走査することができる。

（ＯＣＴユニット１００）
図２を参照しつつＯＣＴユニット１００の構成例を説明する。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装置と同様に、低コヒーレンス光を参照光と測定光に分割し、眼底Ｅｆを経由した測定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装置が適用される場合、低コヒーレンス光源の代わりに波長掃引光源が設けられるとともに、スペクトル成分を検出するデバイス（分光器）の代わりにバランスドフォトダイオードが設けられる。一般に、ＯＣＴユニット１００は、ＯＣＴのタイプに応じた公知の構成を備えていてよい。

光源ユニット１０１は低コヒーレンス光Ｌ０（広帯域光）を出力する。低コヒーレンス光Ｌ０は、例えば、近赤外領域の波長帯（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。或いは、１０４０〜１０６０ｎｍ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、演算制御ユニット２００の制御の下、或いは手動操作により、光ファイバ１０４に導かれる参照光ＬＲの光量を変更する。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、光ファイバ１０４内を導かれる参照光ＬＲの偏光状態を変化させる。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、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、測定光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により屈折されて被検眼Ｅに入射する。測定光ＬＳは、眼底Ｅｆの様々な深さ位置において反射・散乱される。眼底Ｅｆからの測定光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。

ファイバカプラ１０９は、測定光ＬＳの戻り光と参照光ＬＲとを干渉させる。これにより干渉光ＬＣが生成される。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、例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、例えばラインセンサであり、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。なお、ＣＣＤイメージセンサに代えて、他のイメージセンサ、例えばＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサを用いてよい。

（演算制御ユニット２００）
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ＯＣＴ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を制御する。眼底カメラユニット２の制御には、観察光源１１、撮影光源１５、ＬＣＤ３９、ガルバノスキャナ４２、並びにＬＥＤ５１及び６１のそれぞれの動作制御や、合焦レンズ３１及び４３、光路長変更部４１、フォーカス光学系６０、並びに反射棒６７、のそれぞれの移動制御などがある。ＯＣＴユニット１００の制御には、光源ユニット１０１、光減衰器１０５、偏波調整器１０６、及びＣＣＤイメージセンサ１２０のそれぞれの動作制御などがある。

演算制御ユニット２００は、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む。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。なお、本明細書において「プロセッサ」は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、ＳＰＬＤ（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＰＬＤ（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ））等の回路を意味する。演算制御ユニット２００は、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。

［制御系］
血流計測装置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２１０）
制御部２１０は、例えば、前述のプロセッサ、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む。制御部２１０には、主制御部２１１と記憶部２１２が設けられている。記憶部２１２は、各種のデータやコンピュータプログラムを記憶する。

主制御部２１１は各種制御を行う。例えば、図３に示すように、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２のＣＣＤ３５及び３８、合焦駆動部３１Ａ、光路長変更部４１、ガルバノスキャナ４２、並びに合焦駆動部４３Ａの制御を行う。更に、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００の光源ユニット１０１、光減衰器１０５、偏波調整器１０６及びＣＣＤ１１５の制御を行う。

合焦駆動部３１Ａ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の合焦位置が変化する。また、合焦駆動部４３Ａは、合焦レンズ４３を光軸方向に移動させる。それにより、測定光ＬＳの合焦位置（ＯＣＴ計測の合焦位置）が変化する。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次元的に移動することができる。この光学系の移動制御は、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する処理である。トラッキングの前にはアライメントとフォーカス調整が実行される。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状態を維持する機能である。

（画像形成部２２０）
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。画像形成部２２０はプロセッサを含む。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２以上の断面を測定光ＬＳで走査する。第２走査は、この注目血管に交差する注目断面を測定光ＬＳで反復的に走査する。第１走査が行われる断面は、注目断面の近傍に配置される。第１走査により取得されたデータは、注目断面における注目血管の傾き（向き）を求めるために用いられる。第２走査は、ＯＣＴを用いたドップラー計測である。

第１走査及び第２走査の対象断面は、ｘｙ平面において、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、例えば、視神経乳頭Ｄａの近傍に、第１走査が行われる２つの断面Ｃ１１及びＣ１２と、第２走査が行われる注目断面Ｃ２とが注目血管Ｄｂに交差するように設定される。２つの断面Ｃ１１及びＣ１２の一方は注目断面Ｃ２に対して注目血管Ｄｂの上流側に位置し、他方は下流側に位置する。注目断面Ｃ２に対する各断面Ｃ１１及びＣ１２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２３５の説明において後述される。

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。第２走査の実行時間は、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。

（断層像形成部２２１）
断層像形成部２２１は、断面Ｃ１１及びＣ１２に対する第１走査により得られた干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、断面Ｃ１１の形態を表す断層像と、断面Ｃ１２の形態を表す断層像とを形成する。このとき、断面Ｃ１１を１回走査して１枚の断層像を形成し、かつ、断面Ｃ１２を１回走査して１枚の断層像を形成することができる。或いは、断面Ｃ１１を複数回走査して得られた複数の断層像に基づき１枚の断層像を取得し、かつ、断面Ｃ１２を複数回走査して得られた複数の断層像に基づき１枚の断層像を取得することができる。複数の断層像から１枚の断層像を取得する処理の例として、複数の断層像を平均して画質向上を図る処理や、複数の断層像から最適な１枚を選択する処理がある。

また、断層像形成部２２１は、注目断面Ｃ２に対する第２走査により得られた干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、注目断面Ｃ２の形態の時系列変化を表す断層像群を形成する。この処理についてより詳しく説明する。第２走査では、上記のように注目断面Ｃ２が繰り返し走査される。断層像形成部２２１には、第２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、注目断面Ｃ２の１回分の走査に対応する検出信号群に基づいて、注目断面Ｃ２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２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、各群の断層像を平均して画質の向上を図ってもよい。

断層像形成部２２１が実行する処理は、従来のスペクトラルドメインＯＣＴと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）などを含む。他のタイプのＯＣＴが適用される場合、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２２２）
位相画像形成部２２２は、注目断面Ｃ２に対する第２走査により得られた干渉光ＬＳの検出結果に基づいて、注目断面Ｃ２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データは、断層像形成部２２１が注目断面Ｃ２の断層像を形成するために用いられるデータと同じである。よって、注目断面Ｃ２の断層像と位相画像とを位置合わせすることができる。つまり、注目断面Ｃ２の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。換言すると、この例の位相画像は、注目断面Ｃ２の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き形成される。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及びｔ２（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及び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、例えば、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ことを表す色（例えば赤）と、減少したことを表す色（例えば青）とを違えることができる。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色や濃度で提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、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。

（データ処理部２３０）
データ処理部２３０は、各種のデータ処理を実行する。例えば、データ処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された画像に対して画像処理や解析処理を施す。その具体例として、輝度補正や分散補正等の各種補正処理がある。また、データ処理部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）に対して画像処理や解析処理を施す。

データ処理部２３０は、血管領域特定部２３１と、傾き算出部２３２と、変位算出部２３３と、血流情報生成部２３４とを備える。血流情報生成部２３４には、補正量算出部２３４１と、血流速度算出部２３４２と、血管径算出部２３４３と、血流量算出部２３４４とが設けられている。更に、データ処理部２３０は断面設定部２３５を有する。

（血管領域特定部２３１）
血管領域特定部２３１は、断層像形成部２２１により形成された断層像において、注目血管Ｄｂに対応する血管領域を特定する。更に、血管領域特定部２３１は、位相画像形成部２２２により形成された位相画像において、注目血管Ｄｂに対応する血管領域を特定する。血管領域の特定は、各画像の画素値を解析することにより行われる（例えば閾値処理）。なお、位相画像については、例えば、注目断面Ｃ２の断層像の血管領域を参照して位相画像の血管領域を特定するようにしてよい。

（傾き算出部２３２）
傾き算出部２３２は、第１走査により取得されたデータに基づいて注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きを算出する。このとき、第２走査により得られたデータを更に用いることも可能である。傾き算出部２３２は、断面間距離と血管領域の特定結果とに基づいて、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きを算出する。断面間距離は、断面Ｃ１１と断面Ｃ１２との間の距離を含んでよい。また、断面間距離は、断面Ｃ１１と注目断面Ｃ２との間の距離と、断面Ｃ１２と注目断面Ｃ２との間の距離とを含んでよい。

注目血管Ｄｂの傾きの算出方法の例を、図６を参照しつつ説明する。断層像Ｇ１１及びＧ１２は、それぞれ、第１走査が適用される断面Ｃ１１を表す断層像及び断面Ｃ１２を表す断層像である。また、断層像Ｇ２は、第２走査が適用される注目断面Ｃ２を表す断層像である。符号Ｖ１１、Ｖ１２及びＶ２は、それぞれ、断層像Ｇ１１内の血管領域、断層像Ｇ１２内の血管領域、及び断層像Ｇ２内の血管領域を示す。なお、これら血管領域は注目血管Ｄｂの断面に相当する。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（測定光ＬＳの光路の光軸）と実質的に一致するものとする。また、隣接する断層像（断面）の間隔をＬとする。

１つの例において、傾き算出部２３２は、３つの血管領域Ｖ１１、Ｖ１２及びＶ２の位置関係に基づいて、注目断面Ｃ２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、例えば、３つの血管領域Ｖ１１、Ｖ１２及びＶ２を結ぶことによって得られる。具体的には、傾き算出部２３２は、３つの血管領域Ｖ１１、Ｖ１２及びＶ２のそれぞれの特徴点を特定し、これら特徴点を結ぶ。この特徴点としては、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、これら特徴点の結び方としては、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２３２は、これら特徴点を結ぶ線に基づいて傾きＡを算出する。線分が用いられる場合、例えば、注目断面Ｃ２内の血管領域Ｖ２の特徴点と断面Ｃ１１内の血管領域Ｖ１１の特徴点とを結ぶ第１線分の傾きと、血管領域Ｖ２の当該特徴点と断面Ｃ１２内の血管領域Ｖ１２の特徴点とを結ぶ第２線分の傾きとに基づいて、傾きＡが算出される。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、近似曲線と注目断面Ｃ２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Ｌは、線分や近似曲線を求める処理において、これら断層像Ｇ１１、Ｇ１２及び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つの断面の血管領域を考慮して傾きを求めることも可能である。具体例として、断面Ｃ１１内の血管領域Ｖ１１と断面Ｃ１２内の血管領域Ｖ１２とに基づいて、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きＡを求めるよう構成できる。或いは、上記第１線分又は第２線分の傾きを傾きＡとして用いることも可能である。

また、上記の例では、血管領域に基づいて注目血管Ｄｂの傾きＡを求めているが、断層像内の所定領域に基づいて傾きを推定することも可能である。例えば、眼底Ｅｆの所定組織（内境界膜（ＩＬＭ）等）に相当する領域や、輝度又は形状が特徴的な領域を特定し、２以上の断層像から特定された当該領域の位置関係に基づいて傾きを推定することができる。

また、上記の例では傾きＡの値を１つだけ求めているが、血管領域Ｖ２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構成してもよい。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（例えば平均値）を傾きＡとして用いることもできる。

（変位算出部２３３）
変位算出部２３３は被検眼Ｅの変位を求める。特に、変位算出部２３３は、光学的手法で取得されたデータに基づいて被検眼Ｅの変位を算出する。変位算出部２３３は、第１走査における被検眼Ｅの位置と第２走査における被検眼Ｅの位置との間の変位を求める。第１走査における被検眼Ｅの位置は、第１走査の実行中の任意のタイミング、第１走査の直前のタイミング、及び第１の走査の直後のタイミングのいずれかのタイミングにおける被検眼Ｅの位置であってよい。同様に、第２走査における被検眼Ｅの位置は、第２走査の実行中の任意のタイミング、第２走査の直前のタイミング、及び第２の走査の直後のタイミングのいずれかのタイミングにおける被検眼Ｅの位置であってよい。

被検眼Ｅの変位の算出に用いられるデータの幾つかの例を説明する。第１の例として、被検眼Ｅを撮影して得られた画像がある。この画像は、前眼部の画像（観察画像、撮影画像又はＯＣＴ画像）又は眼底Ｅｆの画像（観察画像、撮影画像又はＯＣＴ画像）であってよい。変位算出部２３３は、この画像を解析することで特徴点を特定する。この特徴点は、例えば、瞳孔の重心・中心・輪郭、角膜頂点、虹彩、視神経乳頭の重心・中心・輪郭、黄斑の中心（中心窩）、血管、病変部などであってよい。特徴点の特定は、画素値（輝度値、ＲＧＢ値等）の解析やパターン解析などの任意の画像処理を用いて行われる。更に、変位算出部２３３は、例えば、第１走査における被検眼Ｅの位置（座標値）と第２走査における被検眼Ｅの位置（座標値）との間の変位（差分）を算出する。この変位は、２次元的変位又は３次元的変位であってよい（以下同様）。

被検眼Ｅを撮影して得られた画像に基づく変位算出の他の例として、画像に描出されたアーティファクト（フレア等）の位置やサイズに基づいて、（装置光学系に対する）被検眼Ｅの位置を求めることができる。

第２の例として、被検眼Ｅに投影される光（指標）の検出結果がある。この指標は、例えばアライメント指標であってよい。この場合、変位算出部２３３は、観察画像等に描出された一対のアライメント指標像の位置に基づいて、（装置光学系に対する）被検眼Ｅの位置を求める。更に、変位算出部２３３は、例えば、第１走査における被検眼Ｅの位置（座標値）と第２走査における被検眼Ｅの位置（座標値）との間の変位（差分）を算出する。また、変位算出のための指標として、レフラクトメータや眼圧計等におけるアライメント輝点を用いることができる。

第３の例として、前眼部を異なる方向から実質的に同時に撮影して得られた２以上の画像がある。変位算出部２３３は、これら２以上の画像を解析することにより、被検眼Ｅの３次元位置を求める。この技術は、本出願人による特開２０１３−２４８３７６号公報などに開示されている。変位算出部２３３は、例えば、第１走査における被検眼Ｅの３次元位置（座標値）と第２走査における被検眼Ｅの３次元位置（座標値）との間の変位（差分）を算出する。なお、３次元位置のうちｘｙ方向の位置（２次元位置）を用いるようにしてもよい。

（血流情報生成部２３４）
血流情報生成部２３４は、眼底ＥｆのＯＣＴ計測により取得されたデータと変位算出部２３３により算出された被検眼Ｅの変位とに基づいて、被検眼Ｅの血流情報を生成する。より具体的には、血流情報生成部２３４は、第２走査（ドップラーＯＣＴ）により取得されたデータ（位相画像）と、傾き算出部２３２により算出された注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きと、変位算出部２３３により求められた被検眼Ｅの変位とに基づいて、注目血管Ｄｂに関する血流情報を生成する。前述のように、血流情報生成部２３４には、補正量算出部２３４１と、血流速度算出部２３４２と、血管径算出部２３４３と、血流量算出部２３４４とが設けられている。

（補正量算出部２３４１）
補正量算出部２３４１は、変位算出部２３３により求められた被検眼Ｅの変位に基づいて、傾き算出部２３２により算出された注目血管Ｄｂの傾きを補正するための補正量を算出する。前述したように、ドップラーＯＣＴにおいては、測定光ＬＳの入射方向と注目血管Ｄｂの傾き（血流方向）との間の角度が考慮される。よって、注目血管Ｄｂの傾きの補正量は、測定光ＬＳの入射方向と血流方向との間の角度の補正量と実質的に等価である。

補正量の算出の例を図７に基づき説明する。符号ＬＳ０及びＬＳ１のそれぞれは、測定光ＬＳの経路を示す。被検眼Ｅの外部において、測定経路ＬＳ０と測定経路ＬＳ１とは互いに平行であり（双方ともにｚ方向に沿っている）、ｘｙ方向に変位ｄだけ離れている。測定経路ＬＳ０はアライメントが好適な状態における測定光ＬＳの経路を示し、測定経路ＬＳ１はアライメントがずれた状態における測定光ＬＳの経路を示す。これら測定経路ＬＳ０及びＬＳ１は、眼底Ｅｆの同じ位置に到達するものとする。測定経路ＬＳ０のうち被検眼Ｅ内に位置する部分の長さ（例えば眼軸長）をＴで表す。以上の準備の下、これら測定経路ＬＳ０及びＬＳ１が眼底Ｅｆにおいて成す角度（誤差）Δθは、次式により得られる。

具体例として、被検眼Ｅの眼軸長を空気換算で１７ｍｍと仮定し（Ｔ＝１７ｍｍ）、被検眼Ｅの変位を０．５ｍｍと仮定する（ｄ＝０．５ｍｍ）。この場合、誤差Δθ＝１．７度となる。この誤差Δθが血流速度の算出結果に与える影響は大きい。なお、値Ｔは既定値（デフォルト値）でもよいし、検査ごとに設定される値でもよい。既定値の例として、眼軸長の標準値（模型眼の値等）、被検者の属性（年齢層、性別、疾患等）ごとの眼軸長の標準値などがある。検査ごとの設定値の例として、被検眼Ｅの眼軸長がある。また、眼軸長は、任意の方法で補正された値でもよい。例えば、被検者の属性、被検眼の測定データ、被検眼の向き等によって、眼軸長の標準値又は測定値を補正して得られた値を演算に用いることができる。或いは、演算手法に応じて定義された（広義の）眼軸長を適用することも可能である。例えば、前眼部の所定位置（例えば、角膜、水晶体等の主平面位置）から眼底までの距離を演算に用いることができる。また、このような広義の眼軸長の標準値（模型眼の値等）を上記のような方法で補正して得られた値を演算に適用することも可能である。

補正量算出部２３４１は、変位算出部２３３により求められた被検眼Ｅの変位ｄに基づいて誤差Δθを算出する。誤差Δθは、測定光ＬＳの入射方向と注目血管Ｄｂの傾きとの間の角度θの補正量として用いられる。以下、被検眼Ｅの変位の算出方法の例とともに、補正量Δθの大きさ及び符号（＋／−）の算出方法を説明する。

第１走査における被検眼Ｅ（その特徴点等）の座標値とＰ_１＝（ｘ_１、ｙ_１）とし、第２走査における被検眼Ｅ（その特徴点等）の座標値をＰ_２＝（ｘ_２、ｙ_２）とする。これら座標値は変位算出部２３３により得られる。変位算出部２３３は、更に、これら座標値Ｐ_１及びＰ_２を極座標に変換する：Ｐ_１＝（ｒ_１、θ_１）、Ｐ_２＝（ｒ_２、θ_２）。そして、変位算出部２３３は、これら座標値Ｐ_１及びＰ_２の間の距離を被検眼Ｅの変位ｄとして算出する。変位ｄは次式のように表される。

補正量算出部２３４１は、算出された変位ｄを式（１）に代入することにより補正量Δθの大きさを算出する。更に、補正量算出部２３４１は、Δｒ＝ｒ_２−ｒ_１を算出する。Δｒが正値である場合（Δｒ＞０）、補正量算出部２３４１は、補正量Δθの符号を「＋」に設定する。一方、Δｒが負値である場合（Δｒ＜０）、補正量算出部２３４１は、補正量Δθの符号を「−」に設定する。

上記の例では変位ｄを式（１）に代入しているが、変位ｄのうちドップラーＯＣＴに寄与する成分を式（１）に代入するようにしてもよい。ドップラーＯＣＴに寄与する成分は、変位ｄのうち傾きＡ（図６を参照）の方向の成分である。この成分は、変位ｄを表すベクトルを、傾きＡを表すベクトルに投影することによって得られる。つまり、この成分は、傾きＡ方向への変位ｄのコサイン成分として表される。変位算出部２３３は、このようにして得られた変位ｄの成分を式（１）に代入することにより、補正量Δθの大きさを算出することができる。補正量の符号については上記の例と同様にして決定できる。

（血流速度算出部２３４２）
血流速度算出部２３４２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内を流れる血液の注目断面Ｃ２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、例えば心電図の所定の時相（例えば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、注目断面Ｃ２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２３４２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２３４２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により算出された注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きＡと、補正量算出部２３４１により算出された補正量Δθとが考慮される。具体的には、傾き算出部２３２は次式を用いる。

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（血液）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の入射方向と媒質の流れの方向（傾きＡ）とが成す角度を表す；
Δθは、θの補正量を表す；
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は位相差の時系列変化から得られ、θは傾きＡから得られ（又はθは傾きＡとして得られ）、Δθは補正量算出部２３４１により得られる。これらの値を式（３）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２３４３）
血管径算出部２３４３は、注目断面Ｃ２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、注目断面Ｃ２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（例えばレッドフリー画像）を用いてもよい。

血管径算出部２３４３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（例えば画素の間隔＝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２３４３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２３４３は、このスケールと血管領域Ｖ２に含まれる画素とに基づいて、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの径、つまり血管領域Ｖ２の径を算出する。具体例として、血管径算出部２３４３は、血管領域Ｖ２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Ｖ２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Ｖ２の面積を（実質的に）決定す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、注目断面Ｃ２における眼底Ｅｆの断層像が用いられる。この断層像は、第２走査に基づく断層像でもよいし、これとは別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。図５に示すように注目断面Ｃ２を走査する場合、注目断面Ｃ２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２３４３は、例えば、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注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの径を算出する。

（血流量算出部２３４４）
血流量算出部２３４４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２３４４は、血管径算出部２３４３による血管径の算出結果ｗと、血流速度算出部２３４２による血流速度の算出結果に基づく最大値Ｖｍとを式（４）に代入することにより、血流量Ｑを算出する。

（断面設定部２３５）
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注目断面Ｃ２を指定する。断面設定部２３５は、指定された注目断面Ｃ２とこの眼底像とに基づいて、第１走査が適用される２つの断面Ｃ１１及びＣ１２を設定する。なお、前述のように、注目断面Ｃ２は所望の注目血管Ｄｂを横切るように指定される。

注目断面Ｃ２を眼底像に指定する操作は、例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注目断面Ｃ２を指定する。この場合において、注目断面Ｃ２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２３５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、例えば、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。

注目断面Ｃ２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、例えば注目血管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、注目断面Ｃ２の向きは、ｘｙ平面において、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１走査が適用される断面Ｃ１１及びＣ１２を設定する処理について説明する。断面設定部２３５は、注目断面Ｃ２から所定距離だけ離れた位置にこれら断面Ｃ１１及びＣ１２を設定する。この距離は、例えば１００μｍに設定される。この距離の特定は、例えば前述のようにして行われる。また、これら断面Ｃ１１及びＣ１２の長さ及び／又は向きは、注目断面Ｃ２の場合と同様にして設定される。

以上のように機能するデータ処理部２３０は、例えば、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、上記機能をプロセッサに実行させるコンピュータプログラムがあらかじめ格納されている。

（ユーザインターフェイス２４０）
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、演算制御ユニット２００の表示デバイスや表示装置３を含む。操作部２４２は、演算制御ユニット２００の操作デバイスを含む。ユーザインターフェイス２４０は、例えばタッチパネルのように、表示機能と操作機能とを備えるデバイスを含んでよい。

［動作］
血流計測装置１の動作について説明する。図８は、血流計測装置１の動作の一例を表す。

（Ｓ１：患者の選択）
まず、血流計測の対象となる患者を選択する。患者の選択は、例えば患者ＩＤを入力することにより行われる。

（Ｓ２：撮影位置の指定）
ユーザは、装置光学系の位置を調整するなどして被検眼Ｅの撮影を行う位置を指定する。

（Ｓ３：アライメント）
次に、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）が行われる。アライメントは、例えばアライメント指標を用いて行われる。或いは、本出願人による特開２０１３−２４８３７６号公報に記載された２以上の前眼部カメラが設けられている場合、前眼部を異なる方向から実質的に同時に撮影して得られる２以上の画像に基づいてアライメントを行うことができる。本ステップにおいて、フォーカス調整等を更に行ってもよい。

（Ｓ４：血流計測位置の指定）
続いて、血流計測が行われる位置（特に注目断面Ｃ２）が指定される。このとき、ユーザにより指定された断面が適正か否か判定するための処理を実行することができる。この適否判定は、例えば、当該断面やその近傍をＯＣＴで走査して得られた画像に基づいて、当該断面における当該血管の傾きを算出する処理と、この傾きが許容範囲に含まれるか否か判定する処理とを含む。傾きが許容範囲に含まれる場合、この断面が血流計測の対象（注目断面Ｃ２）として採用される。注目断面Ｃ２が決定すると、断面設定部２３５は、第１走査の対象となる２つの断面Ｃ１１及びＣ１２を設定する。

（Ｓ５：被検眼位置のモニタ開始）
血流計測装置１は、被検眼Ｅの位置のモニタを開始する。被検眼Ｅの位置のモニタは、例えば、前眼部の観察画像を取得する処理と、観察画像として所定のレートで得られるフレームを解析して瞳孔重心の位置（座標）を求める処理とを含む。なお、前述した他の手法を用いてもよい。

（Ｓ６：第１走査）
血流計測装置１は、ステップＳ４で断面設定部２３５により設定された２つの断面Ｃ１１及びＣ１２のＯＣＴスキャンを実行する（第１走査）。断層像形成部２２１は、第１走査により取得されたデータに基づいて、断面Ｃ１１及びＣ１２に対応する断層像Ｇ１１及びＧ１２を形成する。データ処理部２３０（特に傾き算出部２３２）は、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きＡを算出する。なお、第２走査により取得されたデータを加味して傾きＡを算出する場合、傾きＡの算出は、第２走査より後に実行される。

（Ｓ７：第１走査時の被検眼位置の記録）
ステップＳ６の第１走査を実行中の任意のタイミング、第１走査を開始する直前のタイミング、又は第１走査の完了の直後のタイミングにおいて、主制御部２１１は、当該タイミングにて取得された被検眼Ｅの位置を記憶部２１２（又はデータ処理部２３０等）に記録する。

（Ｓ８：第２走査）
血流計測装置１は、ステップＳ４で指定された注目断面Ｃ２の反復的なＯＣＴスキャンを実行する（第２走査）。位相画像形成部２２２は、第２走査により取得されたデータに基づいて、注目断面Ｃ２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。更に、断層像形成部２２１は、当該データに基づいて注目断面Ｃ２の断層像を形成する。データ処理部２３０（血管領域特定部２３１、血管径算出部２３４３等）は、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの径を求める。

（Ｓ９：第２走査時の被検眼位置の記録）
ステップＳ８の第２走査を実行中の任意のタイミング、第２走査を開始する直前のタイミング、又は第２走査の完了の直後のタイミングにおいて、主制御部２１１は、当該タイミングにて取得された被検眼Ｅの位置を記憶部２１２（又はデータ処理部２３０等）に記録する。

（Ｓ１０：被検眼の変位の算出）
主制御部２１１は、ステップＳ７で記録された被検眼Ｅの位置（座標値Ｐ_１）と、ステップＳ９で記録された被検眼Ｅの位置（座標値Ｐ_２）とを読み出して変位算出部２３３に送る。変位算出部２３３は、座標値Ｐ_１及びＰ_２に基づいて、第１走査時の被検眼Ｅの位置に対する、第２走査時の被検眼Ｅの位置の変化（変位ｄ）を求める。

（Ｓ１１：補正量の算出）
補正量算出部２３４１は、ステップＳ１０で算出された変位ｄに基づいて、注目血管Ｄｂの傾きの補正量Δθ、つまり測定光ＬＳの入射方向と血流方向との間の角度の補正量Δθを算出する。

（Ｓ１２：血流情報の生成）
血流速度算出部２３４２は、ステップＳ６で算出された傾きＡと、ステップＳ８で取得された位相画像と、ステップＳ１１で算出された補正量Δθとに基づいて、注目断面Ｃ２における血流速度を算出する。更に、血流量算出部２３４４は、この血流速度の算出結果と、ステップＳ８で得られた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。

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、本例の血流計測に関する処理は終了となる。

［作用・効果］
実施形態に係る血流計測装置の作用及び効果について説明する。

実施形態に係る血流計測装置は、データ取得部と、変位検出部と、データ処理部とを備える。データ取得部は、光コヒーレンストモグラフィを用いて被検眼のデータを取得する。変位検出部は、被検眼の変位を検出する。データ処理部は、データ取得部により取得されたデータと変位検出部により検出された変位とに基づいて、被検眼の血流情報を生成する。一例として、上記実施形態において、データ取得部は、ＯＣＴのための光学系と画像形成部２２０とを含み、変位検出部は、前眼部像等を取得するための光学系と変位算出部２３３とを含み、データ処理部は、データ処理部２３０（変位算出部２３３を除く）を含む。

このような実施形態によれば、被検眼が変位した場合であっても、その変位の検出結果を反映させて血流情報を生成することができるので、血流情報の確度の向上を図ることが可能である。

実施形態において、データ取得部は、被検眼の注目血管に交差する２以上の断面を走査する第１走査と、注目血管に交差する注目断面を繰り返し走査する第２走査とを実行するよう構成されてよい。この場合、変位検出部は、第１走査における被検眼の位置と第２走査における被検眼の位置との間の変位を求めることができる。更に、データ処理部は、第１走査により取得されたデータに基づいて注目断面における注目血管の傾きを算出する傾き算出部（２３２）と、第２走査により取得されたデータと傾き算出部により算出された傾きと変位検出部により求められた変位とに基づいて血流情報を生成する血流情報生成部（２３４）とを含んでいてよい。

このような実施形態によれば、注目血管の向きを推定するためのＯＣＴ（第１走査）と、ドップラーＯＣＴ（第２走査）との間に被検眼が変位した場合であっても、この変位に起因する誤差を血流情報の演算に反映させることができるので、血流情報の確度の向上を図ることが可能である。

実施形態において、血流情報生成部（２３４）は、第２走査により取得されたデータと、傾き算出部により算出された傾きと、変位検出部により求められた変位における傾きの方向の成分とに基づいて、血流情報を生成するよう構成されてよい。より具体的に、血流情報生成部は、被検眼の変位の当該成分に基づいて注目血管の傾きを補正し、補正された傾きと第２走査により取得されたデータとに基づいて血流情報を生成するよう構成されてよい。具体例として、血流情報生成部は、注目断面における血流速度を次式を用いて算出するよう構成されてよい：Δｆ＝［２×ｎ×ｖ×ｃｏｓ（θ＋Δθ_１）］／λ。ここで、Δｆは第２走査により取得されたデータから算出されるドップラーシフトであり、ｎは血液の屈折率であり、ｖは血流速度であり、θはＯＣＴのための光（測定光）の注目血管への入射方向と注目血管の傾きとが成す角度であり、λは当該光の中心波長である。更に、被検眼の変位の当該成分をｄ_１で表し、眼軸長をＴで表すと、Δθ_１＝ｔａｎ^−１（ｄ_１／Ｔ）と表される。

このような実施形態によれば、被検眼の変位のうちドップラーＯＣＴに寄与する成分のみを考慮することができるので、血流情報の確度の更なる向上を図ることが可能である。

実施形態において、血流情報生成部は、被検眼の変位に基づいて注目血管の傾きを補正し、補正された傾きと第２走査により取得されたデータとに基づいて血流情報を生成するよう構成されてよい。具体例として、血流情報生成部は、注目断面における血流速度を次式を用いて算出するよう構成されてよい：Δｆ＝［２×ｎ×ｖ×ｃｏｓ（θ＋Δθ_２）］／λ。ここで、Δｆは第２走査により取得されたデータから算出されるドップラーシフトであり、ｎは血液の屈折率であり、ｖは血流速度であり、θはＯＣＴのための光（測定光）の注目血管への入射方向と注目血管の傾きとが成す角度であり、λは当該光の中心波長である。更に、被検眼の変位をｄ_２で表し、眼軸長をＴで表すと、Δθ_２＝ｔａｎ^−１（ｄ_２／Ｔ）と表される。

このような実施形態によれば、被検眼が変位した場合であっても、この変位に起因する誤差を血流情報の演算に反映させることができるので、血流情報の確度の向上を図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）を施すことが可能である。

上記の実施形態では、被検眼の変位の検出結果を血流情報（血流速度）の演算に反映させているが、変位の検出結果の利用方法はこれに限定されない。例えば、被検眼の変位の検出結果を考慮せずに血流情報を生成し、得られた血流情報を変位の検出結果で補正するように構成することができる。

被検眼の変位が閾値以下である場合には上記補正処理は行わず、変位が閾値を超えた場合にのみ上記補正処理を実行するよう構成することが可能である。

被検眼の位置をモニタし、第１走査時と実質的に同じ位置に被検眼が配置されたタイミングで第２走査を実行するよう構成することができる。

１ 血流計測装置
１００ ＯＣＴユニット
２２０ 画像形成部
２３０ データ処理部
２３３ 変位算出部
２３４ 血流情報生成部
２３４１ 補正量算出部

Claims (7)

1. 光コヒーレンストモグラフィを用いて被検眼のデータを取得するデータ取得部と、
   前記被検眼の変位を検出する変位検出部と、
   前記データ取得部により取得された前記データと前記変位検出部により検出された前記変位とに基づいて、前記被検眼の血流情報を生成するデータ処理部と
   を備える血流計測装置。
2. 前記データ取得部は、前記被検眼の注目血管に交差する２以上の断面を走査する第１走査と、前記注目血管に交差する注目断面を繰り返し走査する第２走査とを実行し、
   前記変位検出部は、前記第１走査における前記被検眼の位置と前記第２走査における前記被検眼の位置との間の変位を求め、
   前記データ処理部は、
   前記第１走査により取得されたデータに基づいて前記注目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、
   前記第２走査により取得されたデータと前記傾き算出部により算出された前記傾きと前記変位検出部により求められた前記変位とに基づいて前記血流情報を生成する血流情報生成部と
   を含む
   ことを特徴とする請求項１に記載の血流計測装置。
3. 前記血流情報生成部は、前記第２走査により取得されたデータと前記傾きと前記変位における前記傾きの方向の成分とに基づいて前記血流情報を生成する
   ことを特徴とする請求項２に記載の血流計測装置。
4. 前記血流情報生成部は、前記変位の前記成分に基づいて前記傾きを補正し、補正された前記傾きと前記第２走査により取得されたデータとに基づいて前記血流情報を生成する
   ことを特徴とする請求項３に記載の血流計測装置。
5. 前記血流情報生成部は、前記注目断面における血流速度を次式を用いて算出する
   ことを特徴とする請求項４に記載の血流計測装置。
   Δｆ＝［２×ｎ×ｖ×ｃｏｓ（θ＋Δθ_１）］／λ
   ここで、Δｆは前記第２走査により取得されたデータから算出されるドップラーシフト、ｎは血液の屈折率、ｖは血流速度、θは光コヒーレンストモグラフィのための光の前記注目血管への入射方向と前記傾きとが成す角度、λは当該光の中心波長をそれぞれ表す。更に、前記変位の前記成分をｄ_１で表し、眼軸長をＴで表すと、Δθ_１＝ｔａｎ^−１（ｄ_１／Ｔ）。
6. 前記血流情報生成部は、前記変位に基づいて前記傾きを補正し、補正された前記傾きと前記第２走査により取得されたデータとに基づいて前記血流情報を生成する
   ことを特徴とする請求項２に記載の血流計測装置。
7. 前記血流情報生成部は、前記注目断面における血流速度を次式を用いて算出する
   ことを特徴とする請求項６に記載の血流計測装置。
   Δｆ＝［２×ｎ×ｖ×ｃｏｓ（θ＋Δθ_２）］／λ
   ここで、Δｆは前記第２走査により取得されたデータから算出されるドップラーシフト、ｎは血液の屈折率、ｖは血流速度、θは光コヒーレンストモグラフィのための光の前記注目血管への入射方向と前記傾きとが成す角度、λは当該光の中心波長をそれぞれ表す。更に、前記変位をｄ_２で表し、眼軸長をＴで表すと、Δθ_２＝ｔａｎ^−１（ｄ_２／Ｔ）。