TWI735596B - 皮膚診斷裝置、皮膚狀態輸出方法、電腦程式產品及記錄媒體 - Google Patents

Abstract

本發明係提供多方面且統合性地對皮膚狀態進行診斷之用的裝置及方法。

本發明一態樣的皮膚診斷裝置1係具備：光學單元2，係含有使用OCT的光學系統；光學機構4，係用以將來自光學單元2的光導向皮膚S並令該光進行掃描；負荷裝置5，係用以對皮膚S賦予變形能量；控制演算部6，係控制負荷裝置5及光學機構4的驅動，相應於該些驅動而處理從光學單元2輸出的光干涉信號，藉此針對皮膚S演算預設的狀態值的斷層分布，根據該斷層分布演算皮膚S的評估值；及顯示裝置74，係顯示皮膚S的評估值。控制演算部6係分別演算皮膚S的力學特性及血流狀態作為前述狀態值，藉由使該力學特性與血流狀態關聯對應至皮膚S的斷層位置而演算評估值。

Description

皮膚診斷裝置、皮膚狀態輸出方法、電腦程式產品及記錄媒體

本發明係有關對皮膚進行診斷之用的裝置及方法。

皮膚組織係負責諸如防止水分喪失，透過與外界的熱交換進行體溫調節，保護生體免於物理性刺激，感受觸覺等感覺等重要任務。皮膚組織主要由表皮、真皮、皮下組織之三層構成。已知當各層的力學特性因年紀增長和紫外線等環境變化而發生變化，便會引起皺紋和鬆弛等皮膚老化現象。此外，亦知掌控皮膚組織代謝功能的微循環功能的衰退亦是皮膚老化現象的原因之一。因此，咸信對皮膚的力學特性和循環功能統合性地進行評估可有助於有效的皮膚保養(skin care)和抗老化(anti-aging)。

關於如上述的皮膚之診斷，已知有測量皮膚表面皮溝的三維形狀以解析肌膚狀態之手法(參照例如下述之專利文獻1)。此外，亦知有對皮膚的特定部位進行抽吸及解除，並對該表面位置進行檢測，藉此測量皮膚的 力學特性之手法(參照例如下述之專利文獻2)。

(先前技術文獻) (專利文獻)

專利文獻1：日本國特開2013-188326號公報

專利文獻2：日本國特開2009-268640號公報

然而，上述專利文獻1的手法乃係量測作為皮膚組織變化結果而呈現的表面形狀本身，並無法以皮膚組織的等級(level)進行診斷。此外，上述專利文獻2的手法雖能夠以皮膚組織的等級來測量力學特性，但僅憑此難以對皮膚狀態統合性地進行評估。

本發明乃係鑒於上述課題而研創，目的之一在於提供多方面且統合性地對皮膚狀態進行診斷之用的裝置及方法。

本發明一態樣係有關皮膚診斷裝置。該皮膚診斷裝置係具備：光學單元(unit)，係含有使用光學同調斷層掃描(Optical Coherence Tomography；以下，稱為「OCT」)的光學系統；光學機構，係用以將來自光學單元的光導向皮膚並令該光進行掃描；負荷裝置，係用以對皮膚賦予預定的變形能量(energy)；控制演算部，係控制負荷裝置及光學機構的驅動，相應於前述該些驅動而處理從光學單元輸 出的光干涉信號，藉此針對皮膚演算預設的狀態值的斷層分布，根據該斷層分布演算皮膚的評估值；及顯示裝置，係顯示皮膚的評估值。控制演算部係分別演算皮膚的力學特性及血流狀態作為前述狀態值，藉由使該力學特性與血流狀態關聯對應至皮膚的斷層位置而演算前述評估值。

本發明另一態樣係有關皮膚診斷方法。該皮膚診斷方法係含有下述步驟：以OCT取得皮膚的斷層影像之步驟；根據該斷層影像，分別演算皮膚的力學特性及血流狀態之步驟；及藉由使力學特性與血流狀態關聯對應至皮膚的斷層位置來取得評估皮膚的狀態之用的資訊並將該資訊輸出之步驟。

另外，上述構成要素的任意組合及將本發明的形態轉換於方法、裝置、系統(system)、記錄媒體、電腦程式(computer program)等之間所形成者，亦為本發明的有效態樣。

依據本發明，能夠提供多方面且統合性地對皮膚狀態進行診斷之用的裝置及方法。

1‧‧‧皮膚診斷裝置

2‧‧‧光學單元

4、26‧‧‧光學機構

5‧‧‧負荷裝置

6‧‧‧控制演算部

10‧‧‧光源

12‧‧‧物體臂

14‧‧‧參考臂

16‧‧‧光檢測裝置

18、22‧‧‧耦合器

20、24‧‧‧循環器

30‧‧‧A/D轉換器(類比/數位轉換器)

32‧‧‧1310nm波長帶光源

34‧‧‧1430nm波長帶光源

36、58、60‧‧‧分光元件

38、40‧‧‧EOPM(電光相位調變器)

41、56‧‧‧準直透鏡

42‧‧‧電流計裝置

44‧‧‧固定鏡

46‧‧‧電流計鏡

48‧‧‧物鏡

50‧‧‧繞射光柵

52‧‧‧凹面鏡

54‧‧‧共振鏡

62、64‧‧‧光檢測器

66、68‧‧‧BPF(帶通濾波器)

70‧‧‧輸入裝置

72‧‧‧演算處理部

74‧‧‧顯示裝置

80、280‧‧‧探頭

82、282‧‧‧機體

84、284‧‧‧內部通路

86‧‧‧玻璃

88‧‧‧抽吸腔

90‧‧‧填墊

92‧‧‧抽吸口

100‧‧‧真空泵

102‧‧‧調節器

104‧‧‧儲氣容器

105‧‧‧微流道

106‧‧‧壓力計

107‧‧‧模擬皮膚的構件

110‧‧‧控制部

111‧‧‧光源控制部

112‧‧‧光學機構控制部

113‧‧‧負荷控制部

114‧‧‧顯示控制部

120‧‧‧資料處理部

121‧‧‧力學特徵量演算部

122‧‧‧力學特性演算部

123‧‧‧血流速度演算部

124‧‧‧血管網演算部

125‧‧‧水分量演算部

126‧‧‧皮膚評估演算部

130‧‧‧資料儲存部

131‧‧‧診斷程式儲存部

132‧‧‧力學特徵量儲存部

133‧‧‧力學特性資訊儲存部

134‧‧‧血流速度資訊儲存部

135‧‧‧血管網資訊儲存部

136‧‧‧水分量資訊儲存部

140‧‧‧I/F部(介面部)

141‧‧‧輸入部

142‧‧‧輸出部

205‧‧‧負荷裝置

210‧‧‧壓電元件

212‧‧‧壓頭

214‧‧‧平行平面基板

216‧‧‧彈性體

S‧‧‧皮膚

S1‧‧‧檢查區域

S2‧‧‧探查區域

S10至S16、S20、S23、S26、S28、S30、S32、S34、S36、S38、S40、S42、S50、S52、S54、S56、S58、S60、S62、S64、S70、S72、S74、S76、S80、S82、S84、S86、S88‧‧‧步驟

S21‧‧‧玻璃上方的空間

S22‧‧‧玻璃下方的空間

第1圖係概略性顯示實施例的皮膚診斷裝置的構成之圖。

第2圖係概略性顯示負荷裝置的構成之圖。

第3圖係概略性顯示以FFT(快速傅立葉轉換)互相關 法進行的處理程序之圖。

第4圖係概略性顯示以遞迴互相關法進行的處理程序之圖。

第5圖係概略性顯示以次像素(sub-pixel)解析進行的處理程序之圖。

第6圖係顯示皮膚的三維OCT斷層影像之圖。

第7圖係顯示皮膚的三維OCT斷層影像之圖。

第8圖係顯示皮膚組織的黏彈性模型(model)之圖。

第9圖係例示力學特性相關斷層測量的結果之圖。

第10圖係顯示潛變(creep)回復時間的斷層分布之圖。

第11圖係顯示血流速度模擬試驗使用的裝置的一部分之圖。

第12圖係顯示以OCT測量得的流速的斷層分布之圖。

第13圖係顯示利用OCT進行的血管網的演算方法之示意圖。

第14圖係顯示血管網的計算結果之圖。

第15圖係顯示由水造成的光吸收特性之圖。

第16圖係顯示水的光吸收特性與含水率之關係之圖。

第17圖係顯示以OCT進行的皮膚的水分量的演算過程之圖。

第18圖係控制演算部的功能方塊(block)圖。

第19圖係顯示藉由控制演算部執行的皮膚診斷處理的流程之流程圖。

第20圖係詳細顯示第19圖中的S12的力學特性演算 處理之流程圖。

第21圖係詳細顯示第19圖中的S13的血流速度演算處理之流程圖。

第22圖係詳細顯示第19圖中的S14的血管網演算處理之流程圖。

第23圖係詳細顯示第19圖中的S15的水分量演算處理之流程圖。

第24圖係概略性顯示變形例的負荷裝置的構成之圖。

第25圖係顯示人的前臂內屈側部的OCT斷層影像之圖。

第26圖係顯示人的前臂內屈側部的OCT斷層影像之圖。

本發明一實施形態係皮膚診斷裝置。該皮膚診斷裝置係具有下述功能：控制以OCT進行的皮膚的斷層測量之功能；取得以該斷層測量所測量得的皮膚的斷層影像之功能；根據所取得的斷層影像，分別演算皮膚的力學特性及血流狀態之功能；及藉由使該力學特性與血流狀態關聯對應至皮膚的斷層位置來取得診斷皮膚之用的資訊並予以輸出之功能。更詳言之，係具有：分別演算皮膚的變形所伴隨的力學特徵量之變化及血流狀態之變化的斷層分布之功能；及根據相對於力學特徵量之變化之血流狀態之變化的程度而輸出診斷皮膚之用的資訊之功能。

該皮膚診斷裝置係在皮膚的特定部位施加 預定的變形能量(荷重)，同時使用OCT對該特定部位進行斷層影像的攝影，根據皮膚組織的力學性質與所伴隨的血流狀態之變化而輸出診斷皮膚之用的評估值。該力學性質係亦可採用作為力學特性的「力學特徵量之變化」的形式進行斷層測量。

此處，「力學特徵量」係亦可為根據皮膚組織的變形向量(移動向量(vector))的空間分布而得者。該「力學特徵量」係例如亦可為變形向量本身。此外，「力學特徵量之變化」係可為將變形向量進行時間微分而得的變形速度向量，亦可為將變形速度向量進一步進行空間微分而得的應變率張量。或者，亦可採用變形速度向量和應變率張量作為「力學特徵量」，採用將變形速度向量和應變率張量進行時間微分而得者作為「力學特徵量之變化」。「血流狀態」係可為血流速度，亦可為血管網的形態(形狀和配置)。此外，亦可定義為「血液循環動態」。

針對力學特徵量及血流狀態，係在評估值的演算過程中進行斷層測量。評估值係可採用與皮膚組織的位置關聯對應的斷層測量值的形式顯示，亦可採用根據斷層測量值對皮膚的特定區域或全體統合性地進行評估所得之值的形式顯示。當將評估值顯示在顯示裝置，便能夠讓醫師等人藉由觀看該評估值來進行皮膚診斷。

該皮膚診斷裝置係具備光學單元、光學機構、負荷裝置及控制演算部。光學單元係含有OCT的光學系統。光學機構係將來自光學單元的光導向皮膚並令該光 進行掃描。以OCT進行的斷層測量係能夠以微米尺度(microscale)進行，但亦可相應於所需的解析度而以奈米尺度(nanoscale)來實現。負荷裝置係在斷層影像的取得之前先對皮膚賦予預定的變形能量(荷重)。

關於以負荷裝置進行的荷重施加的方法，係可為以對量測對象(皮膚)施予一定的應變而量測應力的時間變化之應力放鬆法為基礎的方法。或者，亦可為以對量測對象施予動態應變而量測應力的最大值及相位差之動態黏彈性法為基礎的方法。或者，亦可為以對量測對象施予一定之大小的應力而量測應變的時間變化之潛變法為基礎的方法。藉由以該負荷裝置進行的荷重施加，使皮膚的力學特徵量變化。皮膚的血流狀態會伴隨該力學特徵量之變化而變化。

控制演算部係控制負荷裝置及光學機構的驅動，相應於前述該些驅動而處理從光學單元輸出的光干涉信號，藉此針對皮膚演算預設的狀態值的斷層分布。此處，所謂的「狀態值」係可包含上述的力學特徵量和血流狀態。控制演算部係例如將力學特徵量之變化及血流狀態之變化關聯對應至該皮膚的斷層位置分別進行演算。此外，根據血流狀態之變化相對於該力學特徵量之變化的程度，演算評估值。

依據上述態樣，利用以OCT進行的斷層測量結果，輸出根據皮膚的血流狀態之變化相對於力學特徵量之變化的程度來評估皮膚狀態之用的資訊。由於可獲得 以力學特性與血流特性之相關(對應關係)為基礎的輸出資訊，故能夠多方面且統合性地對皮膚狀態進行診斷。由於採用以OCT進行的測量，故能夠以皮膚組織各層的等級來對力學特徵量及血流狀態進行斷層測量。針對後者，鑒於其含有毛細血管的資訊，採用能夠獲得微米尺度的資訊的OCT尤其有意義。

控制演算部係亦可演算血管網的變形程度作為血流狀態之變化的程度。例如，在藉由對皮膚施予應變使對應處的血管網變化的情形中，若血管網之變形迅速地追從應變之變化，則皮膚狀態視為良好，可將該良好度算出作為評估值。當血管網之變形慢於應變之變化時，皮膚狀態視為不良(有改善的餘地)，可將該不良度算出作為評估值。

或者，控制演算部係亦可演算血流速度之變化的程度作為血流狀態之變化的程度。例如，在藉由對皮膚施予應變使對應處的血流速度變化的情形中，若血流速度之變化迅速地追從應變之變化，則皮膚狀態視為良好，可將該良好度算出作為評估值。當血流速度之變化慢於應變之變化時，皮膚狀態視為不良(有改善的餘地)，可將該不良度算出作為評估值。顯示裝置係將所算出的評估值顯示予以可視化。

更具體言之，控制演算部係亦可為根據藉由處理光干涉信號而取得的斷層影像資料(data)，演算與皮膚的斷層位置對應的變位關聯向量作為力學特徵量，根據 相對於該變位關聯向量之變化之血流狀態之變化的程度，演算評估值。此時，控制演算部係可演算變形速度向量作為變位關聯向量，或演算對變形速度向量進行空間微分而得的應變率張量作為變位關聯向量。

控制演算部係亦可進一步將藉由變形能量(荷重)之賦予而產生的皮膚的含水率(水分量)之變化關聯對應至該皮膚的斷層位置而進行演算，根據相對於力學特徵量之變化之血流狀態及含水率(水分量)之變化的程度，演算評估值。

或者，亦可根據力學特性相對於血流狀態的良否，算出評估值。例如，可為算出皮膚的血管網，根據該血管網附近的力學特性(彈性和黏彈性)的分布，算出評估值。具體而言，當血管(毛細血管等)附近的彈性和黏彈性比預設的基準值低時(亦即當該部分的皮膚組織硬化時)，能夠令表示皮膚正在劣化(老化)中的評估值顯示。

此外，亦可建構利用上述技術的皮膚診斷方法。該方法係可含有下述步驟：以OCT取得皮膚的斷層影像之步驟；根據該斷層影像，分別演算皮膚的力學特性及血流狀態之步驟；及藉由將該力學特性與血流狀態關聯對應至皮膚的斷層位置來取得評估皮膚的狀態之用的資訊並將該資訊輸出之步驟。具體而言，係亦可含有下述步驟：根據相對於力學特徵量之變化之皮膚的變形所伴隨的血流狀態之變化的程度來輸出評估皮膚的狀態之用的資訊之步驟。

此外，亦可建構利用上述技術的皮膚診斷程式。該程式係能夠令電腦實現下述功能：取得以OCT獲得的皮膚的斷層影像之功能；根據該斷層影像，分別演算皮膚的力學特性及血流狀態之功能；藉由將該力學特性與血流狀態關聯對應至皮膚的斷層位置來取得診斷皮膚之用的資訊並將該資訊輸出之功能。具體而言，係亦可為實現下述功能者：根據相對於皮膚的變形所伴隨的力學特徵之變化之血流狀態之變化的程度，來輸出評估皮膚的狀態之用的資訊之功能。亦可將該程式記錄在電腦可讀取的記錄媒體。

此外，在施加按壓荷重作為給皮膚的變形能量的情形中，亦可在按壓機構與皮膚之間配置透光性的彈性構件。負荷裝置係隔著該彈性構件對皮膚賦予按壓荷重。光學機構係以讓光穿透彈性構件之方式進行光的照射及受光。荷重檢測部係能夠檢測施加至彈性構件的荷重作為對皮膚表面賦予的按壓荷重。藉由如上述的構成，便能夠在皮膚的變形過程中即時(real time)檢測所賦予的荷重之變化，能夠解決即時且精度佳地實現供皮膚診斷之用的評估之課題。

控制演算部係演算皮膚的變形所伴隨的力學特徵量之變化的斷層分布，根據該斷層分布演算皮膚的評估值。控制演算部係將藉由按壓荷重之賦予而產生的皮膚的力學特徵量之變化關聯對應至該皮膚的斷層位置進行演算，根據相對於按壓荷重之變化之力學特徵量之變化的 程度，演算評估值。

以下，針對本實施形態的具體實施例，參照圖式詳細說明。

[實施例]

第1圖係概略性顯示實施例的皮膚診斷裝置的構成之圖。本實施例的皮膚診斷裝置乃係以微米尺度對皮膚組織進行斷層測量，能夠進行該皮膚狀態的評估(肌膚評估等)。在該斷層測量利用的是OCT。

如第1圖所示，皮膚診斷裝置1係具備：光學單元2，係含有使用OCT的光學系統；光學機構4，係連接至光學單元2；負荷裝置5，係對皮膚S施予診斷用負荷之用；及控制演算部6，係根據以OCT獲得的光干涉資料進行演算處理。在圖示的例子中，就光學單元2而言雖係顯示以馬赫-曾德爾(Mach-zehnder)干涉儀為基礎的光學系統，但亦能夠採用邁克遜(Michelson)干涉儀等光學系統。

在本實施例中，就OCT而言雖係使用TD-OCT(Time Domain OCT；時域OCT)，但亦可使用SS-OCT(Swept Source OCT；掃頻光源式OCT)、SD-OCT(Spectral Domain OCT；譜域OCT)等OCT。SS-OCT係不需要參考鏡(mirror)掃描等機械性的光延遲掃描，故可獲得高時間解析度與高位置檢測精度而較佳。

光學單元2係具備光源10、物體臂(object arm)12、參考臂(reference arm)14、及光檢測裝置16。各光學要素係以光纖(optical fiber)而互相連接在一起。從光源 10射出的光係以耦合器(coupler)18(分束器(beam splitter))分束，其中一束成為被導向物體臂12的物體光，另一束成為被導向參考臂14的參考光。導到物體臂12的物體光係經循環器(circulator)20導向光學機構4，照射至測量對象之皮膚S。該物體光係在皮膚S表面及剖面反射成為反向散射光而返回循環器20，導向耦合器22。

另一方面，被導向參考臂14的參考光係經循環器24導向光學機構26。該參考光係在光學機構26的共振鏡54(Resonant mirror)反射而返回循環器24，導向耦合器22。亦即，物體光與參考光係在耦合器22合波(重疊)，藉由光檢測裝置16檢測該干涉光。光檢測裝置16係檢測該干涉光作為光干涉信號(表示干涉光強度的信號)。該光干涉信號係經A/D(Analog/Digital；類比/數位)轉換器30輸入至控制演算部6。

控制演算部6係進行光學單元2的光學系統全體的控制、光學機構4、26等的驅動控制及OCT之輸出影像之用的演算處理。控制演算部6的指令信號係經省略圖示的D/A(Digital/Analog；數位/類比)轉換器輸入至光學機構4、26等。控制演算部6係處理根據光學機構4、26等的驅動而從光學單元2輸出的光干涉信號，取得以OCT之測量對象(皮膚S)的斷層影像。此外，根據該斷層影像資料，藉由後述的手法演算測量對象內部的特定的物理量的斷層分布。

更詳細的說明如下。

光源10係具有中心波長相異的兩個光源32、34，俾能夠檢測皮膚的水分量。該兩個光源乃係以超輻射發光二極體(Super Luminescent Diode；以下表記為「SLD」)構成的廣波域光源。光源32係1310nm(nanometer；奈米)波長帶光源，光源34係1430nm波長帶光源。控制演算部6係能夠令光源32、34兩者同時並行地作動，但亦能夠相應於作為測量對象的物理量而僅令一者作動。

在光源10與耦合器18之間係設有WDM方式(Wavelength Division Multiplexing；波長分割多工)的分光元件36。從光源32、34射出的光係在分光元件36合波，導向耦合器18。

在耦合器18與循環器20之間係設有EOPM 38(Electro-Optic Phase Modulator；電光相位調變器)。同樣地，在耦合器18與循環器24之間係設有EOPM 40。該些EOPM係藉由令其施加電壓線性變化而能夠使高頻載波(carrier)信號產生。

光學機構4係構成物體臂12。經過循環器20的光係經準直透鏡(collimator lens)41導向光學機構4。光學機構4係具備：將來自光學單元2的光導向測量對象(皮膚S)並令該光進行掃描的機構；及驅動該機構之用的驅動部(致動器(actuator))。在本實施例中，光學機構4係含有電流計(galvano)裝置42。

電鏡裝置42係含有固定鏡44及電流計鏡(galvano mirror)46。物鏡48係配置成與皮膚S(測量對象) 相對向。經耦合器18射入至物體臂12的光係藉由二軸的電流計鏡46而沿x軸方向和y軸方向掃描照射在皮膚S。反射自皮膚S的反射光係作為物體光返回循環器20，並被導向耦合器22。

光學機構26乃係RSOD式(Rapid Scanning Optical Delay Line；快速光學掃描延遲線)的機構，構成參考臂14。光學機構26係含有繞射光柵50、凹面鏡52(Concave mirror)及共振鏡54。經過循環器24的光係經準直透鏡56導往光學機構26。該光係藉由繞射光柵50而按波長分光，再藉由凹面鏡52而聚光於共振鏡54上。令共振鏡54以微小角度轉動，藉此，便能夠進行高速光路掃描。反射自共振鏡54的反射光係作為參考光返回循環器24，並被導向耦合器22。接著，與物體光重疊，作為干涉光傳送至光檢測裝置16。

光檢測裝置16係含有WDM方式的分光元件58、60、及光檢測器62、64。在經過耦合器22而得的干涉光之中，1310nm波長帶光係導向分光元件58，以光檢測器62檢測作為光干涉信號。該光干涉信號係經BPF(Band-Pass Filter；帶通濾波器)66及A/D轉換器30輸入至控制演算部6。另一方面，1430nm波長帶光係導往分光元件60，以光檢測器64檢測作為光干涉信號(OCT干涉信號)。該光干涉信號係經BPF 68及A/D轉換器30輸入至控制演算部6。

在本實施例中，控制演算部6係由個人電腦 (personal computer)構成，含有：輸入裝置70，係用以接受由使用者(user)輸入的各種設定；演算處理部72，係依循影像處理用的演算程式執行演算處理；及顯示裝置74，係令演算結果顯示。演算處理部72係具有CPU(Central Processing Unit；中央處理器)、ROM(Read Only Memory；唯讀記憶體)、RAM(Random Access Memory；隨機存取記憶體)、硬碟(hard disk)等，藉由該些硬體及軟體，能夠進行光學單元2全體的控制、及以光學處理結果為基礎的用於影像輸出的演算處理。

第2圖係概略性顯示負荷裝置5的構成之圖。

負荷裝置5係採用為對皮膚S的測量對象部位賦予抽吸荷重的類型(type)來構成。在光學機構4的前端係設有皮膚診斷用的探頭(probe)80，負荷裝置5連接至該探頭80。探頭80的上半部係作為光學機構4發揮功能，下半部係作為負荷裝置5發揮功能。探頭80係具有金屬製的機體(body)82。以沿軸線方向貫通機體82之方式形成有內部通路84。

以將內部通路84的軸線方向中央分隔之方式配置有透光性的玻璃(glass)86。在玻璃86上方的空間S21配置有電流計裝置42及物鏡48。另一方面，在玻璃86下方的空間S22係有與負荷裝置5連結的抽吸腔(chamber)88連通。在玻璃86上下係設有填墊(packing)90，確保空間S21與空間S22之間的密封(seal)。玻璃86係作為OCT光束的 入射窗發揮功能。內部通路84的軸係與物體臂12的光軸一致。內部通路84的下端開口部係形成為在進行診斷時抵接皮膚S的抽吸口92。

負荷裝置5係具備真空泵(pump)100、調節器(regulator)102、儲氣容器(reservoir)104、壓力計106等。調節器102係將壓力控制在目標值。儲氣容器104係抑制抽吸口92的壓力變動。

以下，針對供皮膚診斷之用的演算處理方法進行說明。

在本實施例中，係在進行皮膚診斷之前，先透過OCT，以微米尺度演算皮膚的力學特性、血流速度、血管網、水分量各參數(parameter)的斷層分布。接著，統合該些參數的演算結果，藉此，算出評估皮膚狀態之用的評估值。以下，針對各參數的算出原理進行說明。

(1)皮膚的力學特性

在算出皮膚的力學特性之前，先演算皮膚的力學特徵量。為了算出該力學特徵量，演算皮膚的變形所伴隨的應變的斷層分布。如上述，在OCT中，經過物體臂12的物體光(反射自皮膚的反射光)與經過參考臂14的參考光係合波，藉由光檢測裝置16檢測作為光干涉信號。控制演算部6係能夠取得該光干涉信號作為依據干涉光強度的測量對象(皮膚S)的斷層影像。該斷層分布雖亦能夠以二維演算，但此處係針對以三維的演算進行說明。

OCT的光軸方向(深度方向)的解析度即同調長度(coherence length)l_c係取決於光源的自相關函數。此處，設同調長度l_c為自相關函數的包絡線的半高半寬，能夠以下式(1)表示。

式中，λ_c為光束的中心波長，△λ為光束的半值全寬。

另一方面，光軸垂直方向(光束掃描方向)的解析度係基於聚光透鏡的聚光性能，而設為光束點(beam spot)直徑D的1/2。該光束點直徑△Ω係能夠以下式(2)表示。

式中，d為射入聚光透鏡的光束直徑，f為聚光透鏡的焦點。如上述，採用OCT的解析度雖有其界限，惟在本實施例中係藉由後述的次像素解析之導入等而能夠以微米尺度進行應變的斷層測量。以下，針對其詳細內容進行說明。

首先，針對利用OCT進行的三維應變分布的算出法進行說明。此處，在測量對象的變形前後的兩張三維OCT斷層影像使用FFT互相關法來算出變形向量分布。在算出該變形向量分布時，係使用反覆實施互相關處 理的遞迴互相關法(Recursive Cross-correlation method)。此係參照在低解析度算出的變形向量，限定探查區域並且階段性地縮小檢查區域並使用互相關法之手法。藉此，能夠取得高解析度的變形向量。此外，就散斑雜訊(speckle noise)削減法而言，使用的是進行與鄰接檢查區域的相關值分布之乘法運算之鄰接互相關乘法(Adjacent Cross-correlation Multiplication)。此外，從藉由乘法運算而高SN化的相關值分布中探索最大相關值。

此外，在微米尺度的微小變形解析中，變形向量的次像素精度實為重要。因此，將利用亮度梯度的上風梯度法(Up-stream Gradient method)及將伸縮及剪切考慮在內的影像變形法(Image Deformation method)的兩個次像素解析法併用，來實現變形向量的高精度檢測。另外，此處所謂的「上風梯度法」係梯度法(光流法(optical-flow technique))的一種。藉由將以如上述方法而得的變形向量分布進行空間微分，便能夠演算應變斷層分布。此時，使用移動最小平方法(Moving Least Square Method)將變形量(移動量)予以平滑化，並且從其微分係數算出三維的應變張量。以下，針對各手法詳細進行說明。

(FFT互相關法)

第3圖係概略性顯示以FFT互相關法進行的處理程序之圖。

所謂的FFT互相關法，乃係對局部的散斑圖樣(speckle pattern)的類似度使用相關值R_i,j,k進行評估之方法，相關值算出係使用傅立葉轉換。在第1影像(Image1)設定N×N×N(pixel)的檢查區域，另一方面，在第2影像(Image2)的相同位置設定相同大小的探查區域，在該兩個區域間進行相關計算。將與入射光軸垂直的方向及光軸方向分別設為X、Y、Z。將第1影像的檢查區域及第2影像的探查區域的亮度值圖樣分別設為f(X_i,Y_j,Z_k)、g(X_i,Y_j,Z_k)，將其傅立葉轉換表示為F{f(X_i,Y_j,Z_k)}、F{g(X_i,Y_j,Z_k)}。此時，求取下式(3)的交叉頻譜(cross spectral)S_i,j,k(ξ,η,ζ)，對其施行逆傅立葉轉換，藉此，如下式(4)所示獲得互相關函數R_i,j,k(△X,△Y,△Z)。

式中，F^-1表示逆傅立葉轉換。此外，^-f及^-g分別表示f(X_i,Y_j,Z_k)、g(X_i,Y_j,Z_k)的檢查區域內的亮度平均值，利用相對於平均值的偏差並且進行相關值的正規化。從如上述算出的相關值分布R_i,j,k(△X,△Y,△Z)中選擇提供最大相關值的座標，決定像素精度的變形向量(移動向量)。

(遞迴互相關法)

第4圖係概略性顯示以遞迴互相關法進行的處理程序之圖。另外，為了簡化說明，第4圖之(A)至(C)係簡單以二維態樣顯示。第4圖之(A)至(C)係顯示以遞迴互相關法進行的處理過程。各圖係顯示以OCT進行攝影的先後的斷層影像。左側係顯示先攝得的斷層影像(Image1)，右側係顯示後攝得的斷層影像(Image2)。

如第4圖(A)所示，針對所攝得的先後的OCT影像，在先攝得的斷層影像(Image1)設定作為類似度之檢查對象的檢查區域S1，在後攝得的斷層影像(Image2)設定作為類似度之探查範圍的探查區域S2。

在本手法中，係採用一邊縮小檢查區域S1一邊反覆進行互相關處理而提高空間解析度的遞迴互相關法。另外，在本實施例中係以在提高解析度時使空間解析度倍增的方式構成。如第4圖之(C)所示，階段性地將檢查區域S1及探查區域S2在X、Y、Z方向分別縮小成二分之一，提高空間解析度。藉由使用遞迴互相關法，能夠抑制在高解析度中經常發生的錯誤向量。藉由施行如上述的遞迴互相關處理，便能夠提高變形向量的解析度。

(鄰接互相關乘法)

在本實施例中係為了從受到散斑影響的隨機(random)性強的相關值分布中決定正確的最大相關值而導入鄰接互 相關乘法。在該鄰接互相關乘法中，藉由下式(5)進行檢查區域S1的相關值分布R_i,j,k(△X,△Y,△Z)與針對交疊(overlap)於該檢查區域S1的鄰接檢查區域的相關值分布之乘法運算。使用如上述而得的新的相關值分布R'_i,j,k(△X,△Y,△Z)探索最大相關值。

藉此，便能夠藉由相關值彼此的乘法運算降低隨機性。已知由於隨著上述的檢查區域S1的縮小，干涉強度分布的資訊量亦減少，故因為散斑雜訊造成的複數個相關峰值(peak)之出現導致了測量精度的劣化。另一方面，由於鄰接交界彼此的移動量存在相關，故在最大相關值座標附近係殘存有強相關值。藉由該鄰接互相關乘法的導入，使最大相關值峰值明瞭化，使測量精度提升，而能夠抽出正確的移動座標。此外，藉由將該鄰接互相關乘法導入至OCT的各階段(stage)，抑制誤差傳播，使抗散斑雜訊的強健(robust)性提升。藉此，在高空間解析度中亦能夠進行高精度的變形向量分布(移動量分布)的算出。

(上風梯度法)

第5圖係概略性顯示以次像素解析進行的處理程序之圖。另外，簡單起見，第5圖係簡單以二維態樣顯示。第5圖之(A)至(C)係顯示以次像素解析進行的處理過程。各圖 係顯示以OCT連續進行攝影的先後的斷層影像。左側係顯示先攝得的斷層影像(Image1)，右側係顯示後攝得的斷層影像(Image2)。

在本實施例中係為了進行次像素解析而採用上風梯度法與影像變形法。最後的移動量的算出雖係以後述的影像變形法進行，但由於計算的收斂性的問題，係在影像變形法之前先使用上風梯度法。係使用在檢查區域尺寸(size)小、高空間解析度的條件下對次像素移動量進行高精度檢測的影像變形法及上風梯度法。當影像變形法中的次像素移動量的檢測有困難時，藉由上風梯度法算出次像素移動量。

在次像素解析中，注目點的變形前後的亮度差係以各成分的亮度梯度與移動量來表示。因此，能夠從檢查區域S1內的亮度梯度資料，使用最小平方法決定次像素移動量。在本實施例中，在求取亮度梯度時，係採用賦予次像素變形前的上風側的亮度梯度之上風差分法。亦即，次像素解析雖有各種手法，但在本實施例中係採用在檢查區域尺寸小且高空間解析度的條件下仍以高精度檢測次像素移動量的梯度法。

上風梯度法乃係不僅以第5圖之(A)所示的像素精度來算出檢查區域S1內的注目點的移動，亦以第5圖之(B)所示的次像素精度進行算出。另外，圖中的各個格子係代表一個像素。相較於圖示的斷層影像，實際上係相當小，但為了說明上的方便而放大顯示。該上風梯度法乃 係將微小變形前後的亮度分布的變化藉由亮度梯度與移動量予以公式化之手法，當設f為亮度，則以泰勒展開(Taylor expansion)的下式(6)表示微小變形f(x+△x,y+△y,z+△z)。

[數式6]f _x (x,y,z)△x+f _y (x,y,z)△y+f _z (x,y,z)△z=f(x+△x,y+△y,z+△z)-f(x,y,z)…(6)

上式(6)代表將注目點的變形前後的亮度差藉由變形前的亮度梯度與移動量來表示。另外，針對移動量(△x,△z)，由於並無法僅以上式(6)決定，故假設移動量在檢查區域S1內為一定，應用最小平方法來算出。

在使用上式(6)算出移動量時，右邊的各注目點的移動前後的亮度差係只會唯一地求出。因此，能多正確地算出亮度梯度係直接牽動移動量的精度。在亮度梯度的差分化中係使用一階精度上風差分。之所以使用一階精度上風差分，係因為當在差分化中使用高階差分便需要許多資料，而在資料含有雜訊時將會產生嚴重影響。此外，在以檢查區域S1內各點作為基準的高階差分中，由於會使用許多檢查區域S1外的資料，而還有會不再是檢查區域S1本身之移動量的問題點。

在求取亮度梯度時，由於能夠認為會因變形前的上風側的亮度梯度之移動致生注目點的亮度差，因此變形前係使用上風側的差分。此處所謂的上風，並非指實際的移動方向，而是指次像素移動量相對於像素移動量的方向，並藉由對最大相關值峰值施行拋物線近似來決定 上風側。反之，由於能夠認為會因變形後的下風側的亮度梯度之反向移動致生注目點的亮度差，因此變形後係使用下風側的差分。

使用變形前的上風差分與變形後的下風差分求取兩個解，取兩者的平均。此外，實際上當移動量未沿著軸方向時，變形前和變形後的亮度梯度並不在與注目點相同的軸上，必須求取偏移之位置的梯度。因此，藉由以亮度的內插進行的亮度梯度的推定，謀求精度提升。基本上係預測變形前(或變形後)的位置，藉由內插求取在該位置的梯度。

變形前(後)的注目點的位置係藉由施行拋物線近似時的次像素移動量(△x,△y,△z)求取。使用包圍該注目點位置的八個座標，以該些之比算出亮度梯度。具體而言係使用下式(7)。使用如上述算出的亮度梯度與亮度變化，應用最小平方法決定移動量。

[數式7]f _x (x,y,z)=△y△z{f(x,y-1,z-1)-f(x-1,y-1,z-1)}+(1-△y)△z{f(x,y,z-1)-f(x-1,y,z-1)}+△y(1-△z){f(x,y-1,z)-f(x-1,y-1,z)}+(1-△y)(1-△z){f(x,y,z)-f(x-1,y,z)}…(7)

(影像變形法)

至上述的上風梯度法為止，檢查區域S1的形狀並沒有變更，係在維持矩形體的狀態下進行變形向量的算出。然而，現實上檢查區域S1亦會配合測量對象的變形而變形， 故必須導入將檢查區域S1的微小變形考慮在內的演算法(algorithm)，以高精度算出變形向量。因此，在本實施例中，係在以次像素精度進行的變形向量的算出中導入影像變形法。亦即，係以材料的變形前的檢查區域S1與將變形後的伸縮及剪切變形考慮在內的檢查區域S1實施互相關，藉由以相關值為基礎的反復計算決定次像素變形量。另外，檢查區域S1的伸縮及剪切變形係以線性進行近似。

更詳言之，係以下述程序執行演算。首先，在材料變形前的OCT斷層影像的亮度分布使用雙三次函數內插法，實施亮度分布的連續化。所謂的雙三次函數內插法，乃係使用對sinc函數分段進行三次函數近似而得的卷積函數來重現亮度資訊的空間連續性之手法。原本在對連續性的亮度分布進行影像測量時係對依存於光學系統的點擴散函數進行卷積運算，故藉由進行使用sinc函數的逆卷積運算，使原本的連續性的亮度分布復原。在進行離散性的一軸信號f(x)的內插時，卷積函數h(x)係以下式(8)表示。

另外，因OCT測量條件的差異，亮度內插函數h(x)的形狀亦必須變更。因此，採用設亮度內插函數h(x)在x=1的微分係數a為可變，藉由變更a的值而能夠變更亮度內插函數h(x)的形狀之演算法。在本實施例中， 係根據以使用模擬OCT斷層影像進行的數值實驗所得到的驗證結果來決定a的值。藉由如上述進行影像內插，便能夠在將伸縮及剪切變形考慮在內的檢查區域S1的各點求取OCT亮度值。

如第5圖(C)所示，將伸縮及剪切變形考慮在內而算出的檢查區域S1係隨著移動而變形。假設皮膚組織變形前的OCT斷層影像中的某個檢查區域S1內的整數像素位置的座標(x,y,z)在變形後移動至座標(x*,y*,z*)，則x*,y*,z*的值係以下式(9)表示。

式中，u、v、w分別為沿x、y、z方向的移動量，△x、△y、△z為從檢查區域S1中心到座標(x,y,z)為止的移動量，

u/

x、

v/

y、

w/

z分別為x、y、z方向的垂直應變，

u/

y、

u/

z、

v/

x、

v/

z、

w/

x、

w/

y分別為剪切應變。數值解法係使用Newton-Raphson(牛頓-拉佛森)法，以在12個變數(u、v、w、

u/

x、

u/

y、

u/

z、

y/

x、

v/

y、

v/

z、

w/

x、

w/

y、

w/

z)的相關值微分係數成為0之方式進行反復計算，亦即以得到最大相關值之方式進行反復計算。另外，為了提高反復計算的收斂性，x、y、z方向的移動量初始值係使用以上風梯度法獲得的次像素移動量。在將針對相關值R的海森矩陣(Hessian matrix)設為H，針對相關值的亞可比向量(Jacobian vector)設為▽R，則以一次的反復所得的更新量△Pi係以下式(10)表示。

[數式10]△P _i =-H ^-1▽R…(10)

收斂的判定係使用反復計算所隨時獲得的漸近解成為在收斂解附近成為充分小來進行。然而，在散斑圖樣的變化劇烈的區域，在線性變形中有因無法追從故而無法獲得正確的收斂解的情形。此時，在本實施例中係採用以上風梯度法求得的次像素移動量。如上所述，獲得次像素精度的變形向量分布。

應變量的算出係使用移動最小平方法。亦即，使用移動最小平方法將變形量(移動量)予以平滑化，並且從其微分係數算出應變張量。

第6圖及第7圖係顯示皮膚的三維OCT斷層影像。

OCT的光束係從影像上面照射。在第6圖之(A)中，上部的高亮度線表示皮膚表面，內部的高亮度線表示角質層與表皮形成細胞層之交界。第6圖之(B)乃係從OCT斷層影像中將皮膚表面、及角質層與表皮形成細胞層之交界抽出而成之圖。皮膚表面呈現凹凸。表面的蛇行情形和角質層與表皮形成細胞層之交界的蛇行情形同步，與公知的病理報告一致。

第7圖之(A)係顯示令抽吸力作用到皮膚時 的變形向量的斷層分布。從第7圖之(A)可知變形向量朝上發生。能夠確認皮膚隨著抽吸而上升。第7圖之(B)係顯示x方向的三維應變ε xx。如上述，藉由OCT斷層測量，能夠掌握皮膚的力學性質。

此處，就皮膚的力學特性而言，係算出皮膚的彈性及黏彈性。因此，對皮膚的測量對象部位施加預定的荷重，進行以OCT進行的斷層測量。在本實施例中，就該荷重施加方法而言，係採用賦予一定之大小的應力而量測應變的時間變化之潛變法。亦即，將皮膚組織視為黏彈性模型，算出潛變回復時間。在該黏彈性模型中，潛變回復時的應變速度係以下式(11)表示。

式中，τ(k,c)為潛變回復時間、k為彈性係數、c為黏性係數。若模型為黏性，則τ(k,c)會大；若模型為彈性，則τ(k,c)會小。

第8圖係顯示皮膚組織的黏彈性模型之圖。當將皮膚組織視作如圖示的三要素模型時，潛變回復時間τ(k,c)係如下式(12)、(13)所示以彈性係數與黏性係數的函數表示。因此，藉由算出潛變回復時間的斷層分布τ(x,y,z)，便能夠進行針對皮膚組織的力學特性的考察。

[數式12]

第9圖係例示力學特性相關斷層測量的結果之圖。此處，係顯示將預定的抽吸荷重施加到皮膚的測量對象部位後解除抽吸荷重，在皮膚組織的潛變回復過程中進行OCT斷層測量的結果。第9圖之(A)係顯示皮膚組織與斷層影像的對應關係。第9圖之(A)係簡單以二維態樣顯示。Z=450μm附近的高亮度線表示皮膚表面，亦即角質層。距皮膚表面150μm的低亮度區域表示表皮，表皮下方的高亮度區域表示真皮。

第9圖之(B)及(C)係顯示從解除抽吸荷重起預定時間後的變形速度向量的斷層分布。第9圖之(B)係顯示0.19秒後，第9圖之(C)係顯示0.38秒後。比較兩者，能夠確認在皮膚中，變形量的減少幅度係表面附近(表皮及其上方)比表皮內側(比真皮更下方)大。

第10圖係顯示潛變回復時間的斷層分布之圖。

藉由對第9圖所示的變形速度向量進行空間微分，便能夠獲得應變率張量。藉由將應變速度分布套用至上式(12)及(13)，便能夠算出第10圖所示的潛變回復時間的斷層分布τ(x,y,z)。另外，第10圖係簡單以二維態樣顯示。從該斷層分布，能夠確認在皮膚表面附近，潛變回復時間短，表現出彈性性質，相對地，在皮膚深層則存在表現出黏性 性質的區域。如上所述，藉由OCT斷層測量，能夠掌握皮膚的力學特性。

(2)皮膚的血流速度

藉由以OCT檢測都卜勒(Doppler)調變信號，能夠算出皮膚組織的血流速度分布。如上所述，在皮膚診斷裝置1中係在參考臂14設置有EOPM 40，能夠令高頻載波信號產生。將在EOPM 40產生的調變角頻率ω_m考慮在內，參考光的電場E’_r(t)係以下式(14)表示。

式中，A(t)為振幅，ω_c為光源的中心角頻率。ω_r為在RSOD的共振鏡54產生的都卜勒角頻率。

此外，當在測量對象部位存在流場時，將因流速而產生的都卜勒角頻率移動(shift)量ω_d考慮在內，物體光的電場E’_o(t)係以下式(15)表示。

光強度乃係電場強度的平方的時間平均，故所檢測的干涉光強度I’_d(t)係以下式(16)表示。

此外，所檢測的斷層干涉信號I_d(x,y,z)係以下式(17)表示。

另一方面，干涉信號的角頻率係成為ω_m+ω_r-ω_d。藉由使用該干涉信號的載波角頻率ω_m+ω_r，檢測因血流速度而產生的都卜勒角頻率移動量ω_d。接著，藉由使用所檢測出的都卜勒角頻率移動量ω_d演算下式(18)，能夠獲得血流速度v。

式中，λ_c為光源的中心波長，θ(x,y,z)為座標(x,y,z)的流速方向與光束的入射方向所成之角度。n為皮膚內部的平均折射率。

(鄰接自相關法)

如上所述，在本實施例中採用的是使用RSOD的深度方向(z軸方向)掃描手法。為了防止屆時流速檢測能力的劣化，使用希爾伯特轉換(Hilbert transform)及鄰接自相關法。亦即，在對空間上鄰接的干涉信號使用希爾伯特轉換而得的解析信號(複數信號)Γ(t)，使用鄰接自相關法。藉此求取任意座標的相位差△

，檢測因血流速度而產生的都卜勒角頻率移動量ω_d。

亦即，當將使用希爾伯特轉換而得的第j、j+1個解析信號分別設為Γ_j、Γ_j+1，各者的干涉信號係表示成下式(19)。

式中，s(t)表示解析信號Γ(t)的實部，s^(t)表示虛部。△T表示第j、j+1個干涉信號的取得時間間隔，A表示干涉信號的振幅(亦即反向散射強度)。

當在物體光的電場中未發生相位調變時(ω_d=0)，各者的干涉信號的相位差係成為0。Γ_j與Γ_j+1的干涉信號的相位差係相當於因血流速度而產生的因都卜勒調變而產生的相位變化量ω_d△T。亦即，因血流速度而產生的都卜勒角頻率移動量ω_d係表示成下式(20)。

[數式19]

另外，由於偏角△

=ω_d△T，故相位的變化量係能夠在-π至π的範圍檢測。此外，依循下式(21)，針對n筆干涉信號施行系集平均(ensemble average)處理，藉此能夠使都卜勒角頻率移動量ω_d的檢測能力提升。

藉由將如上述而得的都卜勒角頻率移動量ω_d代入至上式(18)，能夠算出血流速度v。

此處，針對以OCT進行的血流速度測量的模擬試驗及其測量結果進行說明。

第11圖係顯示血流速度模擬試驗使用的裝置的一部分之圖。第11圖之(A)為立體圖，第11圖之(B)為俯視圖，第11圖之(C)為前視圖(沿Y方向觀看之圖)。第12圖係顯示以OCT測量得的流速的斷層分布之圖。第12圖之(A)至(D)係顯示後述的紅血球懸浮液的設定平均流速U分別相異時的結果。

在該模擬試驗中係使用第11圖中所示的微 流道105。亦即，在模擬皮膚的構件107形成微流道105，將模擬血液的紅血球懸浮液(Red Blood Cells' suspension)沿Y方向加壓輸送。微流道105的開口尺寸採用XZ剖面(x×z)=(250μm×40μm)，Y方向長度y採用20mm。紅血球懸浮液係使用從健康的正常人採血而得的血液製作。詳細而言，係將所採取得的血液以轉速3000rpm進行20分鐘的遠心分離，將使用PBS(磷酸鹽緩衝液)洗滌過的紅血球層抽出，重覆兩次上述步驟，藉此單獨提取出紅血球，然後以CPD(Citrate Phosphate Dextrose；檸檬酸磷酸右旋葡萄糖)液稀釋成與人類血液同等的血容比(hematocrit)40%。

關於第12圖的設定平均流速U，第12圖之(A)係顯示設定為0.25mm/s時的情形，第12圖之(B)係顯示設定為0.5mm/s時的情形，第12圖之(C)係顯示設定為0.75mm/s時的情形，第12圖之(D)係顯示設定為1.0mm/s時的情形。從第12圖的血流速度分布，能夠確認設定值與OCT斷層測量結果匹配。此外，血流速度係隨著靠近流道中央而上升，從這點亦能夠確認呈現出紅血球的流變(rheology)特性。亦即，藉由本試驗結果，顯示能夠以OCT在具有與人類血液同等血容比的紅血球懸浮液中進行掌握紅血球的流變特性之測量，可知作為血流速度分布的測量手法是有效的。

(3)皮膚的血管網

藉由演算以OCT連續攝影的斷層影像的自相關，能夠算出血管網的結構(network)(血管形狀及其變化)。第13圖 係顯示利用OCT進行的血管網的演算方法之示意圖。第13圖左側係顯示在時間t取得的斷層影像，右側係顯示在時間t+1取得的斷層影像。第13圖係簡單以二維態樣顯示。

在算出血管網時，係在連續取得的斷層影像設定檢查區域I，演算在該區域內的自相關ZNCC。亦即，將檢查區域I內的相同座標(i,j)的影像的變化，以下式(22)的自相關值Ct(i,j)的形式算出。

此外，將該自相關值Ct比預設的判定閾值低的座標算出作為血管的一部分。此原理是利用自相關值Ct會因血管內的血流而變低。對如上述而得的血管資料，施行空間頻率濾波器(spatial frequency filter)和中值濾波器(median filter)等雜訊削減處理，藉此能夠算出血管網。另外，亦可對三張以上的斷層影像(時間t+2、……、t+N)重疊進行如上述的自相關處理，藉此使血管網算出精度提升。

第14圖係顯示血管網的計算結果之圖。第14圖之(A)係顯示針對前臂的預定位置的通常狀態測量結果。第14圖之(B)係顯示使用血液循環促進劑時的同一位置的測量結果。在各圖中，係以使對應血管網的區域，亦即自相關低的區域呈現高亮度(白色)的方式顯示。從第14圖能夠掌握血液循環促進劑造成血管網膨脹的樣子。藉由本測量結果，確認了能夠利用OCT進行血管網的算出。另 外，當藉由對皮膚施加負荷使血管網中斷，針對該中斷處下流側，利用OCT進行的血管網的辨識性便會下降。當將該負荷解除，利用OCT進行的血管網的辨識性便會回復。藉由檢測如上述的性質，亦能夠評估皮膚及血管的荷重響應性甚而皮膚狀態的良否。

(4)皮膚的水分量

藉由使用光吸收特性相異的兩個波長帶的光源進行OCT斷層測量，能夠算出皮膚組織的含水率分布。

第15圖係顯示由水造成的光吸收特性之圖。第15圖係顯示光的波長與強度之關係及光的波長與水的光吸收係數之關係。從第15圖可知，在擁有高含水率的組織中，1430nm波長帶光係因光吸收作用使反向散射光強度呈指數函數性衰減，而在1310nm波長帶光的反向散射光強度則沒有出現光吸收作用的影響。在本實施例中，係利用該兩個波長帶的光吸收特性的差異來進行含水率分布的檢測。亦即，如上所述，在本實施例中係使用具有由水分造成的光吸收特性的1430nm波長帶光源及不具有由水分造成的光吸收特性的1310nm波長帶光源。

此外，皮膚深部位置z的反向散射光強度I^{λ c}係成為光源的同調函數G^{λ c}(z)與皮膚內部的反向反射光強度O^{λ c}(x,y,z)的卷積積分，以下式(23)表示。

式中，I_inc ^{λ c}表示照射至參考鏡及測量對象(皮膚)的照射強度，各變數的上標λ c表示入射光的中心波長。

此處，當反向反射光強度O^{λ c}(x,y,z)的分布比同調長度緩慢時，能夠將同調函數G^{λ c}(z)近似為δ函數，OCT的檢測信號係能夠以I^{λ c}≒I_inc ^{λ c}O^{λ c}(x,y,z)表現。此外，O^{λ c}(x,y,z)係依存於取決於物鏡的入射光強度分布I_o ^{λ c}(z)、組織內部的能量反射率r^{λ c}、散射衰減及吸收衰減，因此反向反射光強度O^{λ c}(x,y,z)係能夠以下式(24)近似地公式化。另外，此處係使用皮膚表面的能量反射率r^{λ c}而將表面反射考慮在內。此外，皮膚組織內部的能量反射率R^{λ c}的平均空間變化率係假設為小的值，以散射衰減係數μ_s ^{λ c}(以下，亦稱為「散射係數」)及吸收衰減係數μ_a ^{λ c}(以下，亦稱為「吸收係數」)為主要參數。

此外，假設射入皮膚的入射光強度分布I_o ^{λ c}(z)在拍攝區域景深內為一定，對上式(24)的OCT信號取自然對數，進行深度z方向的空間微分，藉此，能夠獲得下式(25)、(26)。

關於上式(26)，1310nm波長帶的吸收係數μ_a ¹³¹⁰係因水的莫耳吸光係數(molar absorptivity)微小而能夠忽略，能夠從衰減係數μ_s ¹³¹⁰求取組織散射係數分布。此外，藉由預先算出下式(27)所示的散射係數比κ，便能夠進行吸收係數μ_a ¹⁴³⁰的分離檢測。

上式(25)及(26)的左邊係能夠藉由移動最小平方法(MLSM)算出。因此，若散射係數比κ為已知，藉由將μ_s ¹⁴³⁰=κ．μ_s ¹³¹⁰的關係代入至上式(25)或(26)解聯立，便能夠算出吸收係數μ_a ¹⁴³⁰。

第16圖係顯示水的光吸收特性與含水率之關係。第16圖之(A)係顯示各波長帶的衰減係數與含水率之關係。第16圖之(A)的橫軸代表含水率，縱軸代表衰減係數。第16圖之(B)係顯示各波長帶的吸收係數與含水率之關係。第16圖之(B)的橫軸代表含水率，縱軸代表吸收係數。

如第16圖之(A)所示，當測量對象的含水率上升，1430nm波長帶光的衰減係數μ_s ¹⁴³⁰便變大，而 1310nm波長帶光的衰減係數μ_s ¹³¹⁰幾乎不變。這是因為相對於前者擁有由水造成的光吸收特性，後者並不擁有該光吸收特性。後者的衰減係數實質上僅依存於散射衰減。

由於上式(27)的散射係數比κ為已知，故能夠根據第16圖之(A)所示的衰減係數與含水率之關係導出第16圖之(B)所示的吸收係數與含水率之關係。因此，使用如上述算出的吸收係數μ_a ¹⁴³⁰，參照第16圖(B)的關係，便能夠算出測量對象即皮膚的含水率分布。

第17圖係顯示以OCT進行的皮膚的水分量的演算過程之圖。第17圖之(A)係顯示1310nm波長帶的斷層影像，第17圖之(B)係顯示1430nm波長帶的斷層影像。第17圖之(C)係顯示根據兩斷層影像算出的含水率分布。第17圖之(A)至(C)係簡單以二維態樣顯示。此外，在第17圖之(C)中，針對SN比低的地方係為了說明上的方便而省略顯示其含水率分布。

在第17圖之(A)及(B)中，咸信z=600μm附近的高亮度線表示皮膚表面，z=900μm附近的高亮度線表示角質層與表皮形成細胞層之交界。比較兩圖，可知深度方向的衰減量係1430nm波長帶的斷層影像比1310nm波長帶的斷層影像大。該衰減量的差異咸信係由於1430nm波長帶所存在的水分子的光吸收的緣故。

依據第17圖之(C)，可知沿x方向存在有含水率的分布。此外，咸信在高含水率區域係因存在汗腺使得含水率提高，咸信在低含水率區域係因不存在汗腺使得 含水率降低。此外，可知角質層的含水率係比表皮形成細胞層低，且有愈往深部含水率愈上升的傾向。

控制演算部6係根據如上述而得的皮膚的力學特性、血流速度、血管網、水分量各參數，輸出供皮膚診斷之用的資訊。亦即，算出皮膚的評估值，顯示至顯示裝置74。評估值係例如亦可為對現在的皮膚狀態的良否進行等級區分者。例如能夠將等級設定為五個階段，而設定等級A(極為良好，皮膚彈性絕佳，肌膚年齡19歲以下)、等級B(良好，皮膚彈性良好，肌膚年齡20歲至29歲)、等級C(普通，皮膚彈性沒有問題，肌膚年齡30歲至39歲)、等級D(稍有年紀增長的變化，觀察到皮膚鬆弛，肌膚年齡40歲至49歲)、等級E(觀察到老化，皮膚鬆弛明顯，肌膚年齡50歲以上)等。

在進行上述皮膚診斷時，針對如何使用該些參數係能夠有多種選擇。可使用該些參數全體來決定評估值，亦可從任一種組合來決定評估值。例如，可為：算出皮膚的血管網的位置及形狀，若該血管網的位置的力學特性(彈性、黏性)比預設的基準值(標準值)低(應變速度比預設的閾值慢)，便評估為皮膚正在劣化(老化)中。咸信當皮膚因紫外線照射的影響和老化而劣化，血管便會失去彈力性，代謝便會變差。此項能夠根據OCT斷層測量來進行評估。

此外，亦可考慮利用對皮膚施加荷重時血流會中斷，當放鬆荷重，血流便復原的現象。此時，咸信 若皮膚組織良好，血管網便會迅速對應力學特徵量之變化而變化，而若皮膚組織劣化，其變化便會延遲(追從性差)。該力學特徵量之變化係與力學特性有關。亦可在如上述見解的基礎下，根據血流狀態之變化相對於力學特徵量之變化的程度來演算評估值。

此外，咸信當皮膚組織劣化，血管網中的血流速度便會變慢。因此，藉由將上述的皮膚組織的血流速度一併考慮在內，便能夠進行更有效的評估。此外，咸信當皮膚組織劣化，便會因毛細血管的管構造出現異常而導致血漿成分(體液)的漏出異常亢進並且造成毛細血管本身數量減少，結果，產生異於正常的含水率的分布。因此，藉由將皮膚組織的含水量一併進行評估，便能夠更加正確地評估皮膚的劣化(老化)。

具體而言，可就血管網及其周邊的皮膚狀態，例如針對力學特性(彈性、黏性)設有5分(point)(彈性、黏彈性愈高，評估愈高的分數)，針對血流速度設有5分(血流速度愈快，評估愈高的分數)，針對含水率設有5分(含水率愈高，評估愈高的分數)，合計15分。此外，可設定供對皮膚的良否(劣化)總括地進行評估之用的評估值，例如訂12分至15分為等級A，9分至11分為等級B，6分至8分為等級C，5分至7分為等級D，6分以下為等級E。

或者，亦可僅藉由血管網與力學特性來算出評估值。亦可藉由血管網、力學特性及水分量來算出評估值。或者，亦可根據力學特徵量(應變速度)的變化與血 管網(血管形狀等)的變化來算出評估值。例如，有時會在異位性皮膚炎部和痤瘡、黑斑的部位等觀察到具有異常構造的血管網。此時，咸信針對賦予至皮膚的負荷所產生的變形會比正常血管網時嚴重。亦可在上述見解的基礎下設定評估值。

如上述而算出的評估值係亦可採用皮膚的斷層分布的形式顯示至畫面。或者，亦可將等級的平均值等作為皮膚整體的評估值而採用文字註解(comment)顯示。

第18圖係控制演算部6的功能方塊圖。

控制演算部6係具備：控制部110、資料處理部120、資料儲存部130及介面(inferface)部(I/F部)140。各部係在軟體上協同運作，執行用以利用OCT測量進行的供皮膚診斷之處理。

控制部110係含有：光源控制部111、光學機構控制部112、負荷控制部113及顯示控制部114。控制部110係從資料儲存部130讀取對光學單元2進行驅動控制之用的程式予以執行，而控制各裝置及機構。光源控制部111係控制光源10的驅動。光學機構控制部112係控制光學機構4及26的驅動。負荷控制部113係控制負荷裝置5的驅動。顯示控制部114係進行顯示裝置74的顯示處理。

資料處理部120係含有：力學特徵量演算部121、力學特性演算部122、血流速度演算部123、血管網演算部124、水分量演算部125及皮膚評估演算部126。資料處理部120係從資料儲存部130讀取供演算用於皮膚診 斷的評估值之用的程式予以執行，而執行預定的演算處理。

力學特徵量演算部121係使用以OCT獲得的斷層影像來演算前述的皮膚的力學特徵量。力學特性演算部122係使用所算出的力學特徵量來演算前述的皮膚的力學特性。血流速度演算部123係使用OCT信號來演算前述的皮膚的血流速度。血管網演算部124係使用OCT信號來演算前述的皮膚的血管網。水分量演算部125係使用OCT信號來演算前述的皮膚的水分量(含水率)。皮膚評估演算部126係根據如上述而得的力學特徵量、力學特性、血流速度、血管網及水分量各參數的變化等，演算供皮膚診斷之用的評估值。

資料儲存部130係含有：診斷程式儲存部131、力學特徵量儲存部132、力學特性資訊儲存部133、血流速度資訊儲存部134、血管網資訊儲存部135及水分量資訊儲存部136。診斷程式儲存部131係儲存供控制光學單元2的各部之用的控制程式和供皮膚狀態的評估之用的演算程式。

力學特徵量儲存部132係暫時性地儲存由力學特徵量演算部121算出的與力學特徵量有關的資料。力學特性資訊儲存部133係暫時性地儲存由力學特性演算部122算出的與力學特性有關的資料。血流速度資訊儲存部134係暫時性地儲存由血流速度演算部123算出的與血流速度有關的資料。血管網資訊儲存部135係暫時性地儲存由血管網演算部124算出的與血管網有關的資料。水分 量資訊儲存部136係暫時性地儲存由水分量演算部125算出的與水分量(含水率)有關的資料。

I/F部140係含有輸入部141及輸出部142。輸入部141係接受從光學單元2送來的檢測資料及使用者透過輸入裝置70輸入的指示指令(command)等，送往控制部110和資料處理部120。輸出部142係將由控制部110演算出的控制指令信號對光學單元2輸出。此外，輸出部142係將令由資料處理部120演算出的結果顯示之用的資料對顯示裝置74輸出。

接著，針對控制演算部6所執行的具體處理的流程進行說明。

第19圖係顯示藉由控制演算部6執行的皮膚診斷處理的流程之流程圖。控制演算部6係首先驅動光學單元2(S10)。負荷控制部113係驅動負荷裝置5而控制賦予皮膚S的荷重，另一方面，光源控制部111係控制來自光源10的光的射出，光學機構控制部112係控制光學機構4、26的作動。控制演算部6係在荷重施加於皮膚S的過程中連續取得OCT的光干涉信號(S11)。接著，藉由使用該光干涉信號，針對皮膚S演算前述各參數的斷層分布。

亦即，力學特徵量演算部121係演算皮膚組織的變形向量，力學特性演算部122係演算力學特性的斷層分布(S12)。血流速度演算部123係演算血流速度的斷層分布(S13)，血管網演算部124係演算血管網(S14)，水分量演算部125係演算含水率的斷層分布(S15)。接著，皮膚評 估演算部126係將該些參數的演算結果關聯對應至皮膚S的斷層位置而演算皮膚狀態的評估值(S16)。關於該評估值的算出係如同前述。顯示控制部114係將該評估值顯示至畫面。

第20圖係詳細顯示第19圖中的S12的力學特性演算處理之流程圖。力學特徵量演算部121係根據以OCT取得的變形前後的斷層影像，執行以遞迴互相關法進行的處理。此處係首先執行最小解析度(最大尺寸的檢查區域)下的互相關處理，求取相關係數分布(S20)。接著，藉由鄰接互相關乘法，演算鄰接的相關係數分布之積(S22)。此時，藉由標準偏差濾波器等空間濾波器進行錯誤向量的去除(S24)，藉由最小平方法等執行去除向量的內插(S26)。接著，將檢查區域縮小，藉此使解析度提高，繼續進行互相關處理(S28)。亦即，根據低解析度下的參照向量執行互相關處理。若此時的解析度並非預設的最高解析度(S30的「否」)，則返回S22。

力學特徵量演算部121係反覆進行S22至S28的處理，當最高解析度下的互相關處理完成(S30的「是」)，便執行次像素解析。亦即，根據最高解析度(最小尺寸的檢查區域)下的變形向量的分布，演算藉由上風梯度法算出的次像素移動量(S32)。接著，根據此時所算出的次像素移動量，演算藉由影像變形法算出的次像素變形量(S34)。接著，藉由以最大互相關值進行的濾波器處理進行錯誤向量的去除(S36)，藉由最小平方法等執行去除向量的 內插(S38)。接著，進行如上述而得的變形向量的時間微分，針對該斷層影像算出變形速度向量的斷層分布。接著，藉由對該變形速度向量進行空間微分，算出應變速度分布(S40)。力學特性演算部122係根據該應變速度分布，演算力學特性(彈性和黏彈性)的斷層分布(S42)。

第21圖係詳細顯示第19圖中的S13的血流速度演算處理之流程圖。血流速度演算部123係取得OCT干涉信號(S50)，執行傅立葉轉換(FFT)(S52)。接著，在以載波頻率為基準執行帶通濾波處理使信號SN比提升後(S54)，執行希爾伯特轉換(S56)。使用藉由該希爾伯特轉換而得的解析信號，施行鄰接自相關處理，求取相位差(S58)，獲得都卜勒頻率(S60)。對所獲得的都卜勒頻率以像素尺寸進行空間平均處理(S62)，算出血流速度的斷層分布(S64)。

第22圖係詳細顯示第19圖中的S14的血管網演算處理之流程圖。血管網演算部124係取得以OCT獲得的同一位置的光干涉信號(S70)，執行自相關處理(S72)。接著，進行空間頻率濾波器等的雜訊去除處理(S74)，算出血管網的斷層分布(S76)。

第23圖係詳細顯示第19圖中的S15的水分量演算處理之流程圖。水分量演算部125係取得以複數個光源32、34產生的OCT干涉信號(S80)。如前述，光源32係不具有光吸收特性的1310nm波長帶光源，光源34係具有光吸收特性的1430nm波長帶光源。接著，對該OCT信 號取自然對數(S82)，進行空間微分。接著，如上述藉由移動最小平方法算出衰減係數(S84)，將吸收係數分離(S86)，算出含水率的斷層分布(S88)。

以上，針對本發明的較佳實施例進行了說明，但本發明並不限定於上述的特定的實施例，且當然能夠在本發明技術思想的範圍內進行各種變形。

在前述實施例中，就對皮膚賦予預定的變形能量(負荷)之用的負荷裝置而言，係例示以真空泵構成的抽吸式的荷重機構。在變形例中，係亦可採用藉由壓電元件等的接觸來賦予應力的荷重機構。

第24圖係概略性顯示變形例的負荷裝置的構成之圖。另外，在第24圖中，針對與前述實施例大致相同的構成係標註相同的元件符號。

負荷裝置205係採用對皮膚S的測量對象部位賦予按壓荷重的類型來構成。在光學機構4的前端係設有皮膚診斷用的探頭280。探頭280的上半部係作為光學機構4發揮功能，下半部係作為負荷裝置205發揮功能。以沿軸線方向貫通探頭280的機體282之方式形成有內部通路284，於該軸線上配置有物鏡48。負荷裝置205係具備組裝在機體282的壓電元件210(piezo element)及壓頭212。壓電元件210與壓頭212係皆呈圓筒狀，對機體282以同軸狀配置。在壓頭212的下端開口部配置有平行平面基板214，在平行平面基板214下表面配設有彈性體(elastomer)216。平行平面基板214係以合成石英材構成，耐熱性及耐衝擊 性優異。彈性體216乃係材料常數已知的透光性的彈性構件，能夠將來自壓電元件210的按壓荷重傳遞至皮膚S。

在彈性體216係裝有壓電感測器(「作為荷重檢測部」發揮功能)，藉由壓電感測器的變形而能夠檢測從壓電元件210賦予的荷重。亦即，係構成為能夠檢測透過彈性體216的變形來檢測的荷重作為對皮膚S表面賦予的荷重(壓力)。如第24圖中的箭頭所示，來自光學單元2的物體光係穿透物鏡48、平行平面基板214及彈性體216照射至皮膚S，反射的反射光係循相反的路徑返回光學單元2。

藉由如上述的構成，便能夠在皮膚S的變形過程中即時檢測所賦予的荷重之變化，能夠同時算出對應該荷重變化的力學特徵量、血流狀態。亦可根據該計算結果演算供皮膚診斷之用的評估值。

在前述實施例中雖未說明，但亦可將第20圖的S40所算出的應變速度分布以斷層的形式顯示於顯示裝置74予以可視化。同樣地，亦可將第21圖的S64所算出的血流速度分布以斷層的形式顯示於顯示裝置74予以可視化。

在前述實施例中雖係顯示以三維取得以OCT獲得的斷層影像之例，但亦可以二維取得。亦即，當然亦可將作為變位關聯向量的變形向量或變形速度向量以二維資料的形式處理。

在前述實施例中雖未說明，但就「力學特 徵量」而言，亦可採用應變速度的振幅值和應變速度的時間延遲(相位延遲)。亦即，舉動態黏彈性法為例，在反覆進行應力的施加及放鬆的過程中，應變速度係以來回於正值與負值之方式變動。應變速度會以追從於該負荷的變動之方式跟著變動。關於此點，相對該負荷變動的應變速度的變動的大小(振幅值)與應變速度變動的追從性(響應性)係有對應於皮膚狀態而變化的傾向。因此，亦可針對該應變速度的振幅值和時間延遲(相位延遲)來演算斷層分布。

或者，就「力學特徵量」而言，亦可採用應變速度的週期性變動的中央值。亦即，舉前述的動態黏彈性法為例，在反覆進行應力的施加及放鬆的過程中，應變速度係以來回於正值與負值之方式變動。該應變速度的變動的中心係因黏性力與彈性力的平衡而有稍微偏離0的傾向。此外，該偏離量係有相應於皮膚狀態而變化的傾向。因此，亦可針對應變速度的變動中心(中央值)偏離0的偏離量來演算斷層分布。

在前述實施例中，就對皮膚賦予預定的變形能量(負荷)之用的負荷裝置而言，係例示以真空泵構成的抽吸式的荷重機構。在變形例中，係亦可採用藉由超音波(音壓)、光聲波、電磁波等而以非接觸式對皮膚賦予負荷(激振力)的負荷裝置。

在前述實施例中雖未說明，但亦可將第18圖中所示的控制部110與資料處理部120設置在個別的裝置(個人電腦等)。

第25圖及第26圖係顯示人的前臂內屈側部的OCT斷層影像之圖。第25圖係顯示通常狀態下的斷層測量結果，第26圖係顯示使用止血帶時的斷層測量結果。第25圖及第26圖的(A)係顯示OCT斷層影像。第25圖及第26圖的(B)係顯示在第25圖及第26圖的(A)重疊預定時間的血流速度的最大值所成者，第25圖及第26圖的(C)係顯示血流速度的時間平均。Z=1000μm附近表示皮膚表面亦即角質層。

藉由上述該些斷層測量結果，第26圖中所示的止血狀態中，相較於第25圖中所示的正常狀態，能夠確認從真皮上層上升到表皮正下方的血流速度下降之情形。顯示出當進行止血時，有血液變得難以流到毛細血管的前端之情形，能夠評估為是符合真實情況的測量結果。

另外，本發明並不限前述實施例和變形例，在不脫離本發明主旨的範圍內，能夠將構成要素進行變形予以具體化。亦可藉由將前述實施例和變形例中所揭示的複數個構成要素適當組合來形成各種發明。此外，亦可從前述實施例和變形例中所揭示的全部構成要素中刪除一些構成要素。

4‧‧‧光學機構

5‧‧‧負荷裝置

42‧‧‧電流計裝置

48‧‧‧物鏡

80‧‧‧探頭

82‧‧‧機體

84‧‧‧內部通路

86‧‧‧玻璃

88‧‧‧抽吸腔

90‧‧‧填墊

92‧‧‧抽吸口

100‧‧‧真空泵

102‧‧‧調節器

104‧‧‧儲氣容器

106‧‧‧壓力計

S‧‧‧皮膚

S21‧‧‧玻璃上方的空間

S22‧‧‧玻璃下方的空間

Claims (10)

1. 一種皮膚診斷裝置，係對皮膚進行診斷之用的皮膚診斷裝置，具備：光學單元，係含有使用光學同調斷層掃描的光學系統；光學機構，係用以將來自前述光學單元的光導向皮膚並令該光進行掃描；負荷裝置，係用以對皮膚賦予預定的變形能量；控制演算部，係控制前述負荷裝置及前述光學機構的驅動，相應於該些驅動而處理從前述光學單元輸出的光干涉信號，藉此針對皮膚演算預設的狀態值的斷層分布，根據該斷層分布演算皮膚的評估值；及顯示裝置，係顯示前述皮膚的評估值；前述控制演算部係分別演算皮膚的力學特性及血流狀態作為前述狀態值，藉由使該力學特性與血流狀態關聯對應至前述皮膚的斷層位置而演算前述評估值。
2. 如申請專利範圍第1項所述之皮膚診斷裝置，其中，前述控制演算部係取得藉由前述變形能量之賦予而產生的力學特徵量之變化作為前述力學特性，根據相對於該力學特徵量之變化之前述血流狀態之變化的程度，演算前述評估值。
3. 如申請專利範圍第2項所述之皮膚診斷裝置，其中，前述控制演算部係演算血管網的變形程度作為前述血流 狀態之變化的程度。
4. 如申請專利範圍第2或3項所述之皮膚診斷裝置，其中，前述控制演算部係演算血流速度之變化的程度作為前述血流狀態之變化的程度。
5. 如申請專利範圍第2或3項所述之皮膚診斷裝置，其中，前述控制演算部係根據藉由處理前述光干涉信號而取得的斷層影像資料，演算與皮膚的斷層位置對應的變位關聯向量作為前述力學特徵量，根據相對於該變位關聯向量之變化之前述血流狀態之變化的程度，演算前述評估值。
6. 如申請專利範圍第2或3項所述之皮膚診斷裝置，其中，前述控制演算部係進一步使藉由前述變形能量之賦予而產生的皮膚的含水率之變化關聯對應至該皮膚的斷層位置而進行演算，根據相對於前述力學特徵量之變化之前述血流狀態及含水率之變化的程度，演算前述評估值。
7. 一種皮膚診斷裝置，係對皮膚進行診斷之用的皮膚診斷裝置，具備：光學單元，係含有使用光學同調斷層掃描的光學系統；光學機構，係用以將來自前述光學單元的光導向皮膚並令該光進行掃描；負荷裝置，係用以對皮膚賦予預定的按壓荷重；荷重檢測部，係檢測前述按壓荷重； 控制演算部，係控制前述負荷裝置及前述光學機構的驅動，相應於該些驅動而處理從前述光學單元輸出的光干涉信號，藉此演算皮膚的變形所伴隨的力學特徵量之變化的斷層分布，根據該斷層分布演算皮膚的評估值；及顯示裝置，係顯示前述皮膚的評估值；前述負荷裝置係隔著透光性的彈性構件對皮膚賦予前述按壓荷重；前述光學機構係以讓光穿透前述彈性構件之方式進行光的照射及受光；前述荷重檢測部係檢測施加至前述彈性構件的荷重作為對皮膚賦予的按壓荷重；前述控制演算部係使藉由前述按壓荷重之賦予而產生的皮膚的力學特徵量之變化關聯對應至該皮膚的斷層位置而進行演算，根據相對於前述按壓荷重之變化之前述力學特徵量之變化的程度，演算前述評估值。
8. 一種皮膚狀態輸出方法，係含有下列步驟：控制負荷裝置以對皮膚賦予預定的變形能量，並以光學同調斷層掃描取得皮膚的斷層影像之步驟；根據前述斷層影像，分別演算皮膚的力學特性及血流狀態之步驟；及藉由使前述力學特性與前述血流狀態關聯對應至前述皮膚的斷層位置來取得評估前述皮膚的狀態之用的資訊並將該資訊輸出之步驟。
9. 一種電腦程式產品，係令電腦實現下列功能：控制負荷裝置以對皮膚賦予預定的變形能量，並取得以光學同調斷層掃描獲得的皮膚的斷層影像之功能；根據前述斷層影像，分別演算皮膚的力學特性及血流狀態之功能；及藉由使前述力學特性與前述血流狀態關聯對應至前述皮膚的斷層位置來取得診斷前述皮膚之用的資訊並將該資訊輸出之功能。
10. 一種電腦可讀取的記錄媒體，係記錄有令電腦實現下列功能之用的程式：控制負荷裝置以對皮膚賦予預定的變形能量，並取得以光學同調斷層掃描獲得的皮膚的斷層影像之功能；根據前述斷層影像，分別演算皮膚的力學特性及血流狀態之功能；及藉由使前述力學特性與前述血流狀態關聯對應至前述皮膚的斷層位置來取得診斷前述皮膚之用的資訊並將該資訊輸出之功能。

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