WO2016098474A1 - 血流計測装置 - Google Patents

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WO2016098474A1
WO2016098474A1 PCT/JP2015/080970 JP2015080970W WO2016098474A1 WO 2016098474 A1 WO2016098474 A1 WO 2016098474A1 JP 2015080970 W JP2015080970 W JP 2015080970W WO 2016098474 A1 WO2016098474 A1 WO 2016098474A1
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blood
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晃敏 吉田
秋葉　正博
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国立大学法人旭川医科大学
株式会社トプコン
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    • A61B5/4887—Locating particular structures in or on the body
    • A61B5/489—Blood vessels

Definitions

  • This invention relates to a blood flow measuring device.
  • Optical coherence tomography is used not only for measurement of the target form but also for measurement of its function.
  • OCT Optical Coherence Tomography
  • an apparatus for measuring blood flow of a living body using OCT is known. Blood flow measurement using OCT is applied to fundus blood vessels and the like.
  • Such a dense and fast scan limits the width of the cross section. Therefore, it is difficult to measure the blood flow of a plurality of blood vessels with a single scan (particularly, it is difficult to measure the blood flow of a plurality of blood vessels distributed over a wide range with a single scan). For example, in fundus blood flow measurement, the amount of light that can be applied to the eye to be examined is limited, so it is virtually impossible to increase the width of the cross section, and this problem becomes significant.
  • An object of the present invention is to provide a technique capable of suitably performing blood flow measurement of a plurality of blood vessels.
  • the blood flow measurement device includes an image acquisition unit that acquires an image of a living body, an image region specifying unit that specifies a plurality of blood vessel regions by analyzing the image, and a plurality of crossing the plurality of blood vessel regions. Based on a measurement position setting unit that sets a measurement position, a scanning unit that scans a plurality of cross sections of the living body corresponding to the plurality of measurement positions using optical coherence tomography, and data acquired by the scanning, A blood flow information generation unit that generates blood flow information related to the living body.
  • blood flow measurement of a plurality of blood vessels can be suitably performed.
  • the blood flow measurement device acquires information related to the blood flow of the living body using OCT. Moreover, the blood flow measuring device can acquire an image of a living body using OCT.
  • OCT optical coherence tomography
  • the target of blood flow measurement need not be the fundus but may be any living body such as skin or internal organs.
  • the type of OCT is not limited to the spectral domain OCT, and may be any type such as a swept source OCT or a time domain OCT.
  • an apparatus that combines an OCT apparatus and a fundus camera will be described.
  • an embodiment in which an OCT apparatus is combined with an SLO (Scanning Laser Ophthalmoscope), a slit lamp, an ophthalmic surgical microscope, or the like is combined with an SLO (Scanning Laser Ophthalmoscope), a slit lamp, an ophthalmic surgical microscope, or the like. It is possible to apply a configuration similar to the above. Further, the same configuration as that of the embodiment can be applied to an apparatus having only the OCT function.
  • SLO Scnning Laser Ophthalmoscope
  • the blood flow measurement device 1 includes a fundus camera unit 2, an OCT unit 100, and an arithmetic control unit 200.
  • the fundus camera unit 2 has a configuration for photographing the fundus oculi Ef.
  • the OCT unit 100 has a configuration for acquiring an OCT image of the fundus oculi Ef.
  • the arithmetic control unit 200 has a configuration for executing various calculations and controls.
  • the fundus camera unit 2 acquires a two-dimensional image (fundus image) representing the surface form of the fundus oculi Ef.
  • the fundus image includes an observation image and a captured image.
  • the observation image is a monochrome moving image acquired at a predetermined frame rate using near infrared light, for example.
  • the captured image includes a color image obtained by flashing visible light, a monochrome image obtained using near infrared light or visible light (for example, a fluorescein fluorescent image, an indocyanine green fluorescent image, a spontaneous fluorescent image, etc. Fluorescent image).
  • the fundus camera unit 2 is provided with an illumination optical system 10 and a photographing optical system 30.
  • the illumination optical system 10 irradiates the eye E with illumination light.
  • the imaging optical system 30 detects return light (fundus reflected light, corneal reflected light, fluorescence, etc.) of illumination light from the eye E to be examined. Further, the fundus camera unit 2 guides the measurement light from the OCT unit 100 to the eye E, and guides the return light of the measurement light from the eye E to the OCT unit 100.
  • the light (observation illumination light) output from the observation light source 11 of the illumination optical system 10 is reflected by the reflection mirror 12 having a curved reflecting surface, passes through the condensing lens 13 and passes through the visible cut filter 14. Near infrared light. Further, the observation illumination light is once converged in the vicinity of the photographing light source 15, reflected by the mirror 16, passes through the relay lenses 17 and 18, the diaphragm 19, and the relay lens 20, and then around the perforated mirror 21 (hole portion). ), Is reflected by the dichroic mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and is applied to the eye E.
  • the return light of the observation illumination light from the eye E is refracted by the objective lens 22, passes through the dichroic mirror 46, passes through the hole formed in the central region of the perforated mirror 21, and passes through the dichroic mirror 55. Then, the light passes through the focusing lens 31, is reflected by the mirror 32, passes through the half mirror 40, is reflected by the dichroic mirror 33, and forms an image on the light receiving surface of the area sensor 35 by the condenser lens 34.
  • the area sensor 35 detects return light at a predetermined frame rate. Thereby, observation images of the fundus oculi Ef and the anterior eye segment are obtained.
  • the light (imaging illumination light) output from the imaging light source 15 is irradiated to the eye E (fundus Ef) through the same path as the observation illumination light.
  • the return light (fundus reflection light, fluorescence, etc.) of the imaging illumination light is guided to the dichroic mirror 33 through the same path as that of the observation illumination light, passes through the dichroic mirror 33, is reflected by the mirror 36, and is collected by the condenser lens. 37 forms an image on the light receiving surface of the area sensor 38. Thereby, a captured image such as the fundus oculi Ef is obtained.
  • the fundus camera unit 2 is provided with an alignment optical system 50 and a focus optical system 60.
  • the alignment optical system 50 generates an index (alignment index) for performing alignment (alignment) of the apparatus optical system with respect to the eye E.
  • the focus optical system 60 generates an index (split index) for focusing on the fundus oculi Ef.
  • the reflecting surface of the reflecting rod 67 is obliquely provided in the optical path of the illumination optical system 10.
  • Near-infrared light (focus light) output from the LED 61 of the focus optical system 60 passes through the relay lens 62, is separated into two light beams by the split indicator plate 63, passes through the two-hole aperture 64, and reaches the mirror 65.
  • the light is reflected, once formed on the reflecting surface of the reflecting rod 67 by the condenser lens 66, reflected, reflected by the aperture mirror 21 via the relay lens 20, transmitted through the dichroic mirror 46, and refracted by the objective lens 22. And projected onto the eye E (fundus Ef).
  • the return light of the focus light is detected by the area sensor 35 through the same path as the return light of the alignment light.
  • the detection image (split indicator image) by the area sensor 35 is drawn in the observation image.
  • the user or the arithmetic control unit 200 performs focusing by moving the focusing lens 31 and the focus optical system 60 based on the position of the split index image, similarly to the conventional fundus camera.
  • the focusing lens 31 is moved by a focusing drive unit 31A shown in FIG. 3, and the focus optical system 60 is moved by a driving mechanism (not shown).
  • tracking for moving the apparatus optical system in accordance with the eye movement of the eye E can be executed.
  • the dichroic mirror 46 synthesizes an optical path for fundus imaging and an optical path for OCT measurement (called a measurement arm, a sample arm, etc.).
  • the dichroic mirror 46 reflects light in a wavelength band used for OCT measurement and transmits light for fundus photographing.
  • a collimator lens unit 40, an optical path length changing unit 41, an optical scanner 42, a focusing lens 43, a mirror 44, and a relay lens 45 are provided in this order from the OCT unit 100 side. ing.
  • the optical scanner 42 has a configuration capable of two-dimensionally deflecting light passing through the measurement arm (measurement light LS).
  • the optical scanner 42 is configured to be able to scan the measurement light LS independently in directions orthogonal to each other (x direction and y direction). Thereby, various scanning patterns are realized.
  • the configuration for the anterior segment OCT (lens system attachment or the like) is applied, the anterior segment is scanned with the measurement light LS.
  • the optical scanner 42 includes, for example, a galvanometer mirror, a MEMS mirror, a resonant mirror, and the like.
  • FIG. 2 shows a configuration example of the OCT unit 100.
  • the OCT unit 100 has a configuration corresponding to the type of OCT.
  • FIG. 2 shows an example of a configuration when the spectral domain OCT is applied.
  • a low-coherence light source and a spectroscope are generally provided.
  • a wavelength swept light source and a balanced photodiode are provided.
  • the light L0 output from the light source unit 101 is broadband low-coherence light.
  • the light L0 includes, for example, a near-infrared wavelength band (about 800 nm to 900 nm) and has a temporal coherence length of about several tens of micrometers.
  • near infrared light having a center wavelength of about 1040 to 1060 nm may be used as the light L0.
  • the light source unit 101 includes a light output device such as a super luminescent diode (SLD), an LED, or an SOA (Semiconductor Optical Amplifier).
  • SLD super luminescent diode
  • LED an LED
  • SOA semiconductor Optical Amplifier
  • the light L0 output from the light source unit 101 is guided to the fiber coupler 103 by the optical fiber 102 and split into the measurement light LS and the reference light LR.
  • the measurement light LS generated by the fiber coupler 103 is guided by the optical fiber 107 and converted into a parallel light beam by the collimator lens unit 105. Further, the measurement light LS is reflected by the dichroic mirror 46 via the optical path length changing unit 41, the optical scanner 42, the focusing lens 43, the mirror 44, and the relay lens 45, and is refracted by the objective lens 11 to be examined eye E. Irradiates (fundus Ef). The measurement light LS is scattered and reflected at various depth positions of the fundus oculi Ef.
  • the fiber coupler 109 causes the return light of the measurement light LS to interfere with the reference light LR that has passed through the fiber coupler 104.
  • the interference light LC thus generated is guided by the optical fiber 110 and emitted from the emission end 111, converted into a parallel light beam by the collimator lens 112, dispersed (spectral decomposition) by the diffraction grating 113, and collected by the condenser lens 114.
  • the light is projected onto the light receiving surface of the photodetector 115.
  • the photodetector 115 is, for example, a line sensor, and detects each spectral component of the separated interference light LC to generate an electrical signal (detection signal).
  • the generated detection signal is sent to the arithmetic control unit 200.
  • the arithmetic control unit 200 executes control of the fundus camera 2, the display device 3, and the OCT unit 100, various arithmetic processes, OCT image formation processing, and the like.
  • the arithmetic control unit 200 includes a user interface such as a display device, an input device, and an operation device. The configuration of the arithmetic control unit 200 will be described in the following description of the control system of the control system.
  • the control system of the blood flow measurement device 1 is configured with a control unit 210 as a center.
  • the control unit 210 is provided with a main control unit 211 and a storage unit 212.
  • the storage unit 212 stores various data. Examples of data stored in the storage unit 212 include an OCT image, a fundus image, and eye information to be examined.
  • the eye information is information about the eye or the subject and includes, for example, input information such as a patient ID and medical information such as an electronic medical record.
  • the storage unit 212 stores a program and data for operating the blood flow measurement device 1.
  • the image forming unit 220 forms tomographic image data and phase image data of the fundus oculi Ef based on the detection signal from the photodetector 115. These image data will be described later. In this specification, “image data” and “image” output based on the “image data” may be identified.
  • the image forming unit 220 includes a tomographic image forming unit 221 and a phase image forming unit 222.
  • first scanning and second scanning two types of scanning (first scanning and second scanning) are performed on the fundus oculi Ef.
  • first scan the first cross section that intersects the target blood vessel of the fundus oculi Ef is repeatedly scanned with the measurement light LS.
  • second scan the second cross section intersecting with the blood vessel of interest is scanned with the measurement light LS.
  • the second cross section is set in the vicinity of the first cross section.
  • the first cross section and the second cross section are preferably oriented so as to be orthogonal to the traveling direction of the blood vessel of interest.
  • FIG. 5 A fundus image D shown in FIG. 5 shows a first cross section C0 and a second cross section C1 set in the vicinity of the optic disc Da of the fundus oculi Ef.
  • the first cross section C0 and the second cross section C1 are set so as to intersect the predetermined target blood vessel Db.
  • the second cross section C1 may be set on the upstream side of the target blood vessel Db with respect to the first cross section C0, or may be set on the downstream side.
  • the second cross section may include two or more cross sections.
  • examination data such as a patient's electrocardiogram can be referred to.
  • factors other than the cardiac cycle can be considered. Examples of this factor include time required for examination (a burden on the patient), response time (scan interval) of the optical scanner 42, response time (scan interval) of the photodetector 115, and the like.
  • the tomographic image forming unit 221 forms a tomographic image (first tomographic image) representing the temporal change of the form in the first section based on the detection result of the interference light LC obtained by the first scanning. This process will be described in more detail.
  • first tomographic image representing the temporal change of the form in the first section based on the detection result of the interference light LC obtained by the first scanning. This process will be described in more detail.
  • the first scanning the first cross section C0 is repeatedly scanned as described above.
  • Detection signals are sequentially input from the photodetector 115 of the OCT unit 100 to the tomographic image forming unit 221 in accordance with the first scan.
  • the tomographic image forming unit 221 forms one tomographic image of the first cross section C0 based on the detection signal corresponding to each scan of the first cross section C0.
  • the tomographic image forming unit 221 forms a series of tomographic images along a time series by repeating the above-described processing as many times as the first scan is repeated.
  • these tomographic images may be divided into a plurality of groups, and the tomographic images of each group may be superimposed (added and averaged) to improve the image quality.
  • the tomographic image forming unit 221 forms a tomographic image (second tomographic image) representing the form in the second cross section C1 based on the detection result of the interference light LC obtained by the second scanning with respect to the second cross section C1.
  • This process is executed in the same manner as in the case of the first tomogram.
  • the first tomographic image is a series of tomographic images along time series, but the second tomographic image may be a single tomographic image.
  • the second tomographic image may be an image obtained by superimposing (addition averaging) a plurality of tomographic images obtained by scanning the second cross section C1 a plurality of times to improve the image quality.
  • the processing for forming such a tomographic image includes processing such as noise removal (noise reduction), filter processing, FFT (Fast Fourier Transform), and the like, as in the conventional spectral domain type optical coherence tomography.
  • processing such as noise removal (noise reduction), filter processing, FFT (Fast Fourier Transform), and the like, as in the conventional spectral domain type optical coherence tomography.
  • the tomographic image forming unit 221 executes a known process corresponding to the type.
  • the phase image forming unit 222 forms a phase image representing the change over time of the phase difference in the first cross section based on the detection result of the interference light LS obtained by the first scanning.
  • the detection result used in this process is the same as that used for the first tomographic image forming process by the tomographic image forming unit 221. Therefore, it is possible to perform alignment between the first tomographic image and the phase image. That is, it is possible to naturally associate the pixels of the first tomographic image with the pixels of the phase image.
  • phase image in this example is obtained by calculating the phase difference between adjacent A-line complex signals (signals corresponding to adjacent scanning points).
  • the phase image of this example is formed based on the temporal change of the pixel value (luminance value) of each pixel of the first tomographic image.
  • the phase image forming unit 222 considers a graph of the change in luminance value over time.
  • the phase difference ⁇ is defined as the phase difference ⁇ (t1) at the time point t1 (more generally, any time point between the two time points t1 and t2).
  • the phase image represents the value of the phase difference at each time point of each pixel as an image.
  • This imaging process can be realized, for example, by expressing the value of the phase difference with the display color or brightness.
  • the display color for example, red
  • the display color for example, blue
  • the magnitude of the phase change amount can be expressed by the darkness of the display color.
  • the change in the phase difference with time can be obtained by sufficiently reducing the time interval ⁇ t to ensure the phase correlation.
  • oversampling in which the time interval ⁇ t is set to a value less than the time corresponding to the resolution of the tomographic image in the scanning of the measurement light LS is executed.
  • the data processing unit 230 executes various data processing. For example, the data processing unit 230 performs various types of image processing and analysis processing on the image formed by the image forming unit 220. The data processing unit 230 can execute various correction processes such as image brightness correction and dispersion correction. Further, the data processing unit 230 performs various types of image processing and analysis processing on the image (fundus image, anterior eye image, etc.) obtained by the fundus camera unit 2.
  • the data processing unit 230 includes a setting processing unit 231, a blood flow information generation unit 232, and a blood vessel determination unit 233.
  • the setting processing unit 231 executes processing for setting a position (measurement position) for blood flow measurement. This process is executed by analyzing the image of the fundus oculi Ef.
  • the analyzed image may be a front image, a tomographic image, or a three-dimensional image of the fundus oculi Ef.
  • the image to be analyzed may be an observation image (frame), a captured image, or an OCT image.
  • the setting processing unit 231 includes an image area specifying unit 2311 and a measurement position setting unit 2312.
  • the image area specifying unit 2311 specifies an image area corresponding to a predetermined part of the fundus oculi Ef by analyzing the image of the fundus oculi Ef.
  • the specified image region include an image region corresponding to a blood vessel (blood vessel region) and an image region corresponding to an optic nerve head (papillary region). It is also possible to configure to specify an image area (lesion area) corresponding to a lesion.
  • Such analysis processing for specifying an image region may be a known technique, for example, processing based on pixel values (luminance values, etc.) (threshold processing, etc.), pattern analysis (pattern matching, etc.) It may include feature detection processing (edge detection processing), arbitrary filter processing, and the like.
  • the image region specifying unit 2311 specifies a plurality of blood vessel regions by analyzing the image of the fundus oculi Ef.
  • the number of specified blood vessel regions may be set in advance or may be an arbitrary number according to the analysis processing.
  • the former may be a default value or a value set in advance by a user or the like. As an example of the latter, it is possible to select a blood vessel region that meets a predetermined condition. Examples of this condition include the width of the blood vessel region (blood vessel diameter) and the position of the blood vessel region.
  • Examples of the position of the blood vessel region include a distance from a predetermined part (optic nerve head, etc.) of the fundus oculi Ef, an orientation (upper side, lower side, ear side, lower side, etc.) with respect to the predetermined part.
  • a predetermined part optical nerve head, etc.
  • an orientation upper side, lower side, ear side, lower side, etc.
  • processing for calculating the width of the blood vessel region may be any processing for calculating the width of the strip-shaped or tubular image region.
  • This processing includes, for example, the following series of processing: processing for detecting the boundary of the blood vessel region (edge detection, etc.); processing for specifying the central axis of the blood vessel region (thinning, etc.); A process of specifying two intersections where the boundary intersects; a process of calculating a distance between these intersections.
  • It can be configured to rank blood vessel regions based on predetermined conditions and select a plurality of blood vessel regions according to the ranking. For example, ranking may be performed in order of increasing width, and a predetermined number of blood vessel regions may be selected from the higher order, or blood vessel regions having a predetermined width or more may be selected. Alternatively, it is possible to preferentially select a blood vessel region located in a predetermined orientation or select a blood vessel region so as to be averaged with respect to the orientation. In addition, if the number of blood vessel regions satisfying the predetermined condition does not reach the predetermined number, the blood vessel includes all blood vessel regions that satisfy the predetermined condition and includes several blood vessel regions that do not satisfy the predetermined condition. An area can be selected.
  • the measurement position setting unit 2312 sets a plurality of measurement positions that intersect the plurality of blood vessel regions specified by the image region specifying unit 2311.
  • the number of measurement positions to be set is equal to or less than the number of the plurality of blood vessel regions.
  • each of the plurality of measurement positions referred to here may be a concept indicating the first cross section.
  • the measurement position setting unit 2312 in addition to the setting of a plurality of first cross sections, the measurement position setting unit 2312 also executes the setting of the second cross section for each first cross section.
  • the several measurement position said here may be the concept containing a 1st cross section and a 2nd cross section. In that case, two or more measurement positions are assigned to each blood vessel region.
  • the measurement position setting unit 2312 sets the measurement position (only the first cross section or both the first cross section and the second cross section), for example, in a range within a predetermined distance from a predetermined part of the fundus oculi Ef.
  • the predetermined distance is defined as a distance from an arbitrary characteristic portion (center position, center of gravity position, boundary, etc.) of the predetermined part, for example.
  • FIG. 1 An example of a plurality of measurement positions set by the measurement position setting unit 2312 is shown in FIG.
  • the predetermined part of the fundus oculi Ef is the optic disc.
  • Reference numeral F0 indicates a nipple region.
  • Symbol F1 indicates a range (set range) within a predetermined distance from the center of the nipple region F0.
  • Reference numerals B1 to B6 denote a plurality of blood vessel regions specified by the image region specifying unit 2311.
  • the measurement position setting unit 2312 sets a plurality of measurement positions so as to intersect all the blood vessel regions B1 to B6. That is, each measurement position is set so as to intersect at least one blood vessel region Bi. In this example, five measurement positions L1 to L5 are set so as to intersect the six blood vessel regions B1 to B6. Specifically, the measurement position L1 is set so as to cross the two blood vessel regions B1 and B2, the measurement position L2 is set so as to cross the blood vessel region B3, and the measurement position L3 so as to cross the blood vessel region B4. Is set, the measurement position L4 is set so as to cross the blood vessel region B5, and the measurement position L5 is set so as to cross the blood vessel region B6.
  • each measurement position Lj indicates a first cross section on which measurement for acquiring a phase image is performed.
  • the second cross section where the measurement for obtaining the inclination of the blood vessel is performed is set near the first cross section as described above (not shown).
  • the shape of the measurement position is arbitrary, and may be, for example, an arc shape as shown in FIG. 6 or a linear shape.
  • the shapes of the plurality of measurement positions may all be the same or different.
  • the length of the measurement position may be arbitrary (for example, a predetermined length).
  • the lengths of the plurality of measurement positions may all be the same or different.
  • the maximum value (maximum length) of the length of the measurement position is set in advance, and a plurality of measurement positions are set based on the distribution (interval) and the maximum length of the plurality of blood vessel regions. it can.
  • the measurement position setting unit 2312 can specify the intersection position between each blood vessel region Bi and the boundary of the setting range F1, and can set the measurement position so as to pass through the plurality of identified intersection positions.
  • Each measurement position Lj is set to be orthogonal to the blood vessel region Bi, for example.
  • the blood flow information generation unit 232 is information (blood flow information) related to the blood flow of the blood vessels of the fundus oculi Ef based on data acquired by OCT executed based on a plurality of measurement positions set by the measurement position setting unit 2312. Is generated.
  • the blood flow information generation unit 232 includes a blood vessel cross-section specifying unit 2321, an inclination calculation unit 2322, a blood flow velocity calculation unit 2323, a blood vessel diameter calculation unit 2324, a blood flow rate calculation unit 2325, and a correction unit 2326.
  • the blood vessel cross-section specifying unit 2321, the inclination calculating unit 2322, the blood flow velocity calculating unit 2323, the blood vessel diameter calculating unit 2324, and the blood flow rate calculating unit 2325 are described later for each measurement position Lj set by the measurement position setting unit 2312. Execute the process.
  • the target blood vessel Db corresponds to each blood vessel region Bi.
  • the blood vessel cross-section specifying unit 2321 specifies a blood vessel cross-section corresponding to the target blood vessel Db for each of the first tomographic image, the second tomographic image, and the phase image. This processing can be performed by analyzing the pixel value of each image (for example, threshold processing).
  • the first tomogram and the second tomogram have sufficient resolution to perform analysis processing, but the phase image may not have enough resolution to identify the boundary of the blood vessel cross section.
  • the phase image may not have enough resolution to identify the boundary of the blood vessel cross section.
  • the inclination calculation unit 2322 calculates the inclination of the target blood vessel Db in the first cross section based on the distance between the first cross section and the second cross section (inter-section distance) and the result of specifying the blood vessel cross section.
  • the distance between the cross sections is determined in advance as the distance between the first cross section and the second cross section set by the measurement position setting unit 2312.
  • Blood flow information is obtained by the Doppler OCT technique.
  • the blood flow velocity component contributing to the Doppler shift is a component in the irradiation direction of the measurement light LS. Therefore, even if the blood flow velocity is the same, the Doppler shift received by the measurement light LS changes according to the angle formed by the blood flow direction (that is, the direction of the blood vessel Db of interest) and the measurement light LS, and thus blood obtained Flow information will also change. In order to avoid such inconvenience, it is necessary to obtain the inclination of the target blood vessel Db and reflect this in the blood flow velocity calculation process.
  • Reference sign G0 indicates a first tomogram in the first section C0
  • reference sign G1 indicates a second tomogram in the second section C1.
  • Reference sign V0 indicates a blood vessel cross section in the first tomographic image G0
  • reference sign V1 indicates a blood vessel cross section in the second tomographic image G1.
  • the z coordinate axis is directed downward in the drawing, and this is substantially the same as the irradiation direction of the measurement light LS.
  • the distance between the cross sections is indicated by d.
  • the inclination calculation unit 2322 calculates the inclination A of the target blood vessel Db in the first cross section C0 based on the positional relationship between the two blood vessel cross sections V0 and V1. This positional relationship is obtained, for example, by connecting two blood vessel cross sections V0 and V1. More specifically, the inclination calculation unit 2322 specifies the feature positions of the two blood vessel cross sections V0 and V1, and connects the two specified feature positions with line segments. Examples of the characteristic position include a center position, a center of gravity position, an uppermost portion (a position having the smallest z coordinate value), and a lowermost portion (a position having the largest z coordinate value).
  • the inclination calculation unit 2322 calculates the inclination A based on the line segment connecting the two feature positions. More specifically, the inclination calculation unit 2322 calculates the inclination of the line segment connecting the feature position of the first cross section C0 and the feature position of the second cross section C1, and sets this calculated value as the inclination A. Note that the cross-sectional distance d is used when the two tomographic images G0 and G1 are embedded in the xyz coordinate system in the process of obtaining the line segment.
  • one inclination value is obtained, but the inclination may be obtained for each of two or more positions (or regions) in the blood vessel cross section V0.
  • two or more obtained slope values can be used separately, or one value (for example, an average value) statistically obtained from these slope values can be used as the slope A.
  • the blood flow velocity calculation unit 2323 calculates the blood flow velocity in the first cross section C0 of the blood flowing in the blood vessel Db of interest based on the phase image (change in phase difference with time) and the inclination A of the blood vessel Db of interest.
  • This calculation target may be a blood flow velocity at a certain point in time, or a change in blood flow velocity over time (blood flow velocity change information).
  • the time range in the latter is the entire time or a part of the time when the first cross section C0 is scanned.
  • the blood flow velocity calculator 2323 can calculate a statistical value of the blood flow velocity in the time range.
  • the statistical values include an average value, standard deviation, variance, median value, maximum value, minimum value, maximum value, minimum value, and the like. It is also possible to create a histogram for blood flow velocity values.
  • the blood flow velocity calculation unit 2323 calculates the blood flow velocity using the Doppler OCT method as described above. At this time, the inclination A of the target blood vessel Db in the first cross section C0 calculated by the inclination calculation unit 2322 is taken into consideration. Specifically, the blood flow velocity calculation unit 2323 uses the following equation to obtain the blood flow velocity.
  • ⁇ f represents the Doppler shift received by the scattered light of the measurement light LS
  • n represents the refractive index of the medium
  • v represents the flow velocity (blood flow velocity) of the medium
  • ⁇ represents the angle formed by the irradiation direction of the measurement light LS and the flow vector of the medium
  • ⁇ represents the center wavelength of the measurement light LS.
  • n and ⁇ are known, ⁇ f is obtained from the change in phase difference over time, and ⁇ is obtained from the slope A (or ⁇ is obtained as the slope A).
  • ⁇ f is obtained from the change in phase difference over time
  • ⁇ is obtained from the slope A (or ⁇ is obtained as the slope A).
  • the fundus image obtained thereby may be an observation image (frame) or a captured image.
  • the captured image is a color image
  • an image constituting the captured image for example, a red free image
  • the blood vessel diameter calculation unit 2324 is based on various factors that determine the relationship between the scale on the image and the scale in the real space, such as information on the field of view (imaging magnification), working distance, and eyeball optical system.
  • the blood vessel diameter calculating unit 2324 calculates the diameter of the target blood vessel Db in the first cross section C0, that is, the diameter of the blood vessel cross section V0, based on this scale and the pixels included in the blood vessel cross section V0. As a specific example, the blood vessel diameter calculation unit 2324 obtains the maximum value and the average value of the diameters in various directions of the blood vessel section V0. Further, the blood vessel diameter calculation unit 235 can approximate the outline of the blood vessel cross section V0 in a circle or an ellipse, and obtain the diameter of the circle or the ellipse. If the blood vessel diameter is determined, the area of the blood vessel cross section V0 can be (substantially) determined (that is, the two can be substantially associated one-to-one). You may make it calculate.
  • the second calculation method will be described.
  • a tomographic image of the fundus oculi Ef in the first cross section C0 is used.
  • the tomographic image may be a first tomographic image, a phase image, or may be obtained separately from these.
  • the scale in this tomographic image is determined according to the scanning mode of the measurement light LS.
  • the first cross section C0 is scanned as shown in FIG.
  • the length of the first cross section is determined based on various factors that determine the relationship between the scale on the image and the scale in the real space, such as working distance and information on the eyeball optical system.
  • the blood vessel diameter calculation unit 2324 obtains the interval between adjacent pixels based on this length, and calculates the diameter of the blood vessel Db of interest in the first cross section C0 in the same manner as in the first calculation method. The change over time of the blood vessel diameter can also be obtained.
  • the blood flow rate calculation unit 2325 calculates the flow rate of blood flowing in the target blood vessel Db based on the blood flow velocity calculation result and the blood vessel diameter calculation result. An example of this process will be described below.
  • the blood flow in the blood vessel is a Hagen-Poiseuille flow.
  • the blood flow rate Q is expressed by the following equation.
  • the blood flow rate calculation unit 2325 substitutes the calculation result w of the blood vessel diameter by the blood vessel diameter calculation unit 2324 and the maximum value Vm based on the calculation result of the blood flow velocity by the blood flow velocity calculation unit 2323 into this mathematical formula.
  • a target blood flow rate Q is calculated.
  • the blood flow rate can be calculated by integrating the product (or integrated value) of the change in blood flow rate with time and the blood vessel diameter (change with time) over time.
  • the unit of blood flow is, for example, ⁇ L / min.
  • the blood flow calculation unit 2325 can obtain the total blood flow based on the plurality of blood flows calculated for the plurality of blood vessel regions B1 to B6.
  • the total blood flow rate may be a simple sum of a plurality of calculated blood flow rates or a weighted sum.
  • the total blood flow is obtained by adding or multiplying a predetermined factor to the sum of the plurality of blood flows. You may do it.
  • This factor is calculated based on, for example, one of the following values: the number of all blood vessels that can be identified from the fundus image or OCT image, and the number of blood vessels considered to calculate the blood flow. Ratio (or difference); blood vessel diameter; data on blood vessels and blood flow obtained clinically (statistically); examination data obtained in the past for the subject eye (or subject).
  • the correction unit 2326 corrects the calculated blood flow information (blood flow velocity, blood vessel diameter, blood flow volume, etc.). This correction process is executed based on, for example, an angle formed by the blood vessel of interest (blood vessel region Bi) and a cross section (measurement position Lj) intersecting it. The correction unit 2326 calculates this angle. Alternatively, when a configuration for calculating an angle is applied in the preceding process, the calculated angle is input to the correction unit 2326.
  • the processing for calculating the angle includes, for example, the following series of processing: obtaining the central axis Axi of the blood vessel region Bi by performing image processing such as thinning on the blood vessel region Bi; the center axis Axi and the measurement position Lj Obtain intersection Pij; obtain tangential direction Hi of center axis Axi at intersection Pij (an approximate curve of center axis Axi is obtained if necessary); obtain normal direction Nj of measurement position Lj at intersection Pij (or intersection) A direction orthogonal to the tangential direction of the measurement position Lj at Pij is obtained); an angle ⁇ ij formed by the tangential direction Hi and the normal direction Nj is obtained.
  • the measurement position Lj is desirable to be orthogonal to the traveling direction of the blood vessel region Bi.
  • the measurement position Lj it is desirable to set the measurement position Lj so that the normal direction Nj coincides with the tangential direction Hi of the blood vessel region Bi (that is, it is preferable that the value of the angle ⁇ ij is small). Therefore, the angle ⁇ ij is a parameter indicating the suitability of the set measurement position Lj.
  • the method of using the angle ⁇ ij is not limited to correction of blood flow information.
  • the measurement position Lj can be reset.
  • the angle ⁇ ij or a value calculated from the angle ⁇ ij can be provided to the user as an evaluation value indicating the reliability of the blood flow information.
  • the blood vessel determination unit 233 determines whether the blood vessel region Bi is an image region corresponding to an artery (arterial region) or an image region corresponding to a vein (venous region). This determination processing is executed based on, for example, the pixel value of the fundus image (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 2007-319403). Alternatively, the blood vessel region may be determined based on the blood vessel distribution in the fundus oculi Ef and the phase image. Specifically, the blood vessel discrimination unit 233 obtains the path of the blood vessel region Bi from the optic disc to the measurement position Lj based on the blood vessel distribution represented in the fundus image, and based on the phase image, the blood vessel at the measurement position Lj. The blood flow direction of the region Bi is obtained, and it is determined whether the blood vessel region Bi is an arterial region or a vein region based on the obtained route and the blood flow direction.
  • the data processing unit 230 that functions as described above includes, for example, the aforementioned microprocessor, RAM, ROM, hard disk drive, circuit board, and the like.
  • a storage device such as a hard disk drive, a computer program for causing the microprocessor to execute the above functions is stored in advance.
  • the user interface 240 includes a display unit 241 and an operation unit 242.
  • the display unit 241 includes the display device of the arithmetic control unit 200 and the display device 3 described above.
  • the operation unit 242 includes the operation device of the arithmetic control unit 200 described above.
  • the operation unit 242 may include various buttons and keys provided on the housing of the blood flow measurement device 1 or outside.
  • the operation unit 242 may include a joystick, an operation panel, or the like provided on the housing.
  • the display unit 241 may include various display devices such as a touch panel provided in the housing of the fundus camera unit 2.
  • the display unit 241 and the operation unit 242 do not need to be configured as individual devices.
  • a device in which a display function and an operation function are integrated such as a touch panel
  • the operation unit 242 includes the touch panel and a computer program.
  • the operation content for the operation unit 242 is input to the control unit 210 as an electrical signal. Further, operations and information input may be performed using the GUI displayed on the display unit 241 and the operation unit 242.
  • the setting image may be an image acquired in real time by the blood flow measurement device 1 (for example, an observation image or an OCT image), or may be an image acquired in the past by the blood flow measurement device 1 or another fundus imaging device. (For example, an observation image, a captured image, or an OCT image)
  • the image region specifying unit 2311 specifies a plurality of blood vessel regions Bi by analyzing the setting image acquired in step S1.
  • the nipple region and the like can be further specified.
  • the measurement position setting unit 2312 sets a plurality of measurement positions Lj (first cross sections) that intersect with the plurality of blood vessel regions Bi specified in step S2. In addition, the measurement position setting unit 2312 sets the second cross section in the vicinity of each measurement position Lj.
  • the main control unit 211 can cause the display unit 241 to display a setting image and information indicating a plurality of measurement positions Lj (and the second cross section). The user can adjust any measurement position Lj, delete any measurement position Lj, or add a new measurement position.
  • Step S4 Preparation for OCT measurement
  • preparation for OCT measurement blood flow measurement
  • This processing includes, for example, alignment and focusing. Furthermore, tracking can be started.
  • OCT measurement is performed by step S1
  • step S1 such a process is performed by step S1.
  • processing for specifying the measurement position Lj (first cross section) set for the set image and the scanning position of the fundus oculi Ef corresponding to the second cross section is performed, for example, based on the processing for obtaining the observation image of the fundus oculi Ef in real time, the image matching between the observation image (frame) and the setting image, and the image matching. And a process of specifying a position (scanning position) in the observation image corresponding to the second cross section.
  • the OCT measurement in step S5 is executed for the plurality of scanning positions specified in this way.
  • OCT measurement can be optimized.
  • the main control unit 211 controls the light source unit 101, the optical scanner 42, and the like to perform preliminary OCT measurement.
  • This preliminary OCT measurement is performed on any one of the measurement positions (first cross section, second cross section) set in step S3 or other cross sections. It is determined whether the image obtained by this preliminary OCT is suitable. This determination may be performed visually by the user, or may be automatically performed by the blood flow measurement device 1.
  • the main control unit 211 causes the display unit 241 to display the OCT image.
  • the user evaluates the display position and image quality of a predetermined tissue (blood vessel, retina surface, etc.) in the OCT image.
  • a suitable image is not obtained, the user adjusts the measurement conditions. For example, when the image display position is not appropriate, the optical path length changing unit 41 is operated to change the optical path length of the measuring light LS. If the image quality is not appropriate, the optical attenuator 105 and the polarization adjuster 106 are adjusted.
  • the display position and image quality of a predetermined tissue are evaluated with reference to a predetermined evaluation standard, and measurement conditions are adjusted based on the evaluation result in the same manner as in manual operation.
  • step S5 Execution of OCT measurement
  • the main control unit 211 performs OCT measurement (blood flow measurement).
  • repetitive scanning for a plurality of measurement positions Lj (first cross section) and scanning (second scanning) for a plurality of second cross sections are executed.
  • This processing includes a plurality of first scans and a plurality of second scans, and the order in which these are executed is preset.
  • the image forming unit 220 forms a plurality of images based on the data acquired in step S5.
  • the tomographic image forming unit 221 forms a first tomographic image T1i representing each measurement position Li (first cross section) and a second tomographic image T2i representing each second cross section.
  • the phase image forming unit 222 forms a phase image Ui representing each measurement position Li (first cross section).
  • the blood vessel cross-section specifying unit 2321 specifies a blood vessel cross-section corresponding to the blood vessel region Bi for each first tomographic image T1i, each second tomographic image T2i, and each phase image Ui formed in step S6.
  • the inclination calculating unit 2322 uses the first cross section based on the blood vessel cross section specified in step S7 and the distance between the measurement position Lj (first cross section) and the second cross section (intersection cross section distance). The inclination of the blood vessel region Bi (attention blood vessel) in the cross section is calculated.
  • the blood flow velocity calculation unit 2323 for each blood vessel region Bi (attention blood vessel), based on the temporal change of the phase difference obtained as the phase image Ui and the inclination of the blood vessel region Bi calculated in step S8.
  • the blood flow velocity at the measurement position Lj (first cross section) of the blood flowing inside is calculated.
  • the blood flow rate calculation unit 2325 for each blood vessel region Bi (target blood vessel), based on the blood flow velocity calculated in step S9 and the blood vessel diameter calculated in step S10, the flow rate of blood flowing in the target blood vessel ( ⁇ L). / Min).
  • the blood flow rate calculation unit 2325 calculates the total blood flow rate based on the plurality of blood flow rates calculated in step S11 (or the blood flow rate corrected in step S12).
  • the blood vessel discriminating unit 233 may classify the blood vessel region Bi into an arterial region and a venous region, and obtain a total blood flow related to the arterial region and a total blood flow related to the venous region.
  • the main control unit 211 causes the display unit 241 to display blood flow information including the blood flow velocity, blood vessel diameter, blood flow rate, and the like obtained for the plurality of blood vessel regions Bi, and the total blood flow rate calculated in step S13.
  • the blood flow information may include information (position information) indicating a plurality of measurement positions Lj, setting images, and the like.
  • the main control unit 211 stores blood flow information in the storage unit 212 in association with the patient ID input in step S1. This is the end of the process related to this operation example.
  • a single cross-section including a plurality of measurement positions Li is additionally scanned.
  • An example of this single cross section is shown in FIG.
  • the scanning pattern shown in FIG. 10 is a circle scan that passes through a plurality of measurement positions L1 to L5 and surrounds the nipple region F0.
  • tomographic images representing the forms of all measurement positions Lj (first cross section) can be obtained.
  • a cross section of each blood vessel region Bi is depicted.
  • the main control unit 211 can display this cross-sectional image on the display unit 241 and display information (blood vessel position information) indicating the cross section of each blood vessel region Bi on the cross-sectional image.
  • FIG. 1 An example of information displayed in this way is shown in FIG.
  • a symbol Z indicates a tomographic image based on data collected by the circle scan of FIG.
  • the tomographic image Z represents a belt-like cross section obtained by cutting a cylindrical scan cross section corresponding to a circle scan.
  • the position at which the cylindrical scanning section is cut open may be arbitrary.
  • a tomographic image Z shown in FIG. 11 is obtained by opening a cylindrical scanning section at a position “S” at 12 o'clock in FIG.
  • “S” represents the upper side
  • “T” represents the ear side (temporal)
  • I” represents the lower side (inferior)
  • “N” represents the nose. Represents the nasal.
  • blood vessel position information also indicated by reference numerals B1 to B6 indicating the blood vessel regions B1 to B6 (cross sections thereof) is displayed.
  • the user can designate desired blood vessel position information Bi using the operation unit 242.
  • the main control unit 211 can display blood flow information corresponding to the designated blood vessel position information Bi (blood vessel region Bi).
  • the main control unit 211 displays a front image and displays blood vessel position information on the front image.
  • the main control unit can display F blood flow information corresponding to the designated blood vessel position information.
  • the blood flow measurement device includes an image acquisition unit, an image region specifying unit, a measurement position setting unit, an operation unit, and a blood flow information generation unit.
  • the image acquisition unit includes a function of photographing a living body, for example.
  • a configuration for acquiring a fundus observation image, a captured image, and / or an OCT image corresponds to the image acquisition unit.
  • the image acquisition unit includes a function of acquiring an image from an external device (another fundus photographing device, an image server, or the like). This function is realized by a configuration including a communication interface.
  • the image region specifying unit (2311) specifies a plurality of blood vessel regions by analyzing the image acquired by the image acquiring unit.
  • the measurement position setting unit (2312) sets a plurality of measurement positions that intersect the plurality of blood vessel regions specified by the image region specifying unit.
  • blood flow measurement of a plurality of blood vessels can be performed in a plurality of stages (that is, a plurality of measurement positions), so that both a dense scanning point interval and a high repetition rate are compatible. It is possible. Therefore, blood flow measurement can be suitably performed even when targeting a plurality of blood vessels distributed over a wide range.
  • the image region specifying unit calculates a width of the blood vessel region in the image acquired by the image acquisition unit, and includes a plurality of blood vessel regions so that the calculated width includes a blood vessel region having a predetermined threshold value or more. It may be configured to do the identification. According to this configuration, blood flow can be measured by automatically selecting main blood vessels.
  • the image region specifying unit may be configured to specify an image region corresponding to a predetermined part of the living body by analyzing the image acquired by the image acquiring unit.
  • An example of this image area is the optic nerve head of the fundus.
  • the measurement position setting unit may be configured to set a plurality of measurement positions in a range within a predetermined distance from the image region specified by the image region specifying unit. According to this configuration, blood flow can be measured within a predetermined range. This range may be arbitrarily set in clinical practice or research. Further, it is possible to configure such that this range can be arbitrarily changed.
  • the measurement position setting unit may be configured to set a plurality of measurement positions so as to be orthogonal to at least a part of the plurality of blood vessel regions. According to this configuration, suitable blood flow measurement can be easily performed.
  • the scanning unit may be configured to scan a single cross section including a plurality of cross sections.
  • the blood flow measurement device may include a tomographic image forming unit and a control unit.
  • the tomographic image forming unit (221) forms a tomographic image representing the form of the single cross section based on the data acquired by scanning the single cross section.
  • the control unit (210) causes the display means to display the tomographic image and blood vessel position information indicating the positions of the plurality of blood vessels for which the blood flow information has been generated.
  • the display means may be provided in the blood flow measurement device (display unit 241) or an external device. According to this configuration, it is possible to clearly indicate a blood vessel on which blood flow measurement has been performed, together with an image representing a cross-sectional form of a living body.
  • the blood flow information generation unit may include a correction unit (2326).
  • amendment part calculates
  • the blood flow information generation unit may be configured to obtain a total blood flow based on a plurality of flow rates obtained for a plurality of cross sections. Furthermore, the blood flow measurement device of the embodiment includes a determination unit (blood vessel determination unit 233) that determines whether a blood vessel region is an arterial region or a vein region, and the blood flow information generation unit includes a total blood flow related to the arterial region, A total blood flow with respect to the venous region may be determined.
  • a determination unit blood vessel determination unit 233 that determines whether a blood vessel region is an arterial region or a vein region
  • the blood flow information generation unit includes a total blood flow related to the arterial region, A total blood flow with respect to the venous region may be determined.
  • the blood flow velocity calculation unit 2323 generates information (blood flow velocity change information) that represents a change in blood flow velocity over time for each pixel included in the blood vessel region of the phase image.
  • information blood flow velocity change information
  • this process for example, a process of associating a plurality of phase image pixels along the time series for each pixel position, and generating blood flow velocity change information based on the plurality of pixels along the time series corresponding to each pixel position. And processing to be performed. By this processing, the blood flow velocity in the blood vessel region of the first cross section can be obtained for each position.
  • the blood flow rate calculation unit 2325 calculates the blood flow rate for each pixel by integrating the blood flow rate change information of each pixel included in the blood vessel region along a time series. By this process, the blood flow rate in the blood vessel region of the first cross section can be obtained for each position.
  • the blood flow rate calculation unit 2325 can calculate the flow rate of blood flowing through the target blood vessel by adding the blood flow rates for these pixels. By this process, the blood flow volume at each position obtained in the previous process is added, and the total amount of blood flowing through the blood vessel region of the first cross section is obtained.
  • the optical path length difference between the optical path of the measurement light LS and the optical path of the reference light LR is changed by changing the position of the optical path length changing unit 41, but this optical path length difference is changed.
  • the method is not limited to this.
  • it is possible to change the optical path length difference by disposing a reflection mirror (reference mirror) in the optical path of the reference light and moving the reference mirror in the traveling direction of the reference light to change the optical path length of the reference light.
  • the optical path length difference may be changed by moving the fundus camera unit 2 or the OCT unit 100 with respect to the eye E to change the optical path length of the measurement light LS.

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Abstract

　複数の血管の血流計測を好適に実施可能な技術を提供する。実施形態の血流計測装置は、生体の画像を取得する画像取得部と、前記画像を解析することにより複数の血管領域を特定する画像領域特定部と、前記複数の血管領域に交差する複数の計測位置を設定する計測位置設定部と、前記複数の計測位置に対応する前記生体の複数の断面を光コヒーレンストモグラフィを用いて走査する走査部と、前記走査により取得されたデータに基づいて、前記生体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。

Description

血流計測装置
　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
　血流計測においては、血管に交差する断面のスキャンを反復的に実行することにより収集されたデータから、この断面における位相差の経時的変化を表す位相画像が形成される。好適な位相画像を取得するには、断面をスキャンするための走査点（Ａスキャン）の間隔が十分に密であることと、スキャンの反復レートが十分に高速であること（たとえば、１心拍におけるサンプリング間隔が十分に密であること）が必要である。
　このような密で高速なスキャンは、断面の幅を制限する。したがって、複数の血管の血流を単一のスキャンで計測することは難しい（特に、広範囲に分布する複数の血管の血流を単一のスキャンで計測することは困難である）。たとえば、眼底の血流計測においては、被検眼に適用可能な光量に制約があるため、断面の幅を拡大することは実質的に不可能であり、このような問題は顕著となる。
　しかしながら、（広範囲に分布する）複数の血管の血流を計測したいとの要望がある。たとえば、眼底における全体的な血流状態を把握するために、視神経乳頭の周囲に分布する複数の血管の血流を計測したい場合がある。このような場合、視神経乳頭の周りのサークルスキャンを反復的に実行することが考えられるが、サークルスキャンの経路の長さ（スキャンの幅）を考慮すると、密な走査点間隔と高速な反復レートを両立させることは難しい。
　この発明の目的は、複数の血管の血流計測を好適に行うことが可能な技術を提供することにある。
　実施形態の血流計測装置は、生体の画像を取得する画像取得部と、前記画像を解析することにより複数の血管領域を特定する画像領域特定部と、前記複数の血管領域に交差する複数の計測位置を設定する計測位置設定部と、前記複数の計測位置に対応する前記生体の複数の断面を光コヒーレンストモグラフィを用いて走査する走査部と、前記走査により取得されたデータに基づいて、前記生体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。
　実施形態によれば、複数の血管の血流計測を好適に行うことが可能である。
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。 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３に示す合焦駆動部４３Ａ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。
　本実施形態では、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。
　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。なお、第２断面は、２つ以上の断面を含んでいてもよい。
　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。前者の場合において、従来よりも短い時間を設定することが可能である。たとえば、従来においては、１心周期にわたるデータを確実に収集するために、心周期よりも十分に長い時間（たとえば２秒間）が適用される。それに対し、本実施形態では、たとえば、位相画像が表す位相差の経時的変化を監視することで所定の時相を検出し、その時相からデータ収集を開始するよう構成することにより、心周期（たとえば１秒間）又はそれより僅かに長い時間を適用することが可能である。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ができる。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。
（データ処理部）
　データ処理部２３０は、各種のデータ処理を実行する。たとえば、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各種の画像処理や解析処理を施す。データ処理部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ことができる。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）に対して各種の画像処理や解析処理を施す。
　データ処理部２３０は、設定処理部２３１と、血流情報生成部２３２と、血管判別部２３３とを含む。
（設定処理部）
　設定処理部２３１は、血流計測を行う位置（計測位置）を設定するための処理を実行する。この処理は、眼底Ｅｆの画像を解析することにより実行される。解析される画像は、眼底Ｅｆの正面画像でも断層像でも３次元画像でもよい。また、解析される画像は、観察画像（のフレーム）でも撮影画像でもＯＣＴ画像でもよい。設定処理部２３１は、画像領域特定部２３１１と、計測位置設定部２３１２とを含む。
（画像領域特定部）
　画像領域特定部２３１１は、眼底Ｅｆの画像を解析することにより、眼底Ｅｆの所定の部位に相当する画像領域を特定する。特定される画像領域の例として、血管に相当する画像領域（血管領域）や、視神経乳頭に相当する画像領域（乳頭領域）がある。また、病変に相当する画像領域（病変領域）などを特定するように構成することも可能である。このような画像領域を特定するための解析処理は、公知の技術であってよく、たとえば、画素値（輝度値等）に基づく処理（閾値処理等）や、パターン解析（パターンマッチング等）や、特徴検出処理（エッジ検出処理）や、任意のフィルタ処理などを含んでいてよい。
　血管領域を特定する処理について説明する。画像領域特定部２３１１は、眼底Ｅｆの画像を解析することにより複数の血管領域を特定する。特定される血管領域の個数は、あらかじめ設定されていてもよいし、解析処理に応じた任意の個数であってもよい。前者は、デフォルト値でもよいし、ユーザ等が事前に設定した値でもよい。後者の例として、既定の条件に適合する血管領域を選択することが可能である。この条件の例として、血管領域の幅（血管径）や、血管領域の位置などがある。血管領域の位置としては、たとえば、眼底Ｅｆの所定部位（視神経乳頭等）からの距離や、所定部位に対する方位（上側、下側、耳側、下側等）などがある。
　なお、血管領域の幅を算出する処理は、帯状又は管状の画像領域の幅を算出するための任意の処理であってよい。この処理は、たとえば次の一連の処理を含む：血管領域の境界を検出する処理（エッジ検出等）；血管領域の中心軸を特定する処理（細線化等）；中心軸に直交する線分と境界とが交差する２つの交差点を特定する処理；これら交差点の間の距離を算出する処理。
　既定の条件に基づいて血管領域に順位付けを行い、その順位に応じて複数の血管領域を選択するように構成することができる。たとえば、幅が太い順に順位付けを行い、上位の順位から所定個数の血管領域を選択したり、既定の幅以上の血管領域を選択したりすることが可能である。或いは、所定の方位に位置する血管領域を優先的に選択したり、方位に関して平均化されるように血管領域を選択したりすることが可能である。また、既定の条件を満足する血管領域の個数が既定の個数に達しない場合、既定の条件を満足する全ての血管領域を含み、かつそれを満足しないいくつかの血管領域を含むように、血管領域の選択を行うことができる。
（計測位置設定部）
　計測位置設定部２３１２は、画像領域特定部２３１１により特定された複数の血管領域に交差する複数の計測位置を設定する。ここで、設定される計測位置の個数は、複数の血管領域の個数と等しいか、或いはそれ未満である。
　なお、ここに言う複数の計測位置のそれぞれは前述の第１断面を示す概念であってよい。その場合、計測位置設定部２３１２は、複数の第１断面の設定に加えて、各第１断面に関する第２断面の設定も実行する。或いは、ここに言う複数の計測位置は第１断面及び第２断面を含む概念であってよい。その場合、各血管領域に対して２以上の計測位置が割り当てられる。
　計測位置設定部２３１２は、たとえば、眼底Ｅｆの所定部位から既定の距離以内の範囲に計測位置（第１断面のみ、又は、第１断面及び第２断面の双方）を設定する。ここで、既定の距離は、たとえば、所定部位の任意の特徴部分（中心位置、重心位置、境界等）からの距離として定義される。
　計測位置設定部２３１２により設定された複数の計測位置の例を図６に示す。本例において、眼底Ｅｆの所定部位は視神経乳頭である。符号Ｆ０は乳頭領域を示す。符号Ｆ１は、乳頭領域Ｆ０の中心から既定の距離以内の範囲（設定範囲）を示す。符号Ｂ１～Ｂ６は、画像領域特定部２３１１により特定された複数の血管領域を示す。
　計測位置設定部２３１２は、全ての血管領域Ｂ１～Ｂ６に交差するように複数の計測位置を設定する。すなわち、各計測位置は、少なくとも１つの血管領域Ｂｉに交差するように設定される。本例では、６つの血管領域Ｂ１～Ｂ６に交差するように５つの計測位置Ｌ１～Ｌ５が設定される。具体的には、２つの血管領域Ｂ１及びＢ２に交差するように計測位置Ｌ１が設定され、血管領域Ｂ３に交差するように計測位置Ｌ２が設定され、血管領域Ｂ４に交差するように計測位置Ｌ３が設定され、血管領域Ｂ５に交差するように計測位置Ｌ４が設定され、血管領域Ｂ６に交差するように計測位置Ｌ５が設定される。なお、各血管領域に対して個別に計測位置を設定してもよいし、２以上の血管領域に交差するようにいずれかの計測位置を設定してもよい。また、各計測位置Ｌｊは、位相画像を取得するための計測が行われる第１断面を示す。血管の傾きを求めるための計測が行われる第２断面は、前述したように第１断面の近傍に設定される（図示は省略する）。
　計測位置の形状は任意であり、たとえば図６に示すように弧状であってもよいし、直線状であってもよい。複数の計測位置の形状は全て同じでもよいし、異なっていてもよい。また、計測位置の長さは任意であってよい（たとえば既定の長さ）。複数の計測位置の長さは全て同じでもよいし、異なっていてもよい。また、計測位置の長さの最大値（最大長さ）を事前に設定し、複数の血管領域の分布（間隔）と最大長さとに基づいて複数の計測位置を設定するように構成することができる。
　各計測位置Ｌｊ（ｊ＝１～５）は、設定範囲Ｆ１内に設定される。ここで、各計測位置Ｌｊ（ｊ＝１～５）を設定範囲Ｆ１の境界上に設定することができる。この場合、計測位置設定部２３１２は、各血管領域Ｂｉと設定範囲Ｆ１の境界との交差位置を特定し、特定された複数の交差位置を通過するように計測位置を設定することができる。
　各計測位置Ｌｊは、たとえば、血管領域Ｂｉに直交するように設定される。１つの計測位置が２以上の血管領域に交差する場合、これら血管領域の全てに直交する形状の計測位置を設定することもできるし、既定の形状の計測位置の配置を最適化する（計測位置を配置する位置及び向きを最適化する）こともできる。
（血流情報生成部）
　血流情報生成部２３２は、計測位置設定部２３１２により設定された複数の計測位置に基づき実行されたＯＣＴにより取得されたデータに基づいて、眼底Ｅｆの血管の血流に関する情報（血流情報）を生成する。血流情報生成部２３２は、血管断面特定部２３２１と、傾き算出部２３２２と、血流速度算出部２３２３と、血管径算出部２３２４と、血流量算出部２３２５と、補正部２３２６とを含む。
　なお、血管断面特定部２３２１、傾き算出部２３２２、血流速度算出部２３２３、血管径算出部２３２４、及び血流量算出部２３２５は、計測位置設定部２３１２により設定された各計測位置Ｌｊについて後述の処理を実行する。以下の説明において、注目血管Ｄｂは各血管領域Ｂｉに相当する。
（血管断面特定部）
　血管断面特定部２３２１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に対応する血管断面を特定する。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断面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、その血管断面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、位相画像の血管断面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断面を求め、この血管断面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断面とする。これにより、位相画像の血管断面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２３２２は、第１断面と第２断面との間の距離（断面間距離）と、血管断面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、計測位置設定部２３１２により設定された第１断面と第２断面との間の距離として事前に決定されている。
　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７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における血管断面を示し、符号Ｖ１は第２断層像Ｇ１における血管断面を示す。図７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２３２２は、２つの血管断面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つの血管断面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２３２２は、２つの血管断面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２３２２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２３２２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、血管断面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。
（血流速度算出部）
　血流速度算出部２３２３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２３２３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２３２３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２３２２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２３２３は、血流速度を求めるために次式を用いる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　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。
　本実施形態では、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２３２３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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
（血管径算出部）
　血管径算出部２３２４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２３２４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２３２４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２３２４は、このスケールと血管断面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、つまり血管断面Ｖ０の径を算出する。具体例として、血管径算出部２３２４は、血管断面Ｖ０の様々な方向の径の最大値や平均値を求める。また、血管径算出部２３５は、血管断面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断面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。本実施形態では、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２３２４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２３２５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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　血流量算出部２３２５は、血管径算出部２３２４による血管径の算出結果ｗと、血流速度算出部２３２３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。
　以上の処理により、各血管領域Ｂｉに関する血管径、血流速度及び血流量が得られる。血流量算出部２３２５は、複数の血管領域Ｂ１～Ｂ６について算出された複数の血流量に基づいて合計血流量を求めることが可能である。合計血流量は、算出された複数の血流量の単純な和でもよいし、重み付き和でもよい。或いは、複数の血流量の和は眼底Ｅｆの全ての血管に関する血流量の総和未満であることを考慮すると、複数の血流量の和に所定のファクターを加算又は乗算することにより合計血流量を求めるようにしてもよい。このファクターは、たとえば以下に挙げる値のうちのいずれかに基づいて算出される：眼底像やＯＣＴ画像から特定可能な全ての血管の数と、血流量を算出するために考慮された血管の数との比（又は差）；血管径；臨床的に（統計的に）得られた血管や血流量に関するデータ；当該被検眼（又は当該被検者）について過去に得られた検査データ。
（補正部）
　補正部２３２６は、算出された血流情報（血流速度、血管径、血流量等）を補正する。この補正処理は、たとえば、注目血管（血管領域Ｂｉ）と、それに交差する断面（計測位置Ｌｊ）とがなす角度に基づいて実行される。補正部２３２６は、この角度を算出する。或いは、前段の処理において角度の算出を行う構成が適用される場合、この算出された角度が補正部２３２６に入力される。
　角度を算出する処理は、たとえば次の一連の処理を含む：血管領域Ｂｉに細線化等の画像処理を施すことにより、血管領域Ｂｉの中心軸Ａｘｉを求める；中心軸Ａｘｉと計測位置Ｌｊとの交差点Ｐｉｊを求める；交差点Ｐｉｊにおける中心軸Ａｘｉの接線方向Ｈｉを求める（必要に応じ、中心軸Ａｘｉの近似曲線が求められる）；交差点Ｐｉｊにおける計測位置Ｌｊの法線方向Ｎｊを求める（或いは、交差点Ｐｉｊにおける計測位置Ｌｊの接線方向に直交する方向を求める）；接線方向Ｈｉと法線方向Ｎｊとがなす角度αｉｊを求める。
　前述したように、血管領域Ｂｉの走行方向に直交するように計測位置Ｌｊを設定することが望ましい。換言すると、血管領域Ｂｉの接線方向Ｈｉに法線方向Ｎｊが一致するように計測位置Ｌｊを設定することが望ましい（つまり、角度αｉｊの値は小さいほうが好ましい）。したがって、角度αｉｊは、設定された計測位置Ｌｊの好適性を示すパラメータである。
　補正部２３２６は、算出された角度αｉｊに基づいて、計測位置Ｌｊの好適性を判定できる。たとえば、補正部２３２６は、算出された角度αｉｊを既定の閾値と比較する。角度αｉｊが閾値よりも小さい場合、補正部２３２６は、当該血管領域Ｂｉに関する血流情報の補正は実行しない。一方、角度αｉｊが閾値以上である場合、補正部２３２６は、当該血管領域Ｂｉについて取得された血流情報を補正する。この補正処理は、たとえば、角度αｉｊを用いた三角法を適用することにより血流情報の値を変換する処理を含む。
　なお、角度αｉｊの利用方法は、血流情報の補正に限定されるものではない。たとえば、角度αｉｊが閾値以上である場合に、当該計測位置Ｌｊを再設定するように構成することが可能である。或いは、角度αｉｊ又はこれから算出される値を、血流情報の信頼性を示す評価値としてユーザに提供することが可能である。
（血管判別部）
　血管判別部２３３は、血管領域Ｂｉが、動脈に相当する画像領域（動脈領域）であるか、或いは静脈に相当する画像領域（静脈領域）であるか判別する。この判別処理は、たとえば、眼底像の画素値に基づいて実行される（特開２００７－３１９４０３号公報等を参照）。或いは、眼底Ｅｆにおける血管分布と、位相画像とに基づいて、血管領域の判別を行ってもよい。具体的には、血管判別部２３３は、眼底像に表される血管分布に基づいて、視神経乳頭から計測位置Ｌｊまでの血管領域Ｂｉの経路を求め、位相画像に基づいて、計測位置Ｌｊにおける血管領域Ｂｉの血流方向を求め、求められた経路と血流方向とに基づいて、血管領域Ｂｉが動脈領域か静脈領域か判別する。
　血管判別部２３３による判別結果に基づいて、血流量算出部２３２５は、動脈領域に関する合計血流量と、静脈領域に関する合計血流量とを別々に求めることができる。
　以上のように機能するデータ処理部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の動作についていくつかの例を説明する。
（第１の動作例）
　血流計測装置１の動作の一例を図９に示す。なお、患者ＩＤの入力や動作モード（血流計測モード）の選択指定などの予備的処理が事前に行われる。
（Ｓ１：眼底の画像の取得）
　まず、血流計測装置１は、計測位置を設定するための眼底Ｅｆの画像（設定画像）を取得する。設定画像は、血流計測装置１又は他の眼底撮影装置を用いて眼底Ｅｆを撮影することにより得られる画像であり、たとえば眼底Ｅｆの観察画像、撮影画像又はＯＣＴ画像である。他の眼底撮影装置により取得された設定画像が用いられる場合、血流計測装置１は、この眼底撮影装置や画像サーバから設定画像を取得する。また、設定画像は、血流計測装置１によりリアルタイムで取得される画像でもよいし（たとえば観察画像又はＯＣＴ画像）、血流計測装置１又は他の眼底撮影装置により過去に取得された画像でもよい（たとえば観察画像、撮影画像又はＯＣＴ画像）。
（Ｓ２：血管領域の特定）
　画像領域特定部２３１１は、ステップＳ１で取得された設定画像を解析することにより、複数の血管領域Ｂｉを特定する。ここで、乳頭領域等を更に特定することもできる。
（Ｓ３：計測位置の設定）
　次に、計測位置設定部２３１２は、ステップＳ２で特定された複数の血管領域Ｂｉに交差する複数の計測位置Ｌｊ（第１断面）を設定する。また、計測位置設定部２３１２は、各計測位置Ｌｊの近傍に第２断面を設定する。
　主制御部２１１は、設定画像と、複数の計測位置Ｌｊ（及び第２断面）を示す情報とを表示部２４１に表示させることができる。ユーザは、いずれかの計測位置Ｌｊを調整したり、いずれかの計測位置Ｌｊを削除したり、新たな計測位置を追加したりすることができる。
（Ｓ４：ＯＣＴ計測の準備）
　次に、ＯＣＴ計測（血流計測）の準備が実行される。この処理には、たとえば、アライメント及びフォーカシングが含まれる。更に、トラッキングを開始することができる。なお、ステップＳ１でＯＣＴ計測が実行された場合、このような処理はステップＳ１で実行される。
　また、設定画像に対して設定された計測位置Ｌｊ（第１断面）及び第２断面に対応する眼底Ｅｆの走査位置を特定するための処理を実行することができる。この処理は、たとえば、眼底Ｅｆの観察画像をリアルタイムで取得する処理と、この観察画像（フレーム）と設定画像との間の画像マッチングと、この画像マッチングに基づいて、計測位置Ｌｊ（第１断面）及び第２断面に対応する観察画像中の位置（走査位置）を特定する処理とを含む。このようにして特定された複数の走査位置に対して、ステップＳ５のＯＣＴ計測が実行される。
　この段階において、ＯＣＴ計測の最適化を行うことができる。この最適化処理では、たとえば、主制御部２１１が、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、ステップＳ３で設定されたいずれかの計測位置（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）
　ステップＳ４の最適化処理が完了したら、主制御部２１１は、ＯＣＴ計測（血流計測）を実行する。本動作例では、複数の計測位置Ｌｊ（第１断面）に対する反復的な走査（第１走査）と、複数の第２断面に対する走査（第２走査）とが実行される。この処理には複数の第１走査と複数の第２走査とが含まれるが、これらを実行する順序はあらかじめ設定される。
（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複数の画像を形成する。本動作例では、断層像形成部２２１は、各計測位置Ｌｉ（第１断面）を表す第１断層像Ｔ１ｉと、各第２断面を表す第２断層像Ｔ２ｉとを形成する。更に、位相画像形成部２２２は、各計測位置Ｌｉ（第１断面）を表す位相画像Ｕｉを形成する。
（Ｓ７：血管断面の特定）
　血管断面特定部２３２１は、ステップＳ６で形成された各第１断層像Ｔ１ｉ、各第２断層像Ｔ２ｉ及び各位相画像Ｕｉについて、血管領域Ｂｉに相当する血管断面を特定する。
（Ｓ８：血管の傾きの算出）
　傾き算出部２３２２は、各血管領域Ｂｉについて、ステップＳ７で特定された血管断面と、計測位置Ｌｊ（第１断面）と第２断面との間の距離（断面間距離）とに基づき、第１断面における血管領域Ｂｉ（注目血管）の傾きを算出する。
（Ｓ９：血流速度の算出）
　血流速度算出部２３２３は、各血管領域Ｂｉ（注目血管）について、位相画像Ｕｉとして得られる位相差の経時的変化と、ステップＳ８で算出された血管領域Ｂｉの傾きとに基づき、この注目血管内を流れる血液の計測位置Ｌｊ（第１断面）における血流速度を算出する。
（Ｓ１０：血管径の算出）
　血管径算出部２３２４は、各血管領域Ｂｉ（注目血管）について、第１断層像Ｔ１ｉ（又は位相画像Ｕｉ）に基づき、計測位置Ｌｊ（第１断面）における注目血管の径を算出する。なお、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。
（Ｓ１１：血流量の算出）
　血流量算出部２３２５は、各血管領域Ｂｉ（注目血管）について、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き、注目血管内を流れる血液の流量（μＬ／ｍｉｎ）を算出する。
（Ｓ１２：血流情報の補正）
　補正部２３２６は、各血管領域Ｂｉ（注目血管）と、それに交差する計測位置Ｌｊ（第１断面）とがなす角度αｉｊを算出し、算出された角度αｉｊに基づいて当該血管領域Ｂｉに関する血流情報（血流速度、血管径及び／又は血流量）を補正する。
（Ｓ１３：合計血流量の算出）
　血流量算出部２３２５は、ステップＳ１１で算出された複数の血流量（又はステップＳ１２で補正された血流量）に基づいて、合計血流量を算出する。
　ここで、血管判別部２３３により血管領域Ｂｉを動脈領域と静脈領域とに分類し、動脈領域に関する合計血流量と、静脈領域に関する合計血流量とを求めるようにしてもよい。
（Ｓ１４：計測結果の表示及び保存）
　主制御部２１１は、複数の血管領域Ｂｉについて得られた血流速度、血管径、血流量等、及びステップＳ１３で算出された合計血流量等を含む血流情報を表示部２４１に表示させる。この血流情報には、複数の計測位置Ｌｊを示す情報（位置情報）や、設定画像などが含まれていてもよい。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。
（第２の動作例）
　ＯＣＴにより取得された断層像を利用して複数の血管領域Ｂｉを提示する処理について説明する。
　本動作例では、たとえば第１の動作例のステップＳ５のＯＣＴ計測において、複数の計測位置Ｌｉを含む単一の断面の走査を付加的に実行する。この単一の断面の例を図１０に示す。図１０に示す走査パターンは、複数の計測位置Ｌ１～Ｌ５を通過し、かつ、乳頭領域Ｆ０を囲むサークルスキャンである。
　このようなサークルスキャンを実行することで、全ての計測位置Ｌｊ（第１断面）の形態を表す断層像が得られる。この断層像には、各血管領域Ｂｉの断面が描出される。主制御部２１１は、この断面像を表示部２４１に表示させるとともに、各血管領域Ｂｉの断面を示す情報（血管位置情報）をこの断面像上に表示させることができる。
　このようにして表示される情報の例を図１１に示す。符号Ｚは、図１０のサークルスキャンにより収集されたデータに基づく断層像を示す。断層像Ｚは、サークルスキャンに対応する円筒状の走査断面を切り開いて得られる帯状の断面を表す。円筒状の走査断面を切り開く位置は任意であってよい。図１１に示す断層像Ｚは、図１０における１２時の位置「Ｓ」において円筒状の走査断面を切り開くことにより得られる。なお、一般に使用されているように、「Ｓ」は上側（ｓｕｐｅｒｉｏｒ）を表し、「Ｔ」は耳側（ｔｅｍｐｏｒａｌ）を表し、「Ｉ」は下側（ｉｎｆｅｒｉｏｒ）を表し、「Ｎ」は鼻側（ｎａｓａｌ）を表す。更に、断層像Ｚ上には、血管領域Ｂ１～Ｂ６（の断面）を示す血管位置情報（同じく符号Ｂ１～Ｂ６で示す）が表示される。
　ユーザは、操作部２４２を用いて、所望の血管位置情報Ｂｉを指定することができる。主制御部２１１は、指定された血管位置情報Ｂｉ（血管領域Ｂｉ）に対応する血流情報を表示させることができる。
　なお、同様の処理を眼底Ｅｆの正面画像について実行可能に構成することが可能である。この正面画像は、たとえば設定画像や別途に取得された画像あってよい。主制御部２１１は、正面画像を表示させるとともに、血管位置情報を正面画像上に表示させる。ユーザが所望の血管位置情報を指定すると、主制御部は、指定された血管位置情報に対応するＦ血流情報を表示させることができる。
［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、画像取得部と、画像領域特定部と、計測位置設定部と、操作部と、血流情報生成部とを備える。
　画像取得部は、たとえば、生体を撮影する機能を含む。本実施形態では、眼底の観察画像、撮影画像及び／又はＯＣＴ画像を取得するための構成が画像取得部に相当する。或いは、画像取得部は、外部装置（他の眼底撮影装置、画像サーバ等）から画像を取得する機能を含む。この機能は、通信インターフェイスを含む構成により実現される。画像領域特定部（２３１１）は、画像取得部により取得された画像を解析することにより、複数の血管領域を特定する。計測位置設定部（２３１２）は、画像領域特定部により特定された複数の血管領域に交差する複数の計測位置を設定する。走査部は、計測位置設定部により設定された複数の計測位置に対応する生体の複数の断面をＯＣＴを用いて走査する。本実施形態においては、眼底のＯＣＴ画像を取得するための構成が走査部に相当する。血流情報生成部（２３２）は、走査部により取得されたデータに基づいて、生体に関する血流情報を生成する。血流情報は、たとえば、画像領域特定部により特定されたそれぞれの血管領域に関する血流量、血流速度、血管径等を含む。
　このような血流計測装置によれば、複数の血管の血流計測を複数の段階（つまり複数の計測位置）に分けて実行できるので、密な走査点間隔と高速な反復レートとを両立させることが可能である。したがって、広範囲に分布する複数の血管を対象とする場合であっても、血流計測を好適に行うことが可能である。
　実施形態において、画像領域特定部は、画像取得部により取得された画像中の血管領域の幅を算出し、算出された幅が既定の閾値以上である血管領域を含むように複数の血管領域の特定を行うよう構成されてよい。この構成によれば、主要な血管を自動で選択して血流計測を行うことが可能である。
　実施形態において、画像領域特定部は、画像取得部により取得された画像を解析することにより、生体の所定部位に相当する画像領域を特定するよう構成されてよい。この画像領域の例として眼底の視神経乳頭がある。更に、計測位置設定部は、画像領域特定部により特定された画像領域から既定の距離以内の範囲に複数の計測位置を設定するよう構成されてよい。この構成によれば、あらかじめ決められた範囲において血流計測を血流計測を行うことができる。なお、この範囲は、臨床や研究において任意に設定されてよい。また、この範囲を任意に変更できるように構成することが可能である。
　実施形態において、計測位置設定部は、複数の血管領域の少なくとも一部に直交するように複数の計測位置を設定するよう構成されてよい。この構成によれば、好適な血流計測を容易に行うことができる。
　実施形態において、走査部は、複数の断面を含む単一の断面を走査するよう構成されてよい。更に、血流計測装置は、断層像形成部と、制御部とを備えていてよい。断層像形成部（２２１）は、単一の断面を走査することにより取得されたデータに基づいて、この単一の断面の形態を表す断層像を形成する。制御部（２１０）は、この断層像と、血流情報が生成された複数の血管の位置を示す血管位置情報とを表示手段に表示させる。なお、表示手段は、血流計測装置に設けられてもよいし（表示部２４１）、外部装置であってもよい。この構成によれば、生体の断面形態を表す画像とともに、血流計測が実施された血管を明示することが可能である。
　実施形態において、血流情報生成部は補正部（２３２６）を含んでいてよい。補正部は、血管領域とそれに交差する計測位置とがなす角度を求め、求められた角度に基づいて血流情報を補正する。この構成によれば、取得される血流情報の信頼性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、複数の断面について求められた複数の流量に基づいて合計血流量を求めるよう構成されてよい。更に、実施形態の血流計測装置は、血管領域が動脈領域か静脈領域かを判別する判別部（血管判別部２３３）を備え、かつ、血流情報生成部は、動脈領域に関する合計血流量と静脈領域に関する合計血流量とを求めるよう構成されてよい。
［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２３２３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２３２５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２３２５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。
１　血流計測装置
２　眼底カメラユニット
４２　光スキャナ
１００　ＯＣＴユニット
２３１１　画像領域特定部
２３１２　計測位置設定部
２３２　血流情報生成部

Claims (11)

  1. 　生体の画像を取得する画像取得部と、
    　前記画像を解析することにより複数の血管領域を特定する画像領域特定部と、
    　前記複数の血管領域に交差する複数の計測位置を設定する計測位置設定部と、
    　前記複数の計測位置に対応する前記生体の複数の断面を光コヒーレンストモグラフィを用いて走査する走査部と、
    　前記走査により取得されたデータに基づいて、前記生体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. 　前記画像領域特定部は、前記画像中の血管領域の幅を算出し、算出された幅が既定の閾値以上である血管領域を含むように前記複数の血管領域を特定する
    　ことを特徴とする請求項１に記載の血流計測装置。
  3. 　前記画像領域特定部は、前記画像を解析することにより前記生体の所定部位に相当する画像領域を特定し、
    　前記計測位置設定部は、前記画像領域から既定の距離以内の範囲に前記複数の計測位置を設定する
    　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. 　前記計測位置設定部は、前記複数の血管領域の少なくとも一部に直交するように前記複数の計測位置を設定する
    　ことを特徴とする請求項１～請求項３のいずれか一項に記載の血流計測装置。
  5. 　前記走査部は、前記複数の断面を含む単一の断面を走査し、
    　前記単一の断面を走査することにより取得されたデータに基づいて、前記単一の断面の形態を表す断層像を形成する断層像形成部と、
    　前記断層像と、前記血流情報が生成された複数の血管の位置を示す血管位置情報とを表示手段に表示させる制御部と
    　を備える
    　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、前記血管領域とそれに交差する計測位置とがなす角度を求め、求められた角度に基づいて前記血流情報を補正する補正部を含む
    　ことを特徴とする請求項１～請求項５のいずれか一項に記載の血流計測装置。
  7. 　前記走査部は、前記複数の断面のそれぞれについて、当該断面を反復的に走査する第１走査と、少なくとも１つが当該断面と異なりかつ近接配置された２以上の断面を走査する第２走査とを実行し、
    　前記血流情報生成部は、前記複数の断面のそれぞれについて、前記第２走査により取得されたデータに基づいて当該断面における血管の傾きを算出し、算出された血管の傾きと前記第１走査により取得されたデータとに基づいて当該血管に関する血流情報を生成する
    　ことを特徴とする請求項１～請求項６のいずれか一項に記載の血流計測装置。
  8. 　前記血流情報生成部は、前記複数の断面のそれぞれについて、前記血管の傾きと前記第１走査により取得されたデータとに基づいて、当該断面における血流速度の経時的変化を求める
    　ことを特徴とする請求項７に記載の血流計測装置。
  9. 　前記血流情報生成部は、前記複数の断面のそれぞれについて、前記第１走査および／または前記第２走査により取得されたデータに基づいて、当該断面における血管の径を算出し、算出された前記血管の径と前記血流速度の経時的変化とに基づいて、当該血管内を流れる血液の流量を求める
    　ことを特徴とする請求項８に記載の血流計測装置。
  10. 　前記血流情報生成部は、前記複数の断面について求められた複数の流量に基づいて合計血流量を求める
    　ことを特徴とする請求項９に記載の血流計測装置。
  11. 　前記血管領域が動脈領域か静脈領域かを判別する判別部を備え、
    　前記血流情報生成部は、前記動脈領域に関する合計血流量と、前記静脈領域に関する合計血流量とを求める
    　ことを特徴とする請求項１０に記載の血流計測装置。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2018038689A (ja) * 2016-09-09 2018-03-15 株式会社トプコン 眼科撮影装置及び眼科画像処理装置

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10448846B2 (en) * 2014-12-16 2019-10-22 Oxford University Innovation Limited Method and apparatus for measuring and displaying a haemodynamic parameter
JP6892234B2 (ja) * 2016-09-21 2021-06-23 株式会社トプコン 眼科撮影装置
JP6864450B2 (ja) * 2016-09-21 2021-04-28 株式会社トプコン 眼科撮影装置
CN107242850B (zh) * 2017-05-09 2020-02-21 北京理工大学 一种三向协同扫描光学相干层析成像手持探头
JP7007125B2 (ja) * 2017-07-26 2022-01-24 株式会社トプコン 眼科情報処理装置及び眼科撮影装置
JP6968324B2 (ja) * 2017-09-29 2021-11-17 株式会社 資生堂 皮膚の血管網を可視化する装置、方法およびプログラム
JP7072158B2 (ja) * 2017-09-29 2022-05-20 株式会社 資生堂 皮膚の血管網を可視化する装置、方法およびプログラム
EP3505059A1 (en) 2017-12-28 2019-07-03 Leica Instruments (Singapore) Pte. Ltd. Apparatus and method for measuring blood flow direction using a fluorophore
CN111787843B (zh) * 2018-01-31 2023-07-21 株式会社拓普康 血流测量装置
JP7221628B2 (ja) * 2018-09-28 2023-02-14 株式会社トプコン 血流計測装置、情報処理装置、情報処理方法、及びプログラム
JP2020103714A (ja) * 2018-12-28 2020-07-09 株式会社トプコン 血流計測装置、その制御方法、プログラム、及び記録媒体
CN115348833A (zh) 2020-03-24 2022-11-15 徕卡仪器（新加坡）有限公司 手术显微镜系统和用于手术显微镜系统的系统、方法和计算机程序
CN112022085B (zh) * 2020-09-16 2022-04-15 中山大学 一种视网膜内的血管流量的计算方法

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009106532A (ja) * 2007-10-30 2009-05-21 Topcon Corp 眼科情報処理システム及びプログラム
JP2009165710A (ja) * 2008-01-17 2009-07-30 Univ Of Tsukuba 眼底血流量の定量測定装置
JP2010523286A (ja) * 2007-04-10 2010-07-15 ユニヴァーシティー オブ サザン カリフォルニア ドップラー光コヒーレンス・トモグラフィを用いた血流測定のための方法とシステム
JP2012176095A (ja) * 2011-02-25 2012-09-13 Canon Inc 画像処理装置及び画像処理システム
JP2013208158A (ja) * 2012-03-30 2013-10-10 Topcon Corp 画像表示装置、画像表示方法、及びプログラム
US20140073917A1 (en) * 2012-09-10 2014-03-13 Oregon Health & Science University Quantification of local circulation with oct angiography

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007319403A (ja) 2006-05-31 2007-12-13 Topcon Corp 診療支援システム、診療支援装置及び診療支援プログラム
US7798647B2 (en) * 2007-09-18 2010-09-21 Carl Zeiss Meditec, Inc. RNFL measurement analysis
JP5721411B2 (ja) 2010-12-02 2015-05-20 キヤノン株式会社 眼科装置、血流速算出方法およびプログラム
US9986909B2 (en) 2011-02-25 2018-06-05 Canon Kabushiki Kaisha Image processing apparatus and image processing system for displaying information about ocular blood flow
JP5867720B2 (ja) 2012-03-29 2016-02-24 株式会社トプコン 画像表示装置、画像表示方法、及びプログラム
JP5867719B2 (ja) 2012-03-12 2016-02-24 株式会社トプコン 光画像計測装置
EP2829219B1 (en) 2012-03-12 2020-09-09 Kabushiki Kaisha Topcon Optical image measurement device
JP6281177B2 (ja) 2013-01-23 2018-02-21 株式会社ニデック 眼科撮影装置

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010523286A (ja) * 2007-04-10 2010-07-15 ユニヴァーシティー オブ サザン カリフォルニア ドップラー光コヒーレンス・トモグラフィを用いた血流測定のための方法とシステム
JP2009106532A (ja) * 2007-10-30 2009-05-21 Topcon Corp 眼科情報処理システム及びプログラム
JP2009165710A (ja) * 2008-01-17 2009-07-30 Univ Of Tsukuba 眼底血流量の定量測定装置
JP2012176095A (ja) * 2011-02-25 2012-09-13 Canon Inc 画像処理装置及び画像処理システム
JP2013208158A (ja) * 2012-03-30 2013-10-10 Topcon Corp 画像表示装置、画像表示方法、及びプログラム
US20140073917A1 (en) * 2012-09-10 2014-03-13 Oregon Health & Science University Quantification of local circulation with oct angiography

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2018038689A (ja) * 2016-09-09 2018-03-15 株式会社トプコン 眼科撮影装置及び眼科画像処理装置

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