(57)【要約】【課題】従来では計測できなかった速い血流速度も計測することできる光干渉断層撮像装置を提供する。【解決手段】出射する光の波長を掃引する光源と、光を用いて被検体を光断層撮像することにより得た断層データを取得する取得部と、断層データを用いて、血管の像の伸長情報を算出する伸長情報算出部と、断層データを用いて、血管を通る血流の向きと光の血管への入射方向との間の角度情報を算出する角度算出部と、光の波長掃引情報、伸長情報、及び該角度情報を用いて、血流の速度を算出する速度算出部とを備える、光干渉断層撮像装置。【選択図】図１
2019198528.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
出射する光の波長を掃引する光源と、
前記光を用いて被検体を光断層撮像することにより得た断層データを取得する取得部と、
前記断層データを用いて、血管の像の伸長情報を算出する伸長情報算出部と、
前記断層データを用いて、前記血管を通る血流の向きと前記光の前記血管への入射方向との間の角度情報を算出する角度算出部と、
前記光の波長掃引情報、前記伸長情報、及び前記角度情報を用いて、前記血流の速度を算出する速度算出部と、
を備える、光干渉断層撮像装置。
【請求項２】
前記伸長情報算出部は、
前記断層データを用いて前記血管の位置を求め、
前記断層データを用いて、前記血管の位置から前記血管の像が伸長している距離を前記伸長情報として求める、請求項１に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項３】
前記血管の位置を求める際に用いる断層データは、前記距離を求める際に用いる断層データを取得するために用いた光の波長掃引速度よりも速い波長掃引速度の光を用いて取得された断層データである、請求項２に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項４】
前記伸長情報算出部は、
波長の掃引速度が互いに異なる光を用いて取得された断層データを用いて、各々の断層データに含まれる前記血管の像間の差分を算出し、
前記差分を用いて前記伸長情報を算出し、
前記速度算出部は、前記波長掃引情報として、前記波長の掃引速度が互いに異なる光の各々の波長掃引情報を用いる、請求項１に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項５】
前記角度算出部は、
前記断層データを用いて前記血管の向きを特定し、
前記血管の向き及び前記伸長情報を用いて前記血流の向きを特定する、請求項１乃至４のいずれか一項に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項６】
前記取得部は、
前記被検体の同一箇所を繰り返し走査するように制御された光を用いて複数の断層データを取得し、
前記複数の断層データを平均した断層データを取得し、
前記伸長情報算出部及び前記角度算出部は、前記平均した断層データを用いて、前記伸長情報及び前記角度情報を算出する、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項７】
前記光源の波長掃引情報は、前記光源の出射する光の中心波長、波長掃引幅、及び波長掃引速度を含む、請求項１乃至６のいずれか一項に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項８】
前記取得部は、前記波長の掃引速度が１０ｋＨｚ未満の光を用いて、前記伸長情報の算出に用いる断層データを取得する、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項９】
前記取得部は、２次元方向の断層データを同時に取得する、請求項１乃至８のいずれか一項に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項１０】
前記取得部は、前記光を線状の光として用いて得た前記２次元方向の断層データを取得する、請求項９に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項１１】
前記伸長情報を用いて、前記血管の位置を特定する特定部と、
前記特定部により特定された血管位置に基づいて血管画像を生成する生成部と、
を更に備える、請求項４に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項１２】
前記生成部は、
前記血管位置に基づいて血管の構造の情報を生成し、
前記血管の構造の情報と前記血流の速度に基づいて前記血管画像を生成する、請求項１１に記載の光干渉断層撮像装置。
【請求項１３】
波長が掃引された光を用いて被検体を光断層撮像することにより得た断層データを取得する取得部と、
前記断層データを用いて、血管の像の伸長情報を算出する伸長情報算出部と、
前記断層データを用いて、前記血管を通る血流の向きと前記光の前記血管への入射方向との間の角度情報を算出する角度算出部と、
前記光の波長掃引情報、前記伸長情報、及び前記角度情報を用いて、前記血流の速度を算出する速度算出部と、
を備える、血流速度計測装置。
【請求項１４】
波長が掃引された光を用いて被検体を光断層撮像することにより得た断層データを取得することと、
前記断層データを用いて、血管の像の伸長情報を算出することと、
前記断層データを用いて、前記血管を通る血流の向きと前記光の前記血管への入射方向との間の角度情報を算出することと、
前記光の波長掃引情報、前記伸長情報、及び前記角度情報を用いて、前記血流の速度を算出することと、
を含む、血流速度計測方法。
【請求項１５】
プロセッサーによって実行されると、該プロセッサーに請求項１４に記載の血流速度計測方法の各工程を実行させる、プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、光干渉断層撮像装置、血流速度計測装置、血流速度計測方法、及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、眼科において非侵襲で眼底及び前眼部の断層を観察／計測できる光干渉断層撮像法（Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）を用いた装置（ＯＣＴ装置）が普及している。ＯＣＴ装置は、医療において研究から臨床まで広く使われている。
【０００３】
ＯＣＴは、タイムドメインＯＣＴ、フーリエドメインＯＣＴの２種に大別される。さらに、フーリエドメインＯＣＴには、スペクトラルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）とスウェプトソースＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）とがある。フーリエドメインＯＣＴでは、広い波長帯域を有する光源を利用し、光を分光して信号取得を行う。ＳＤ−ＯＣＴでは、分光器により光を空間的に分光し、ＳＳ−ＯＣＴでは、時間的に異なる波長の光を発する波長掃引光源を用いて光を時間的に分光する。
【０００４】
眼科において種々の眼底疾患と血流の関係の研究がなされ、眼底の血流を見る装置として種々の機器が開発されてきた。近年では、特許文献１に記載されているような、眼底の深さ方向における位置と血流速度の計測が同時に行えるドップラＯＣＴ装置なども実現してきている。ドップラＯＣＴ装置は、網膜の深さ方向の血管位置を特定しつつ血流速度が計測でき、血流速度の有用な計測技術として知られている。
【０００５】
ドップラＯＣＴを用いた血流速度の計測では、ＯＣＴ装置を用いて網膜の同一箇所を所定の時間間隔で２回断層撮像する。その後、取得された断層画像において位相像を算出し、２枚の断層画像の位置を合わせ、位相変化量を算出し、その位相変化量から血流速度を算出する。具体的な血流速度の算出は、一般的に以下の式（１）を用いて行われる。
【数１】
2019198528.tif 000003
【０００６】
ここで、Ｖは血流速度、λ０はＯＣＴに用いる光の中心波長、ｎは被検体の屈折率、θは血管への光の入射方向と血流の向きとのなす角である。Δｆは、ドップラ周波数シフト量であり、２枚の断層画像から算出した位相変化量Δφ（ｚ）を用いて以下の式（２）に従って算出される（非特許文献１）。
【数２】
2019198528.tif 000004
ここで、Ｔは２枚の断層画像を取得した時間間隔、より具体的には、網膜の同一箇所を撮像する際の時間間隔である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２０１３−００７６０１号公報
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】Wang Y, Fawzi A, Tan O, Gil-Flamer J, Huang D. “Retinal blood flow detection in diabetic patients by Doppler Fourier domain optical coherence tomography.” Optics express. 2009;17(5):4061.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
従来のドップラＯＣＴでは、早い血流速度を計測するためには、大きなドップラシフト周波数Δｆの計測が必要となり、ひいては大きな位相変化量Δφの検出が必要となる。しかしながら、位相変化量Δφの算出では、例えば、変化量Δφ１が２πを超えた量である場合に、真の変化量がΔφ１であるのかΔφ１−２π等であるのかが分からなくなる。このような、いわゆる２πの不確定性のため、位相変化量の算出では、原理的に２π以上の大きな位相変化量（位相差）を算出できない。
【００１０】
また、時間間隔Ｔを小さくして速い血流速度の計測を行うことも考えられる。しかしながら、最小の時間間隔Ｔに対応するＯＣＴのＡスキャンレートは、ＳＤ−ＯＣＴ装置ではラインセンサカメラの読み出しレート、ＳＳ−ＯＣＴ装置では波長掃引光源の波長掃引速度によって律速される。
【００１１】
例えば、市販されているＳＤ−ＯＣＴ装置では７０ｋＨｚのＡスキャンレートを有しており、計測可能な血流速度は最大で１０ｍｍ／ｓｅｃ程度となる。また、市販されているＳＳ−ＯＣＴ装置では、より速い１００ｋＨｚのＡスキャンレートを有するものもあるが、こちらでもおおよそ１５ｍｍ／ｓｅｃの血流速度までしか計測できない。
【００１２】
そこで、本発明は、従来では計測できなかった速い血流速度も計測することできる光干渉断層撮像装置、血流速度計測装置、血流速度計測方法、及びプログラムを提供する。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明の一実施態様に係る光干渉断層撮像装置は、出射する光の波長を掃引する光源と、前記光を用いて被検体を光断層撮像することにより得た断層データを取得する取得部と、前記断層データを用いて、血管の像の伸長情報を算出する伸長情報算出部と、前記断層データを用いて、前記血管を通る血流の向きと前記光の前記血管への入射方向との間の角度情報を算出する角度算出部と、前記光の波長掃引情報、前記伸長情報、及び前記角度情報を用いて、前記血流の速度を算出する速度算出部とを備える。
【００１４】
また、本発明の他の実施態様に係る血流速度計測装置は、波長が掃引された光を用いて被検体を光断層撮像することにより得た断層データを取得する取得部と、前記断層データを用いて、血管の像の伸長情報を算出する伸長情報算出部と、前記断層データを用いて、前記血管を通る血流の向きと前記光の前記血管への入射方向との間の角度情報を算出する角度算出部と、前記光の波長掃引情報、前記伸長情報、及び前記角度情報を用いて、前記血流の速度を算出する速度算出部とを備える。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、従来では計測できなかった速い血流速度も計測することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】実施例１によるＳＳ−ＯＣＴ装置の概略的な構成を示す。
【図２】実施例１によるＳＳ−ＯＣＴ装置の概略的な機能ブロック図である。
【図３】ＳＳ−ＯＣＴ装置で得られる干渉信号と角周波数又は時間との関係を示す。
【図４】実施例１に係る血流計測方法の原理を説明するための図である。
【図５】実施例１に係る血流速度計測方法のフローチャートである。
【図６】実施例１に係る血流速度の計測に用いられる断層画像の一例を示す。
【図７】実施例２によるＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置の概略的な構成を示す。
【図８】実施例２によるＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置の概略的な機能ブロック図である。
【図９】実施例２に係る血流速度計測方法のフローチャートである。
【図１０】実施例２に係る血流速度の計測に用いられる断層画像の一例を示す。
【図１１】実施例３に係る制御部の概略的な構成を示す。
【図１２】実施例３に係る血管画像表示処理のフローチャートである。
【図１３】実施例３に係る血管位置の特定処理を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、本発明を実施するための例示的な実施例を、図面を参照して詳細に説明する。ただし、以下の実施例で説明する寸法、材料、形状、及び構成要素の相対的な位置等は任意であり、本発明が適用される装置の構成又は様々な条件に応じて変更できる。また、図面において、同一であるか又は機能的に類似している要素を示すために図面間で同じ参照符号を用いる。
【００１８】
なお、本明細書において、「同一箇所」とは、完全に同一の箇所及び略同一の箇所を含む。ここで、略同一箇所とは、完全に同一の箇所から僅かにずれた箇所も含む箇所をいう。また、「断層データ」とは、被検体の断層に関する情報を含むデータであり、ＯＣＴによる干渉信号に基づくデータ、及びこれに高速フーリエ変換（ＦＦＴ）や任意の信号処理を行ったデータを含むものをいう。
【００１９】
（実施例１）
以下、図１乃至６を参照して、実施例１による波長掃引型光干渉断層撮像装置（ＳＳ−ＯＣＴ装置）及びＳＳ−ＯＣＴ装置を用いた眼底の血流速度計測方法について説明する。図１は、本実施例による波長掃引光源を有したＳＳ−ＯＣＴ装置１０の概略的な構成を示す。
【００２０】
ＳＳ−ＯＣＴ装置１０には、ＯＣＴ光学系１００、制御装置２００、モニタ３００、及び入力部４００が設けられている。ＯＣＴ光学系１００には、波長掃引光源１１０が設けられており、波長掃引光源１１０からの光を用いて被検眼Ｅを光干渉断層撮像することができる。ＯＣＴ光学系１００は、制御装置２００に接続されており、光干渉断層撮像により取得した干渉信号等を制御装置２００に送ることができる。
【００２１】
制御装置２００は、ＯＣＴ光学系１００、モニタ３００、及び入力部４００に接続されており、ＯＣＴ光学系１００やモニタ３００を制御することができる。また、制御装置２００は、ＯＣＴ光学系１００から送られる干渉信号等に基づいて断層画像を生成・取得することができる。
【００２２】
モニタ３００は、表示部の一例であり、任意のディスプレイを含み、制御装置２００から送られる画像や被検者情報等を表示することができる。入力部４００は、マウスやキーボード等の任意の入力装置を含み、ユーザーからの入力を制御装置２００に送ることができる。
【００２３】
ＯＣＴ光学系１００には、波長掃引光源１１０、サンプル光学系１２０、参照光学系１３０、光ファイバカプラ１４０，１５０、及びディテクタ１６０が設けられている。波長掃引光源１１０は、出射する光の波長を掃引することができる光源である。本実施例では、出射する光の中心波長８４５ｎｍ、波長掃引幅７０ｎｍ（８１０〜８８０ｎｍの波長掃引範囲（角周波数範囲：２．３２５５Ｅ＋１５［Ｔ−１］〜２．１４０５Ｅ＋１５［Ｔ−１］））の光源を用いた。また、波長掃引光源１１０の波長掃引速度は、制御装置２００によって制御されることができる。なお、波長掃引光源としては、所望の構成に応じて任意の中心波長や波長掃引範囲を有するものを用いてよい。
【００２４】
波長掃引光源１１０から出射された光は、光ファイバカプラ１４０を通してサンプル光学系１２０に向かうサンプル光（測定光）、及び参照光学系１３０に向かう参照光に分割される。サンプル光学系１２０には、コリメータレンズ１２１、フォーカスレンズ１２２、ガルバノミラー１２３，１２４、及び対物レンズ系のレンズ１２５，１２６が設けられている。
【００２５】
フォーカスレンズ１２２は、制御装置２００によって制御されるフォーカス駆動手段により、図中矢印で示すサンプル光の光軸方向に駆動され、サンプル光のフォーカス調整に用いられる。ガルバノミラー１２３，１２４は、それぞれ水平走査用のガルバノミラー及び垂直走査用のガルバノミラーであり、制御装置２００によって制御されるガルバノ駆動手段により駆動され、サンプル光を被検眼Ｅの眼底上で走査することができる。なお、ガルバノミラー１２３，１２４の走査方向は所望の構成に応じて任意の方向に設定されてよい。また、ガルバノミラー１２３，１２４により構成される走査部は、当該構成に限られず、他の任意の偏向ミラーを用いて構成されてもよい。
【００２６】
サンプル光学系１２０に向かったサンプル光は、光ファイバから出射された後、コリメータレンズ１２１によって平行光にされる。その後、サンプル光は、フォーカスレンズ１２２を通り、ガルバノミラー１２３，１２４で反射され、レンズ１２５，１２６を経由して被検眼Ｅに導かれる。なお、フォーカスレンズ１２２は、被検眼Ｅの眼底上でサンプル光のスポットが最小となるように駆動される。
【００２７】
被検眼Ｅの眼底にて散乱されたサンプル光は、サンプル光学系１２０を戻り、再度コリメータレンズ１２１を通って光ファイバに入射する。その後、サンプル光は、光ファイバカプラ１４０を経由し、光ファイバカプラ１５０へ導かれる。
【００２８】
一方で、参照光学系１３０には、偏光調整パドル１３６、コリメータレンズ１３１、可変ＮＤフィルタ１３２、光路長可変ステージ１３４上のミラー１３３、及びコリメータレンズ１３５が設けられている。偏光調整パドル１３６は、光ファイバ上に設けられ、制御装置２００によって制御される偏光調整駆動手段により駆動され、光ファイバを通る参照光の偏光を調整することができる。可変ＮＤフィルタ１３２は、通過する光の光量を所望の量に減衰させることができる。光路長可変ステージ１３４は、制御装置２００によって制御されるステージ駆動手段により図中矢印で示す参照光の光軸方向に駆動され、参照光の光路長を調整することができる。
【００２９】
参照光学系１３０に向かった参照光は、偏光調整パドル１３６によって偏光が調整され、光ファイバから出射された後、コリメータレンズ１３１によって平行光にされる。その後、参照光は、可変ＮＤフィルタ１３２を通り、光路長可変ステージ１３４上のミラー１３３によって反射され、コリメータレンズ１３５により光ファイバへ入射する。その後、参照光は、光ファイバを通り光ファイバカプラ１５０へ導かれる。
【００３０】
光ファイバカプラ１５０に入射したサンプル光と参照光は合波され、干渉光となる。ここで、サンプル光の光路長と参照光の光路長とがほぼ等しい状態となったときに、サンプル光と参照光は互いに干渉し、干渉光となる。制御装置２００は、ステージ駆動手段により光路長可変ステージ１３４を駆動させミラー１３３を移動させることで、被検眼Ｅの被測定部によって変わるサンプル光の光路長に参照光の光路長を合わせることができる。
【００３１】
その後、干渉光は光ファイバカプラ１５０から光ファイバを通りディテクタ１６０へ入射する。ディテクタ１６０は、入射した干渉光を受光し、出力信号を制御装置２００に送る。制御装置２００は、ディテクタ１６０から受け取った出力信号に基づいて、被検眼Ｅの断層画像を生成し、生成した断層画像を用いて被検眼Ｅ内の血管を通る血流の速度計測を行うことができる。
【００３２】
ここで、被検眼Ｅの一点の奥行方向（Ｚ方向）の情報を取得することをＡスキャンといい、Ａスキャンによって情報を取得した被検眼Ｅの一点の奥行方向のラインをＡラインという。ＳＳ−ＯＣＴ装置１０は、１度の波長掃引にて得られる干渉信号から１つのＡスキャンデータを取得する。また、Ａスキャンと直交する方向に測定光を走査して、被検眼Ｅの断層に関する情報を取得することをＢスキャンという。さらに、Ａスキャン及びＢスキャンのいずれの走査方向とも直交する方向に測定光を走査して被検眼Ｅの断層に関する情報を取得することをＣスキャンと呼ぶ。
【００３３】
被検眼Ｅの３次元の断層に関する情報を取得する際に、被検眼Ｅの眼底面内にサンプル光を２次元ラスター走査する場合、高速な走査方向をＢスキャン方向と呼び、Ｂスキャンをその直交方向に並べて走査する低速な走査方向をＣスキャン方向と呼ぶ。Ａスキャン及びＢスキャンを行うことで被検眼Ｅの２次元の断層に関する情報が得られ、Ａスキャン、Ｂスキャン及びＣスキャンを行うことで、被検眼Ｅの３次元の断層に関する情報を得ることができる。Ｂスキャン及びＣスキャンは、上述したガルバノミラー１２３，１２４により行われる。
【００３４】
次に、図２を参照して、ＳＳ−ＯＣＴ装置１０の概略的な機能構成について説明する。図２は、ＳＳ−ＯＣＴ装置１０の概略的な機能ブロック図である。
【００３５】
ＯＣＴ光学系１００には、フォーカス駆動手段１７１、ガルバノ駆動手段１７２、ステージ駆動手段１７３、及び偏光調整駆動手段１７４が更に設けられている。また、制御装置２００には、サンプリング部２１０、メモリ２２０、及び制御部２３０が設けられている。
【００３６】
サンプリング部２１０は、ＤＡＱボード（Ｄａｔａ  ＡｃＱｕｉｓｉｔｉｏｎ  ボード）等で構成される。サンプリング部２１０は、ＯＣＴ光学系１００のディテクタ１６０から出力信号を受け取り、出力信号をサンプリングして干渉信号を生成し、制御部２３０に送る。
【００３７】
メモリ２２０は、制御部２３０に接続されており、波長掃引光源１１０の波長掃引情報、患者情報、干渉信号、断層画像、ドップラシフトによる血管の像の伸長情報、及び計測した血流速度等を記憶できる。また、メモリ２２０は、制御部２３０で実行する処理を実現するためのプログラム等を記憶することもできる。
【００３８】
制御部２３０には、取得部２３１、駆動制御部２３２、伸長情報算出部２３３、角度算出部２３４、及び血流速度算出部２３５が設けられている。
【００３９】
取得部２３１は、サンプリング部２１０から被検眼Ｅの断層の情報を含む干渉信号を取得する。また、取得部２３１は、干渉信号に対して高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いた周波数解析を行い、断層の情報を輝度値や濃度値に変換した干渉データを生成し、干渉データに基づいて被検眼Ｅの断層画像を生成・取得することができる。この際、取得部２３１は、干渉信号に関連付けて記憶されたガルバノミラー１２３，１２４の駆動位置に基づいて断層の情報を並べて、断層画像を生成することができる。
【００４０】
駆動制御部２３２は、ＯＣＴ光学系１００の波長掃引光源１１０、ディテクタ１６０、フォーカス駆動手段１７１、ガルバノ駆動手段１７２、ステージ駆動手段１７３、及び偏光調整駆動手段１７４等に接続され、これらを制御することができる。駆動制御部２３２の制御に従って、フォーカス駆動手段１７１はフォーカスレンズ１２２を駆動し、ガルバノ駆動手段１７２はガルバノミラー１２３，１２４を駆動する。また、駆動制御部２３２の制御に従って、ステージ駆動手段１７３は光路長可変ステージ１３４を駆動し、偏光調整駆動手段１７４は偏光調整パドル１３６を駆動する。また、駆動制御部２３２は、波長掃引光源１１０の波長掃引速度等を制御することができる。
【００４１】
伸長情報算出部２３３は、取得部２３１によって取得された断層画像に基づいて、血流速度を計測する血管の像の位置を特定する。また、伸長情報算出部２３３は、取得部２３１によって取得された断層画像に基づいて、特定された血管の像の位置から血管の像がＡスキャン方向（深さ方向）に伸長している距離を伸長情報として算出する。伸長情報算出部２３３は、算出した伸長情報をメモリ２２０に記憶させることができる。
【００４２】
角度算出部２３４は、取得部２３１によって取得された干渉データ等の断層データに基づいて、血流速度を計測する血管の向きを特定する。また、角度算出部２３４は、特定した血管の向きと、伸長情報算出部２３３が算出した伸長情報とに基づいて、血流速度を計測する血管を通る血流の向きを特定する。その後、角度算出部２３４は、特定した血流の向きと、被検眼Ｅへ照射されるサンプル光の入射方向との間の角度に関する角度情報を算出する。角度算出部２３４は、算出した角度情報をメモリ２２０に記憶させることができる。
【００４３】
血流速度算出部２３５は、伸長情報算出部２３３が伸長情報の算出に用いた断層画像を取得した際の波長掃引光源１１０の波長掃引情報と、伸長情報と、角度算出部２３４が算出した角度情報とを用いて、血流速度を算出する。
【００４４】
なお、制御装置２００は汎用のコンピュータ又はＳＳ−ＯＣＴ装置１０専用のコンピュータとして構成することができる。制御部２３０の各構成要素は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）やＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）等の演算装置によって実行されるソフトウェアモジュールによって構成されてよい。また、制御部２３０の各構成要素は、ＡＳＩＣ等の特定の機能を果たす回路等によって構成されてもよい。また、メモリ２２０は任意のメモリや光学ディスク等の任意の記憶媒体等によって構成されてよい。
【００４５】
上述のように、波長掃引光源１１０は、出射する光の波長を時間に依存して掃引できる光源である。ここで、波長は光の角周波数ωと等価であり、ｃを光速とし、λを波長とすると、ω＝２πｃ／λの関係を有する。波長掃引光源１１０が掃引開始時間（時間ｔ１）で出射する光の角周波数をω１とし、掃引終了時間（時間ｔ２）で出射する光の角周波数をω２とすると、時間ｔ１からｔ２の間、出射される光の角周波数はω１からω２まで連続的に変化する。
【００４６】
この角周波数が変化している各々の光は、サンプル光と参照光に分離され、サンプル光と参照光が干渉した干渉光としてディテクタ１６０で検出される。サンプリング部２１０は、時間ｔ１からｔ２の間でディテクタ１６０からの出力信号を取得し、図３に示されるような干渉信号を生成する。ここで、図３は、サンプリング部２１０で生成される干渉信号の一例を示しており、横軸は角周波数又は時間を示し、縦軸は信号出力（強度）を示している。例えば、波長掃引光源１１０が、光の角周波数（波長）を時間に対して線形に掃引する光源であれば、サンプリング部２１０は、ディテクタ１６０の出力信号を等時間間隔で取得している場合、等角周波数間隔で出力信号のサンプリングを行うことができる。
【００４７】
取得部２３１は、等角周波数間隔でサンプリングされた干渉信号をフーリエ変換することにより、角周波数空間（時間空間）の信号を周波数空間の信号に変換することができる。ここで、干渉信号の周波数は、サンプル光が被検眼Ｅへ入射する光軸の深さ（奥行）方向の空間（位置）に対応するため、干渉信号をフーリエ変換することで被検眼Ｅの深さ方向の空間の信号へと変換することができる。これにより、取得部２３１は、干渉信号に基づいて、被検眼Ｅの断層画像を構成する１ライン分の干渉データ（Ａスキャンデータ）を生成・取得することができる。
【００４８】
角周波数（波長）の掃引毎に、ガルバノミラー１２３，１２４を用いてサンプル光を照射する被検眼Ｅの眼底上の位置を変更する。ガルバノミラー１２３，１２４を用いてサンプル光を被検眼Ｅの眼底上で２次元的に走査することにより、断層の深さ方向の情報を持った１ライン分の干渉データが２次元的に配置された３次元データを取得することができる。通常、フーリエ変換後の数値計算結果は、複素数で算出されるため、取得部２３１は、算出された複素数の絶対値を取った値を用いて断層画像（及び断層データ）を生成することができる。
【００４９】
次に、図４（ａ）乃至５を参照して、本実施例に係る血流速度算出方法の原理について説明する。なお、説明の簡略化のため、以下において、被検眼Ｅの同一箇所を測定する時間間隔Ｔについて、波長の一掃引後のウェイトタイムを０として、時間間隔Ｔを波長掃引時間と同等のものとして説明する。また、このため、Ａスキャンレートは波長掃引速度の逆数に対応するものとして説明する。
【００５０】
まず、従来の血流速度計測方法での計測可能な最速の血流速度について説明する。ここで、波長掃引光源１１０の波長掃引時間を１ｍｓｅｃ、中心波長を８４５ｎｍ、波長掃引幅を７０ｎｍ（８１０−８８０ｎｍの波長掃引範囲（角周波数範囲：２．３２５５Ｅ＋１５［Ｔ−１］−２．１４０５Ｅ＋１５［Ｔ−１］））とする。被検眼Ｅの同一箇所を測定する時間間隔Ｔは波長掃引時間と同等であるため１ｍｓｅｃ＝０．００１ｓｅｃとなる。また、被検体の屈折率ｎを眼底の屈折率の１．３３５と仮定する。
【００５１】
ここで、式（１）におけるＶの値を最大化するため、サンプル光の入射方向（光軸）と血流の方向のなす角度θについて、サンプル光の入射方向と血流方向が反対方向（θ＝０）であると仮定し、式（１）中においてｃｏｓθ＝ｃｏｓ０＝１とする。また、上述の２πの不確定性から、最大の位相変化量Δφ（ｚ）をπ又は−πとする。このような条件下で、従来のドップラＯＣＴによる血流速度計測方法において算出される最速の血流速度は、式（１）及び（２）に従って、０．１５ｍｍ／ｓｅｃとなる。
【数３】
2019198528.tif 000005
【数４】
2019198528.tif 000006
【００５２】
眼底の血流速度は、乳頭部の血管では２０ｍｍ／ｓｅｃ程度の速度となることが知られている。そのため、このような従来の血流速度検出方法では乳頭部の血流速度を計測することはできない。なお、波長掃引光源１１０の波長掃引速度は、本例の場合はドップラシフトの影響を顕著にするために１ｋＨｚとされている。これに対し、波長掃引光源１１０の波長掃引速度を１００ｋＨｚとすることも可能であるが、この場合であっても上記最速の血流速度は１５ｍｍ／ｓｅｃとなり、乳頭部の血流速度を計測することはできない。また、波長掃引速度を１００ｋＨｚとすると、ドップラシフトの影響がほぼ無視できる程度となるため、適切な血流速度の算出が難しくなる。
【００５３】
これに対し、ＳＳ−ＯＣＴ装置１０で断層画像を取得することで、相関する特徴のある複数の断層画像（断層データ）を得られることを利用した、本実施例に係る血流速度計測方法について説明する。ここでは、本実施例に係る血流速度計測方法の原理を簡単に説明するために、観察対象である被検眼Ｅではなく、一つの反射面のみを有する鏡を被検体として仮定して説明する。
【００５４】
まず、Ａスキャンレート１ｋＨｚ、波長掃引幅７０ｎｍ、中心波長８４５ｎｍ、及びサンプリングレート３ＭＨｚで干渉信号の取得を行い、波長掃引光源１１０において等波数速度で波長掃引がされているとする。この場合、１回のＡスキャンにおいて３０００点のデータ点数で干渉信号を取得することができる。
【００５５】
例えば、サンプル光の光路における被検眼Ｅの眼底位置に、被検体として上述の鏡を置いた場合を考える。ここで、鏡の位置が、参照光の光路長と比較してサンプル光の光路長が０．５ｍｍだけ長くなる位置にあるとする。ここで、鏡が移動速度を持たない場合、取得された干渉信号に基づく断層画像では、図４（ａ）における破線のように深さ０．５ｍｍのところに鏡の像が観測される。ここで、図４（ａ）は、干渉信号に基づく断層データの一例を示す。図４（ａ）の横軸は深さ方向の位置を示し、縦方向は断層データの強度を示す。
【００５６】
これに対して、乳頭部の血流速度を想定し、鏡が２０ｍｍ／ｓｅｃの移動速度でサンプル光の光路長を短くする方向に動いている場合を想定する。この場合には、ドップラシフトの影響を受けた干渉信号に基づく断層画像では、図４（ａ）における実線のように深さ方向の位置が浅い位置に変化した鏡の像が観測される。
【００５７】
本実施例による血流速度計測方法では、このように同一箇所にある鏡（計測対象）であっても、鏡が移動速度を有するかどうかで、断層像の現れる位置が異なることを利用して、鏡の移動速度を算出する。図４（ａ）では、鏡の存在する深さ方向の位置である０．５ｍｍに像が観測されているのは、破線、つまり、鏡が移動速度を有さない場合である。それに対して、実線、つまり鏡が移動速度を有している場合は、約０．４２ｍｍの深さ方向の位置に鏡の像が観測されている。
【００５８】
本実施例では、２つの鏡の像間の深さ方向における位置の差は、干渉信号に基づいて生成された断層画像では２３画素の差であった。図４（ｂ）は、干渉信号に基づいて生成された断層画像における信号強度（画素値）の一例を示す。図４（ｂ）の横軸は深さ方向の画素位置を示し、縦軸は信号強度を示す。また、図４（ｂ）では、鏡が移動速度を有さない場合に生成された断層画像における信号強度を破線で示し、鏡が移動速度を有する場合に生成された断層画像における信号強度を実線で示す。本実施例による血流速度検出方法では、この２３画素の差が得られることを利用して、鏡の移動速度を計算する。
【００５９】
まず、ドップラシフトによる周波数シフトの係数をＣとし、移動速度を有さない鏡についての干渉光と移動速度を有する鏡についての干渉光との間の位相の差Ｄを考えると、式（３）が導き出せる。
【数５】
2019198528.tif 000007
ここで、Δｔはサンプル光路と参照光路との間に存在する光路長の差Δｚを光が進む時間として表したものであり、ω（ｔ）は時間ｔにおいて波長掃引光源１１０から出射された光の角周波数を示す。この式は、ドップラシフトを受け光角周波数がCω（ｔ）となったサンプル光ｅｘｐ（ｉＣω（ｔ）ｔ）と、ドップラシフトの影響を受けない光角周波数ω（ｔ）の参照光ｅｘｐ（ｉω（ｔ）ｔ）との、干渉の式から得られる干渉信号の位相を抽出したものである。
【００６０】
次に、式（３）を用いて、波長掃引光源１１０による波長の掃引（時間）に応じた干渉信号の位相変化量Δφを考えると、式（４）が導き出せる。
【数６】
2019198528.tif 000008
ここで、ω１及びω２並びにｔ１及びｔ２は、上述した波長掃引光源１１０の掃引開始時及び掃引終了時の角周波数並びに時間である。
【００６１】
Ｃはドップラシフトによる周波数シフトの係数であるため、Ｃ−１について式（４）をまとめた式に、元の周波数ｆ（＝ω／２π）を乗算するとドップラシフト周波数Δｆを求めることができる。このため、式（４）は、式（５）のように変換できる。
【数７】
2019198528.tif 000009
ここで、ω０は波長掃引光源１１０の中心波長に対する角周波数を示す。
【００６２】
また、断層画像における深さ方向の画素位置については、干渉信号の位相が２π異なると１画素位置がずれる。そのため、ｘを断層画像における深さ方向の画素数とすると、Δφ＝２πｘが成り立つ。従って、式（５）は式（６）のように変換できる。
【数８】
2019198528.tif 000010
【００６３】
式（６）に従えば、断層画像中の移動速度を有さない鏡の像と移動速度を有する鏡の像との差分（ｘ）と、波長掃引光源１１０の波長掃引に関する情報（ω０，ω１，ω２，ｔ１，ｔ２）から、ドップラシフト周波数Δｆを求めることができる。このため、式（６）に従えば、ドップラシフト周波数Δｆを求めることができる。このため、式（６）を用いることで、２πの不確定性の影響を受けることなくドップラシフト周波数Δｆを求めることができ、従来の血流速度計測方法では計測できなかった速い速度についても計測することができる。
【００６４】
ここで、上述の鏡を用いた例について、式（６）を用いて血流速度を算出する。この場合には、まず式（６）を用いてドップラシフト周波数Δｆを求める。
【００６５】
上述のように移動速度を有さない鏡の像と移動速度を有する鏡の像は２３画素分だけずれていたため、ｘ＝２３となる。また、ω０は中心波長８４５ｎｍに対する角周波数であり、ω１，ω２及びｔ１，ｔ２は、波長掃引光源１１０のＡスキャンレート１ｋＨｚ、及び波長掃引範囲（８１０〜８８０ｎｍ）からそれぞれ求めることができる。Δｔは、移動速度を有さない鏡の干渉信号の破線のピーク位置である０．５ｍｍをΔｚとし、Δｚを光速で割った値である。
【００６６】
次に、これらパラメータを式（６）に代入して求めたドップラシフト周波数Δｆを式（１）に代入することで、鏡の移動速度を算出する。本実施例では、鏡はサンプル光の入射方向と反対方向に移動速度を有しているため、角度θは０となり、ｃｏｓθは１となる。また被検体の屈折率ｎについては、サンプル光と参照光との光路長差に対応する０．５ｍｍの間は空気のみ存在するため、ｎ＝１とする。これらパラメータを用いて式（１）を解くと、Ｖ＝２０ｍｍ／ｓｅｃと算出することができる。従って、本実施例による血流速度計測方法を用いることで、従来の血流速度計測方法では計測できなかった速い速度についても計測することができることが分かる。
【００６７】
次に、図５及び６を参照して、本実施例に係る血流速度計測方法のフローについて説明する。図５は、本実施例に係る血流速度計測方法のフローチャートである。
【００６８】
本実施例に係る血流速度計測方法が開始されると、処理はステップＳ５０１に移行する。ステップＳ５０１では、取得部２３１は、ドップラシフトの影響が顕著となるように、駆動制御部２３２により上述の波長掃引条件でＡスキャンレートを低いレート（１ｋＨｚ）に制御しつつ、血流速度計測用の撮影を行う。本実施例では、取得部２３１は、ＯＣＴ光学系１００により被検眼Ｅに対してＢスキャンを行い、血流速度を計測する血管の像を含む２次元の断層画像を取得する。
【００６９】
これにより、取得部２３１は、図６に示すような、血管の像が深さ方向（Aスキャン方向）に伸長した断層画像６００を取得することができる。図６は、血管の像が深さ方向に伸長した断層画像６００の一例を示す。図６には、本来の血管の像の位置６０１が破線で囲んで示され、伸長した血管の像の位置６０２が実線で囲んで示されている。上述のように、ＯＣＴのサンプル光が計測対象の移動速度（血流速度）によるドップラシフトの影響を受けると、当該サンプル光に基づく干渉信号を用いて生成された断層画像では、移動速度を有する計測対象の像の位置が移動する。このため、断層画像６００では、血管の像が伸長した像として現れる。
【００７０】
次に、取得部２３１は、通常のＯＣＴの撮影手法により被検眼Ｅを撮影し、被検眼Ｅの３次元データを取得する。この際、駆動制御部２３２は、波長掃引光源１１０のＡスキャンレートを、ドップラシフトの影響を無視できる程度に高いレートに制御する。具体的には、駆動制御部２３２は、波長掃引光源１１０のＡスキャンレートを１０ｋＨｚ、サンプリング部２１０によるサンプリングレートを３０ＭＨｚとして３次元データを取得する。これにより、取得部２３１は、ドップラシフトの影響が無視できる３次元データを取得する。なお、Ａスキャンレートはドップラシフトの影響を無視できる程度に高いレートであれば、所望の構成に応じて任意に設定されてよく、サンプリングレートもＡスキャンレート等に応じて任意に設定されてよい。
【００７１】
取得部２３１は、取得した血管の像が伸長している断層画像６００と、通常のＯＣＴ撮影により取得した３次元データをメモリ２２０に記憶することができる。なお、取得部２３１は、既存の任意の方法により、断層画像６００と３次元データの間の相関等に基づいて、断層画像６００と３次元データの位置合わせを行うことができる。なお、当該位置合わせは、伸長情報算出部２３３によって行われてもよい。
【００７２】
次に、ステップＳ５０２において、伸長情報算出部２３３は、断層画像６００と、断層画像６００に対応する３次元データにおける断層データ（又は断層画像）とを対比して、断層画像６００における本来の血管の像の位置６０１（血管の位置）を特定する。ここで、断層画像６００に対応する３次元データにおける断層データとは、被検眼Ｅの同一箇所を撮影して取得された断層データをいう。なお、断層画像６００における伸長している血管の像や３次元データにおける血管の像は、断層画像やデータに含まれる画素値（輝度値）等に基づいて、任意の方法で特定されてよい。
【００７３】
また、断層画像６００における本来の血管の像の位置６０１を特定する方法は、任意の方法であってよい。例えば、伸長情報算出部２３３は、網膜像等に関する特徴に基づいて、断層画像６００と対応する３次元データにおける断層のデータとを位置合わせし、３次元データにおける血管の像の位置を、本来の血管の像の位置６０１として特定する。３次元データにおける血管の像はドップラシフトの影響を無視できるものであるため、伸長情報算出部２３３は、当該処理により、断層画像６００における本来の血管の像の位置６０１を特定することができる。なお、伸長情報算出部２３３は、３次元データにおける血管の像を断層画像６００に重ね合わせてもよい。
【００７４】
ステップＳ５０３では、伸長情報算出部２３３が、断層画像６００における伸長している血管の像の位置６０２と、本来の血管の像の位置６０１を比較し、伸長している血管の像と本来の血管の像の深さ方向の距離の差分（ｘ）を伸長情報として算出する。ここで、伸長している血管の像と本来の血管の像の深さ方向の距離の差分（ｘ）は、血管の像が伸長している量を表す。なお、伸長情報算出部２３３は、血管の像の伸長方向を距離の差分（ｘ）の±により表すことができる。また、伸長情報算出部２３３は、距離の差分とは別に血管の像の伸長方向を伸長情報に含めてもよい。伸長情報算出部２３３は、算出した伸長情報をメモリ２２０に記憶することができる。
【００７５】
ステップＳ５０４では、角度算出部２３４が、取得部２３１が取得した３次元データから、計測対象である血管の向きを特定する。血管の向きの特定方法は、既存の任意の方法であってよい。例えば、角度算出部２３４は、任意の画像処理手法により、３次元データに含まれる計測対象の血管を抽出し、抽出された血管の延在方向から血管の向きを特定することができる。また、角度算出部２３４は、３次元データに含まれる、サンプル光の光軸に垂直な面（Ｅｎ−Ｆａｃｅ）のデータ等を用いて、血管の方位角、直径、及び天頂角を求めることで、血管の向きを特定してもよい。
【００７６】
ステップＳ５０５では、角度算出部２３４は、特定した血管の向きと、血管の像の伸長情報を用いて血流の向きを特定する。具体的には、角度算出部２３４は、血管の像の伸長情報における像の伸長方向に基づいて、血液が血管中をいずれの向きに流れているかを特定することで、血流の向きを特定する。
【００７７】
血管の像は、血管を通る血液が網膜側に向かって流れている場合、ドップラシフトの影響により干渉光の周波数が低くなるため、断層画像の深さ方向において信号の低い周波数に対応する側（断層画像６００では上方）に伸長する。一方で、血管を通る血液が瞳側に向かって流れている場合には、ドップラシフトの影響により干渉光の周波数が高くなるため、断層画像の深さ方向において信号の高い周波数に対応する側（断層画像６００では下方）に伸長する。
【００７８】
従って、角度算出部２３４は、伸長情報に含まれる血管の像の伸長方向に基づいて、血液が血管内のいずれの向きに流れているかを特定することができる。ここで、角度算出部２３４は、ステップＳ５０４において血管の向きを特定しているため、血液が血管内をいずれの向きに流れているかを特定することで、血流の向きを特定することができる。
【００７９】
ステップＳ５０６では、角度算出部２３４が、ステップＳ５０５で特定した血流の向きと、眼底ひいては計測対象である血管に入射するサンプル光の入射方向との間の角度θを角度情報として算出する。ここで、サンプル光の入射方向は被検眼Ｅの奥行方向である深さ方向（ｚ方向）とすることができる。
【００８０】
ステップＳ５０７では、血流速度算出部２３５が、算出された伸長情報である距離の差分（ｘ）と、波長掃引光源１１０の波長掃引情報と、算出された角度情報である角度θを用いて、式（６）及び（１）に従い血流速度を算出する。ここで、波長掃引情報には、Ａスキャンレート（波長掃引速度）、中心波長、及び波長掃引幅（波長掃引範囲）等が含まれる。
【００８１】
制御装置２００は、ステップＳ５０７において、血流速度が算出されたら、処理を終了する。
【００８２】
ここで、図６を参照して、本実施例に係る血流速度計測方法を用いて血流速度を算出した例について述べる。本例では、断層画像６００において、伸長した血管の像の位置６０２が、本来あるべき血管の像の位置６０１から断層画像６００の上方へ移動した画素数は１４画素であった。また、当該断層画像を取得した後に３次元データを取得し、３次元データ及び像の伸長情報に基づいて血流の向きを特定したところ、サンプル光の入射方向に対して１０度傾いていた。
【００８３】
ここで、血管の像の移動した画素数１４をｘとし、血流の向きとサンプル光の入射方向のなす角度θを１０度とし、屈折率ｎを眼底の屈折率１．３３５とする。これらパラメータと、上述した波長掃引光源１１０の波長掃引情報（Ａスキャンレート、中心波長、及び波長掃引幅（又は波長掃引範囲））を用いて式（６）及び（１）を解いたところ、血流速度は１２．８ｍｍ／ｓｅｃと算出された。
【００８４】
図６に示す断層画像６００は、乳頭部周囲の断層の画像であり、算出された血流速度は乳頭周囲の血管の血流速度として知られている血流速度とよく一致している。そのため、本実施例に係る血流速度計測方法により、血流速度を適切に計測できたことが分かる。
【００８５】
上記のように、本実施例に係るＳＳ−ＯＣＴ装置１０は、出射する光の波長を掃引する波長掃引光源１１０と、取得部２３１と、伸長情報算出部２３３と、角度算出部２３４と、血流速度算出部２３５とを備えている。
【００８６】
取得部２３１は、波長掃引光源１１０から発せられる光を用いて被検体を光断層撮像することにより得た断層データを取得する。また、取得部２３１は、波長の掃引速度が１０ｋＨｚ未満の光を用いて、伸長情報の算出に用いる断層データを取得することができる。
【００８７】
伸長情報算出部２３３は、断層データを用いて、血管の像の伸長情報を算出する。より具体的には、伸長情報算出部２３３は、断層データを用いて血管の位置（本来の血管の像の位置）を求め、断層データを用いて血管の位置から血管の像が伸長している距離を伸長情報として求める。また、伸長情報算出部２３３は、血管の位置を求める際に用いる断層データとして、血管の像が伸長している距離を求める際に用いる断層データを取得するために用いた光の波長掃引速度よりも速い波長掃引速度の光を用いて取得された断層データを用いる。
【００８８】
角度算出部２３４は、断層データを用いて、血管を通る血流の向きと波長掃引光源１１０からの光に基づくサンプル光の血管への入射方向との間の角度情報を算出する。より具体的には、角度算出部２３４は、断層データを用いて血管の向きを特定し、血管の向き及び伸長情報算出部２３３が算出した伸長情報を用いて血流の向きを特定する。そして、角度算出部２３４は、特定した血流の向きとサンプル光の血管への入射方向との間の角度情報を算出する。
【００８９】
血流速度算出部２３５は、波長掃引光源１１０による光の波長掃引情報、伸長情報算出部２３３が算出した伸長情報、及び角度算出部２３４が算出した角度情報を用いて、血流の速度を算出する。なお、波長掃引情報には、波長掃引光源１１０の出射する光の中心波長、波長掃引幅、及び波長掃引速度が含まれる。
【００９０】
より具体的には、血流速度算出部２３５は、波長掃引光源１１０による光の波長掃引情報、伸長情報算出部２３３が算出した伸長情報、及び角度算出部２３４が算出した角度情報を用いて、式（６）及び（１）に従い血流速度を算出する。式（６）は、同一深さにある対象について、移動速度を有する対象及び移動速度を有さない対象についての干渉光の位相差から、光がドップラシフトを受ける比率を表す係数Ｃを求め、係数Ｃを中心波長に対応する角周波数ω０／２πに対して乗算したものである。式（６）は、位相変化量Δφを用いないため２πの不確定性の影響を受けずに、血管の像の伸長情報からドップラシフト周波数Δｆを算出することができる。このため、血流速度算出部２３５は、２πの不確定性の影響を受けず、速い血流速度についても算出することができる。
【００９１】
このように、本実施例によるＳＳ−ＯＣＴ装置１０によれば、従来の計測方法では位相変化量Δφが２πを超えてしまうような血流速度が速い血管部の血流速度、すなわち、従来の計測方法では計測できなかった速度領域の眼底血流速度をも計測することできる。
【００９２】
なお、上述のように、角度算出部２３４は、血管の像の伸長情報に含まれる血管の像の伸長方向に基づいて血流の向きを特定することができる。このため、角度算出部２３４は、血流の向きの算出に血管の像の継時的な変化等を用いる必要がなく、より効率的に血流の向きの特定を行うことができる。
【００９３】
なお、本実施例では、ステップＳ５０１において、血管の像が伸長している断層画像６００を取得した後に、通常のＯＣＴ撮影により被検眼Ｅの３次元データを取得しているが、３次元データを断層画像６００よりも先に取得してもよい。また、３次元データは、予め取得されメモリ２２０に記憶されていてもよい。また、取得部２３１は、既存の任意の方法で、ＯＣＴＡ（ＯＣＴ  Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）画像を取得してもよい。この場合には、伸長情報算出部２３３及び角度算出部２３４は、既存の任意の方法により、ＯＣＴＡ画像を用いて血管位置や血管の向きを特定してもよい。
【００９４】
また、本実施例において、伸長した血管の像を含む断層画像を取得する場合には、断層画像の生成時に行われる処理の一種であるゼロパディングは行わないこととしている。これは、ゼロパディングにより干渉信号に含まれる情報が増加すると、これに応じて干渉信号の周期と断層画像の画素位置との関係が変化するためである。これに対し、伸長した血管の像を含む断層画像の生成時にゼロパディングを行い、干渉信号の周期と断層画像の画素位置との関係を維持するように、式（６）にゼロパディングに応じた係数を乗算し、ドップラシフト周波数Δｆを算出してもよい。
【００９５】
（実施例２）
実施例１に係る血流速度計測方法では、通常のＯＣＴ撮影により取得したドップラシフトの影響を無視できる断層の情報と、低い波長掃引速度の光を用いて取得した断層データに基づいて、血流速度を計測した。これに対し、実施例２では、ドップラシフトの影響を受ける程度の互いに異なる掃引速度の光を用いて取得した複数の断層データに基づいて血流速度を計測する。
【００９６】
なお、実施例１ではＳＳ−ＯＣＴ装置１０について説明したが、本実施例では、Ｌｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置を用いて血流速度を計測する例を説明する。実施例１で説明した被検眼Ｅの眼底を２次元走査する通常のＳＳ−ＯＣＴでは、Ａスキャンにより眼底の奥行方向の１次元のデータを取得する。これに対し、Ｌｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴでは、水平方向（もしくは垂直方向）のガルバノミラーによる走査の代わりに、線状（ライン状）のビームを照射し、通常のＳＳ−ＯＣＴにおけるＢスキャン画像に対応する２次元のデータを一度に取得する。このため、Ｌｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置では、被検眼Ｅの眼底を１軸方向に走査することで、３次元データ（ボリュームデータ）を取得することができる。
【００９７】
以下、図７乃至１０（ｂ）を参照して本実施例によるＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置について説明する。なお、実施例１と同様の機能や処理に関しては、適宜省略し、実施例１と本実施例の差を中心に説明する。図７は、本実施例によるＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置のＯＣＴ光学系７００の概略的な構成を示す。
【００９８】
ＯＣＴ光学系７００には、波長掃引光源７０１、光ファイバカプラ７０２、偏光調整パドル７０３、ライン像形成光学系７１０、サンプル光学系７２０、参照光学系７３０、ビームスプリッタ７５０、及び撮像系７６０が設けられている。
【００９９】
波長掃引光源７０１は、実施例１の波長掃引光源１１０と同様の光源である。波長掃引光源７０１から出射された光は、光ファイバを介して光ファイバカプラ７０２に入射し、光ファイバカプラ７０２によって、サンプル光学系７２０に向かうサンプル光と参照光学系７３０に向かう参照光とに分割される。
【０１００】
サンプル光は、光ファイバを介してライン像形成光学系７１０へ導かれる。ライン像形成光学系７１０には、コリメータレンズ７１１、シリンドリカルレンズ７１２、レンズ７１３が設けられている。ライン像形成光学系７１０に入射した光は、コリメータレンズ７１１により平行光とされ、シリンドリカルレンズ７１２及びレンズ７１３を通って、平面７１４上にライン像を形成する。なお、図中、実線は紙面に垂直のサジタル方向において平面７１４上で集光する光線、破線は紙面に平行のタンジェンシャル方向において平面７１４上でコリメートされている光線を、それぞれ示している。
【０１０１】
サンプル光は、ライン像形成光学系７１０から出射すると、ビームスプリッタ７５０を通過してサンプル光学系７２０へ導かれる。サンプル光学系７２０には、フォーカスレンズ７２１、絞り７２５、ガルバノミラー７２２、及び対物レンズ系を形成するレンズ７２３，７２４が設けられている。
【０１０２】
フォーカスレンズ７２１は、ＯＣＴ光学系７００に接続される制御装置によって制御されるフォーカス駆動手段により図中矢印で示す光軸方向に駆動されることができ、フォーカスレンズ７２１を駆動することでサンプル光のフォーカスを調整できる。ここで、制御装置は、フォーカス駆動手段を制御し、平面７１４と被検眼Ｅの眼底とが光学的に共役になるように、フォーカスレンズ７２１を光軸上で駆動させる。ガルバノミラー７２２は、被検眼Ｅの前眼部と略共役な位置に角度可変に配置され、制御装置２００によって制御されるガルバノ駆動手段によって角度を変更するように駆動される。制御装置は、ガルバノ駆動手段を制御し、ガルバノミラー７２２を駆動させることで、眼底上に導かれた測定光によるライン像を眼底上で走査することができる。
【０１０３】
サンプル光学系７２０に入射した光は、フォーカスレンズ７２１及び絞り７２５を通り、ガルバノミラー７２２により反射され、レンズ７２３，７２４を経由して被検眼Ｅに入射し、眼底上にライン像を形成する。被検眼Ｅの眼底で反射散乱したサンプル光は、サンプル光学系７２０を戻った後、ビームスプリッタ７５０によって反射され、撮像系７６０へ導かれ、後述する平面７６１上に、サンプル光のライン像を形成する。
【０１０４】
一方、参照光は、光ファイバに設けられた偏光調整パドル７０３によって偏光調整された後、光ファイバを介して参照光学系７３０に導かれる。偏光調整パドル７０３は光ファイバを複数の環状に束ねて構成される。偏光調整パドル７０３は制御装置２００によって制御される偏光調整駆動手段によって駆動され、光ファイバを通る光の偏光状態を調整する。制御装置は、偏光調整手段を制御して偏光調整パドル７０３を駆動することで、サンプル光と参照光との干渉状態がよくなるように、サンプル光の偏光状態に対する参照光の偏光状態を調整できる。
【０１０５】
参照光学系７３０には、コリメータレンズ７３１、ＮＤフィルタ７３２、ミラー７３３，７３４、レトロリフレクタ７３５、シリンドリカルレンズ７３６、及びレンズ７３７が設けられている。ＮＤフィルタ７３２は、通過する光の光量を所望の量に減衰させることができる。レトロリフレクタ７３５は、制御装置によって制御されるリフレクタ駆動手段により図中矢印で示す参照光の光軸方向に駆動され、参照光の光路長を調整することができる。制御装置は、リフレクタ駆動手段を制御してレトロリフレクタ７３５を駆動することによって、サンプル光学系７２０と参照光学系７３０の光路長差を補正することができる。
【０１０６】
参照光学系７３０に入射した参照光は、コリメータレンズ７３１により平行光とされ、ＮＤフィルタ３２を通過し所定光量に減衰される。その後、参照光はコリメートされた状態を保持したまま、ミラー７３３，７３４で反射され、レトロリフレクタ７３５で折り返され、ミラー７３４，７３３で反射される。さらに、参照光はシリンドリカルレンズ７３６とレンズ７３７を通って、ビームスプリッタ７５０を透過した後に撮像系７６０へ導かれ、平面７６１上にライン像を形成する。
【０１０７】
撮像系７６０には、リレーレンズ光学系のレンズ７６２，７６３、シリンドリカルレンズ７６４，７６５、及びラインセンサ７６６が設けられている。参照光とサンプル光はビームスプリッタ７５０において合波され、平面７６１上で参照光とサンプル光との各々のライン像が干渉する。その干渉したライン像が、リレー光学系のレンズ７６２，７６３、シリンドリカルレンズ７６４，７６５を介して、ラインセンサ７６６で受光される。ラインセンサ７６６は受光したライン像に基づいて出力信号を生成し、出力信号を制御装置に送る。
【０１０８】
図８は、本実施例によるＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置７０の概略的な機能構成を示す。ＯＣＴ光学系７００には、実施例１と同様に、制御装置８００が接続されており、制御装置８００にはモニタ３００及び入力部４００が接続されている。ここで、モニタ３００及び入力部４００は、実施例１の構成と同様であるため説明を省略する。
【０１０９】
ＯＣＴ光学系７００には、上記構成に加えて、フォーカス駆動手段７７１、ガルバノ駆動手段７７２、リフレクタ駆動手段７７３、偏光調整駆動手段７７４が設けられている。また、制御装置８００には、サンプリング部８１０、メモリ８２０、及び制御部８３０が設けられている。メモリ８２０は、実施例１のメモリ２２０と同様であるため説明を省略する。
【０１１０】
サンプリング部８１０は、ＤＡＱボード（Ｄａｔａ  ＡｃＱｕｉｓｉｔｉｏｎ  ボード）等で構成され、ＯＣＴ光学系７００のラインセンサ７６６から出力信号を受け取り、出力信号をサンプリングして干渉信号を生成し、制御部８３０に送る。
【０１１１】
制御部８３０には、取得部８３１、駆動制御部８３２、伸長情報算出部８３３、角度算出部８３４、及び血流速度算出部８３５が設けられている。ここで、角度算出部８３４は実施例１の構成と同様であるため説明を省略する。
【０１１２】
取得部８３１は、サンプリング部８１０からライン像に対応する被検眼Ｅの断層の情報を含む干渉信号を取得する。なお、本実施例では取得部８３１は、ドップラシフトの影響を受ける、異なる波長掃引速度の光を用いて取得した干渉信号のそれぞれに基づいて、断層画像を生成・取得する。その他の機能は、実施例１の取得部２３１と同様であるため説明を省略する。
【０１１３】
駆動制御部８３２は、ＯＣＴ光学系７００の波長掃引光源７０１、ラインセンサ７６６、フォーカス駆動手段７７１、ガルバノ駆動手段７７２、リフレクタ駆動手段７７３、及び偏光調整駆動手段７７４等に接続され、これらを制御することができる。駆動制御部８３２の制御に従って、フォーカス駆動手段７７１はフォーカスレンズ７２１を駆動し、ガルバノ駆動手段７７２はガルバノミラー７２２を駆動する。また、駆動制御部８３２の制御に従って、リフレクタ駆動手段７７３はレトロリフレクタ７３５を駆動し、偏光調整駆動手段７７４は偏光調整パドル７０３を駆動する。また、駆動制御部８３２は、波長掃引光源７０１の波長掃引速度を制御することができる。
【０１１４】
伸長情報算出部８３３は、取得部８３１によって取得されたそれぞれの断層画像に基づいて、血流速度を計測する血管の像の位置を特定する。特に、本実施例による伸長情報算出部８３３は、実施例１による伸長情報算出部２３３と異なり、断層画像中の本来の血管の像の位置を特定せずに、比較される断層画像における伸長している血管の像の位置をそれぞれ特定する。その後、伸長情報算出部８３３は、Ａスキャン方向に伸長している血管の像の差分を伸長情報として算出する。伸長情報算出部８３３は、算出した伸長情報をメモリ８２０に記憶させることができる。
【０１１５】
血流速度算出部８３５は、伸長情報算出部８３３で算出された血管の像間の差分を含む伸長情報及び波長掃引情報から、血管の像の伸長している量を特定する。その後血流速度算出部８３５は、特定した血管の像の伸長している量と、波長掃引情報と、角度算出部８３４で算出された角度情報とを用いて血流速度を算出する。
【０１１６】
なお、制御装置８００は汎用又はＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置７０専用のコンピュータとして構成することができる。また、制御部８３０の各構成要素は、ＣＰＵやＭＰＵ等の演算装置によって実行されるソフトウェアモジュールによって構成されてもよいし、ＡＳＩＣ等の特定の機能を果たす回路等によって構成されてもよい。また、メモリ８２０は任意のメモリや光学ディスク等の任意の記憶媒体等によって構成されてよい。
【０１１７】
なお、ラインセンサ７６６からの出力信号は、ガルバノ駆動手段７７２のガルバノ駆動位置に対応するラインセンサ７６６の画素毎に、サンプリング部８１０により、波長掃引光源７０１の１回の波長掃引に対応してサンプリングされる。これにより、サンプリング部８１０は、１回の波長掃引に対応した１つの干渉信号を生成する。また、サンプリング部８１０は、次のガルバノ駆動位置に対応する画素毎に波長掃引光源７０１の次の波長掃引に対応したサンプリングにより次の干渉信号を生成する。
【０１１８】
以降はこの繰り返しで干渉信号が次々に生成される。サンプリング部８１０で生成された干渉信号は、メモリ８２０にガルバノ駆動位置とともに記憶される。取得部８３１は、メモリ８２０に記憶された１つの干渉信号を周波数解析し、被検眼Ｅの眼底の２次元の断層画像を生成する。制御部８３０は、生成した断層画像をモニタ３００に表示することができる。なお、取得部８３１が、複数の断層信号及びガルバノ駆動位置情報に基づいて、三次元の眼底ボリューム画像を生成し、制御部８３０が眼底ボリューム画像をモニタ３００に表示することもできる。
【０１１９】
次に、図９と図１０を参照して、本実施例に係る血流速度計測方法について説明する。図９は本実施例に係る血流速度計測方法のフローチャートである。また、図１０（ａ）は、被検眼Ｅの眼底正面像の一例を示し、図１０（ｂ）は異なる波長掃引速度の光を用いて取得された断層画像を示す。なお、ステップＳ９０４〜ステップＳ９０６の各工程での処理は、実施例１に係るステップＳ５０４〜Ｓ５０６の各工程での処理と同様であるため、説明を省略する。本実施例に係る血流速度計測方法が開始されると、処理はステップＳ９０１に移行する。
【０１２０】
ステップＳ９０１では、駆動制御部８３２が波長掃引光源７０１の波長掃引条件やサンプリング部８１０のサンプリング条件を実施例１と同様の条件に設定して、被検眼Ｅを光干渉断層撮像することで、取得部８３１が干渉信号を取得する。具体的には、波長掃引条件及びサンプリング条件を、Ａスキャンレート１ｋＨｚ、波長掃引幅７０ｎｍ、中心波長８４５ｎｍ、及びサンプリングレート３ＭＨｚに設定して干渉信号の取得を行う。なお、実施例１と同様に、説明の簡略化のため、本実施例でも波長の一掃引後のウェイトタイムを０としている。このため、以下、波長掃引光源７０１のＡスキャンレートは、波長掃引時間の逆数に対応するものとして説明する。
【０１２１】
その後、被検眼Ｅの同一箇所について、駆動制御部８３２がＡスキャンレートを５００Ｈｚに遅くし、その他の条件は同一として、光干渉断層撮像することで、取得部８３１が干渉信号を取得する。これにより、取得部８３１は、互いに異なる波長掃引速度（Ａスキャンレート）の光を用いて被検眼Ｅの同一箇所を光断層撮像することで、ドップラシフトの影響による血管の像の伸長距離が互いに異なる複数の断層画像を取得することができる。
【０１２２】
なお、ドップラシフトの影響による血管の像の伸長距離が互いに異なる複数の断層画像を取得するための、波長掃引条件やサンプリング条件は上記条件に限られず、所望の構成に応じて任意に設定されてよい。波長掃引速度に関しては、互いに異なるように設定されればよい。また、サンプリング条件についても互いに異なるように設定されてもよい。
【０１２３】
その後、ステップＳ９０１では、実施例１のステップＳ５０１と同様に、取得部８３１が通常のＯＣＴ撮影により、被検眼Ｅの３次元データを取得する。なお、各干渉信号及び３次元データを取得する順番はこれに限られず、先に３次元データが取得されてもよいし、遅い波長掃引速度の光を用いた断層画像の取得が速い波長掃引速度の光を用いた断層画像の取得よりも先に行われてもよい。また、取得部８３１は、取得した複数の断層画像及び３次元データを既存の任意の方法により位置合わせすることができる。また、当該位置合わせは伸長情報算出部８３３によって行われてもよい。
【０１２４】
ここで、図１０（ａ）は３次元データから生成された眼底正面画像１０１０を示す。眼底正面画像１０１０は、取得部８３１によって３次元データの所望の深さ位置における光軸と直交する面のデータに基づいて生成することができる。眼底正面画像１０１０におけるハッチング部分１０１１は乳頭部を示す。眼底正面画像１０１０を参照すると、乳頭部から血管が延在していることが分かる。なお、眼底正面画像１０１０は、説明のために示しており、必ずしも生成・取得する必要はない。また、眼底正面画像１０１０は、例えば、走査型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ：Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）等の不図示の任意の眼底観察光学系を用いて取得されてもよい。
【０１２５】
図１０（ｂ）は、眼底正面画像１０１０における破線部分の被検眼Ｅの箇所について、波長掃引速度が互いに異なる光を用いて取得した断層画像１０２０，１０３０の一例を示す。断層画像１０２０は、Ａスキャンレート１ｋＨｚの光を用いて取得した断層画像であり、断層画像１０３０は、Ａスキャンレート５００Ｈｚの光を用いて取得した断層画像である。断層画像１０２０，１０３０には、硝子体１０２２，１０３２、及び脈絡膜及びその深部に存在する強膜部１０２１，１０３１が示されている。これらは、明確に画像化されにくい箇所である。
【０１２６】
また、断層画像１０２０，１０３０には、伸長している血管の像が示されており、断層画像１０２０には計測対象である血管の像の伸長している距離ｘＡが示され、断層画像１０３０には計測対象である血管の像の伸長している距離ｘＢが示されている。また、図１０（ｂ）には、距離ｘＡ及び距離ｘＢの差分（伸長している血管の像間の差分）Δｄが示されている。図１０（ｂ）を参照すると、波長掃引速度が互いに異なる光を用いて取得された断層画像１０２０，１０３０では、血流速度が同一であっても血管の像が伸長する量が異なって観察されることが分かる。
【０１２７】
ステップＳ９０２では、伸長情報算出部８３３が、互いに異なる波長掃引速度（Ａスキャンレート）の光を用いて取得した断層画像１０２０，１０３０において、計測対象となる血管の像の位置（伸長している血管の像の位置）を特定する。血管の像の位置の特定は、実施例１と同様に、断層画像やデータに含まれる画素値（輝度値）等に基づいて、任意の方法で特定されてよい。
【０１２８】
ステップＳ９０３では、伸長情報算出部８３３が、互いに異なる波長掃引速度の光を用いて取得した断層画像１０２０，１０３０における、計測対象となる伸長している血管の像間の深さ方向の差分Δｄを、血管の像の伸長情報として算出する。伸長情報算出部８３３は、血管の像の伸長している距離ｘＡ，ｘＢを用いずに、位置合わせされている断層画像１０２０，１０３０における伸長している血管の像の深さ方向の位置の差分を算出することで、差分Δｄを算出することができる。
【０１２９】
なお、伸長情報算出部８３３は、血管の像の伸長方向を差分Δｄの±により表すことができる。また、伸長情報算出部８３３は、差分Δｄとは別に血管の像の伸長方向を伸長情報に含めてもよい。なお、血管の像の伸長方向は、断層画像１０２０，１０３０のいずれでも同じであるため、どちらの断層画像から把握されてもよい。伸長情報算出部８３３は、算出した伸長情報をメモリ８２０に記憶することができる。
【０１３０】
その後、ステップＳ９０４〜ステップＳ９０６において、角度算出部８３４が、実施例１と同様に、血流の向きとサンプル光の入射方向との間の角度θを角度情報として算出する。なお、血流の向きを特定する際に、角度算出部８３４は、差分Δｄの±又は伸長情報に含まれる血管の像の伸長方向を用いることができる。
【０１３１】
ステップＳ９０７では、血流速度算出部８３５が、波長掃引速度が互いに異なる光を用いて取得された断層画像１０２０，１０３０における血管の像間の差分Δｄを含む伸長情報と、波長掃引情報と、角度情報である角度θを用いて血流速度を算出する。より具体的には、血流速度算出部８３５が、差分Δｄを含む伸長情報及び波長掃引情報に基づいて、断層画像１０２０，１０３０のいずれかにおける血管の像の伸長している量を特定する。そして、特定した血管の像の伸長している量と、波長掃引情報と、角度θを用いて血流速度を算出する。
【０１３２】
本実施例では、波長掃引速度が互いに異なる光を用いて断層画像を取得することで、式（６）に用いられる時間ｔ１，ｔ２の値が、光の波長掃引速度に応じて互いに異なる値を有する式を２つ作成することができる。以下、波長掃引光源７０１がＡスキャンレート１ｋＨｚの光を発する場合の時間ｔ１，ｔ２を時間ｔ１Ａ，ｔ２Ａとし、Ａスキャンレート５００Ｈｚの光を発する場合の時間ｔ１，ｔ２を時間ｔ１Ｂ，ｔ２Ｂとする。
【０１３３】
ここで式（６）は、ドップラシフト周波数Δｆを算出するものである。そのため、同一の血流速度を測定する場合は、波長掃引速度が互いに異なる光を用いて干渉信号を取得しても、同一のドップラシフト周波数Δｆが算出されることになる。従って、Ａスキャンレート１ｋＨｚ及びＡスキャンレート５００Ｈｚの光に関するパラメータを用いて作成された式（６）の答えは等しく、以下の等式で記載できる。
【数９】
2019198528.tif 000011
【０１３４】
ここで、距離ｘＡ，ｘＢは、血管の像が伸長した量を指しているため、ｘＢ＝ｘＡ＋Δｄと書き直すことができる。これを利用すると、上式は式（７）のように書き直すことができ、ｘＡを算出することができる。
【数１０】
2019198528.tif 000012
ただし、
【数１１】
2019198528.tif 000013
【数１２】
2019198528.tif 000014
とする。
【０１３５】
血流速度算出部８３５は、算出された距離ｘＡをｘとし、実施例１と同様に、血管の像が伸長している量（ｘ）と、波長掃引情報、眼底の屈折率ｎ、及び角度θを用いて、式（６）及び（１）に従い血流速度を算出することができる。なお、波長掃引情報としては、距離ｘＡに関する波長掃引速度等の情報が用いられる。
【０１３６】
制御装置８００は、ステップＳ９０７において、血流速度が算出されたら、処理を終了する。
【０１３７】
ここで、図１０（ａ）及び（ｂ）を参照して、本実施例に係る血流速度計測方法を用いて、血流速度を算出した例について述べる。本例では、伸長している血管の像の差分Δｄは４６画素であり、血流の向きとサンプル光の入射方向との角度θは３°であった。なお、屈折率ｎは眼底の屈折率１．３３５とする。
【０１３８】
これらパラメータと、上述した波長掃引光源７０１の波長掃引情報（Ａスキャンレート、及び波長掃引範囲）を用いて式、（７）、（６）及び（１）を解いたところ、血流速度は２４ｍｍ／ｓｅｃと算出された。計測対象とした血管の血流速度は、最も血流速度の速い乳頭内の血管であり、従来から知られている血流速度とよく一致している。そのため、本実施例に係る血流速度計測方法によって、血流速度を適切に計測できたことが分かる。
【０１３９】
上記のように、本実施例によるＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置７０では、取得部８３１は、波長掃引光源７０１から発せられた光を線状の光として用いて得た２次元方向の断層データを取得する。このため、サンプル光を１次元方向に走査して２次元方向の断層データを取得するＯＣＴ装置と比べて、短い時間で２次元方向の断層データを取得することができる。
【０１４０】
また、伸長情報算出部８３３が、波長の掃引速度が互いに異なる光を用いて取得された断層データを用いて、各々の断層データに含まれる血管の像間の差分Δｄを算出する。伸長情報算出部８３３は差分Δｄを用いて伸長情報を算出する。なお、本実施例では、伸長情報算出部８３３は、差分Δｄを伸長情報として算出する。血流速度算出部８３５は、像間の差分を算出する際に用いられた断層データに関連する波長の掃引速度が互いに異なる光の各々の波長掃引情報を用いて、血流速度を算出する。
【０１４１】
本実施例では、伸長情報算出部８３３が、波長の掃引速度が互いに異なる光を用いて複数の断層データを取得し、複数の断層データに含まれる伸長した血管の像間の差分を伸長情報として求める。このため、本実施例では、伸長情報を求める際に断層データにおける本来の血管の像の位置を特定することなく、血流速度を算出することができる。また、本実施例に係るＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置７０であっても、２πの不確定性の影響を受けないため、従来の計測方法では計測できなかった速度領域の眼底血流速度をも計測することできる。
【０１４２】
なお、本実施例においては、血流速度算出部８３５が、伸長情報算出部８３３によって算出した血管の像間の差分Δｄと波長掃引情報を用いて、式（７）に従い、血管の像の伸長している量（ｘ）を求めた。しかしながら、伸長情報算出部８３３が、差分Δｄと波長掃引情報を用いて、式（７）に従い、血管の像の伸長している量（ｘ）を求め、血管の像の伸長している量（ｘ）を伸長情報としてもよい。この場合には、血流速度算出部８３５は、伸長情報に含まれる血管の像の伸長している量（ｘ）と、波長掃引情報と、角度θを用いて、式（６）に従い、血流速度を算出することができる。
【０１４３】
また、本実施例においても、伸長した血管の像を含む断層画像を取得する場合には、断層画像の生成時に行われる処理の一種であるゼロパディングは行わないこととしている。しかしながら、伸長した血管の像を含む断層画像の生成時にゼロパディングを行い、干渉信号の周期と断層画像の画素位置との関係を維持するように、式（６）にゼロパディングに応じた係数を乗算し、ドップラシフト周波数Δｆを算出してもよい。
【０１４４】
（実施例３）
実施例２では、波長掃引条件等が異なる撮影条件にて取得した２つの断層画像における血管の像の伸長している距離の差を用いて血流速度を算出する。この血流速度の算出過程では、式（７）により、２つの断層画像のいずれかにおける血管の像の伸長している距離ｘＡを算出する。そこで、実施例３では、この血管の像の伸長している距離ｘＡを用いて断層画像における血管の位置を特定し、血管画像の生成を行う。
【０１４５】
以下、図１１乃至１３を参照して、本実施例に係る血管画像表示処理について、実施例２に係る処理との違いを中心として説明する。なお、説明の簡略化のため、同様の構成については同一の参照符号を用いて表し、説明を省略する。図１１は、本実施例に係る制御装置の制御部１１３０の概略的な構成を示す。なお、本実施例に係るＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置の制御部１１３０以外の構成は、実施例２に係るＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置７０と同様であるため、説明を省略する。また、制御部１１３０における、取得部８３１、駆動制御部８３２、伸長情報算出部８３３、角度算出部８３４及び血流速度算出部８３５は、実施例２に係るこれら構成要素と同様のものであるため、同一の参照符号を用いて表し、説明を省略する。
【０１４６】
本実施例に係る制御部１１３０には、取得部８３１、駆動制御部８３２、伸長情報算出部８３３、角度算出部８３４、及び血流速度算出部８３５に加えて、血管位置特定部１１３６、及び血管画像生成部１１３７が設けられている。
【０１４７】
血管位置特定部１１３６は、伸長情報算出部８３３が算出した伸長情報である、血管の像の伸長している距離ｘＡを用いて、断層画像における本来の血管の位置を特定する。血管位置特定部１１３６は、特定した血管の位置を、角度算出部８３４や血流速度算出部８３５によって算出した当該血管に対応する血流の向きや血流速度と関連付けてメモリ８２０に記憶させることができる。例えば、血管位置特定部１１３６は、特定された血管の位置情報と、当該血管に対応する血流の向きや血流速度の情報とを関連付けたテーブルを生成し、メモリ８２０に記憶させることができる。
【０１４８】
血管画像生成部１１３７は、血管位置特定部１１３６が特定した血管の位置に基づいて、血管の３次元画像を生成する。具体的には、血管画像生成部１１３７は、３次元データに含まれる各断層画像における特定された血管の位置情報に基づいて、血管の３次元構造の情報を生成する。その後、血管画像生成部１１３７は、生成された血管の３次元構造の情報、及び各血管に関連付けられた血流の向きの情報や血流速度の情報に基づいて各血管を示す画素値を決定する。これにより、血管画像生成部１１３７は、血管の３次元構造を示す３次元血管画像を生成することができる。
【０１４９】
図１２は、本実施例に係る血管画像表示処理のフローチャートである。本実施例に係る血管画像表示処理において、断層画像１０２０，１０３０を用いて血流速度を算出するまでの処理は、実施例２に係るステップＳ９０１からステップＳ９０７までの処理と同様である。ステップＳ９０７において、血流速度が算出されると、処理はステップＳ１２０１に移行する。
【０１５０】
ステップＳ１２０１では、血管位置特定部１１３６が、断層画像１０２０におけるＡスキャン方向に伸長している血管の像の位置から、像が伸長している方向と逆方向に、ステップＳ９０３で算出された距離ｘＡにある箇所１３０１をプロットする（図１３）。血管位置特定部１１３６は、断層画像１０２０に含まれるすべての血管の像がＡスキャン方向に伸長している位置について、当該処理を適用する。血管位置特定部１１３６は、この処理によりプロットした箇所１３０１に基づいて、断層画像１０２０において本来の血管の位置を特定することができる。血管位置特定部１１３６は、特定した血管位置を、角度算出部８３４や血流速度算出部８３５によって算出した当該血管に対応する血流の向きや血流速度と関連付けてメモリ８２０に記憶させる。
【０１５１】
ステップＳ１２０２では、制御部１１３０が、ステップＳ９０１で取得されたすべての断層画像について、血管位置特定処理が行われたか否かを判定する。制御部１１３０は、血管位置特定処理が行われていない断層画像がある場合には、処理をステップＳ９０２に戻して、当該処理が行われていない断層画像についてステップＳ９０２以降の処理を行う。
【０１５２】
一方で、制御部１１３０が、血管位置特定処理をすべての断層画像について行ったと判定したら、処理をステップＳ１２０３に移行する。
【０１５３】
ステップＳ１２０３では、血管画像生成部１１３７が、取得されたすべての断層画像、すなわち、眼底の３次元データについて特定された血管の位置に基づいて、血管の３次元構造の情報を生成する。その後、血管画像生成部１１３７は、血管の３次元構造の情報、及び各血管に関連付けられた血流の向きの情報や血流速度の情報に基づいて各血管を示す画素値を決定する。
【０１５４】
本実施例では、血管画像生成部１１３７は、例えば、最も血流速度が速い血管を白く、最も血流速度が遅い血管を黒く、その他の血流速度の血管については血流速度に応じた中間階調の色となるように、画素値を決定する。これにより、血管の３次元構造とその血流速度の関連を表わす３次元血管画像を生成することができる。また、血管画像生成部１１３７は、３次元血管画像において、血流の向きを血管の３次元構造の周辺に矢印等の指標を付すことで各血管における血流の向きを表すことができる。
【０１５５】
ステップＳ１２０４では、モニタ３００が、血管画像生成部１１３７によって生成した３次元血管画像を表示する。なお、３次元血管画像の表示方法は、任意であってよい。例えば、一般的に知られるボリュームレンダリング等の方法で３次元血管画像を表示してもよい。
【０１５６】
上記のように、本実施例によるＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置は、血管の像の伸長情報を用いて血管の位置を特定する血管位置特定部１１３６と、血管位置特定部１１３６により特定された血管位置に基づいて血管画像を生成する血管画像生成部１１３７を備える。より具体的には、血管画像生成部１１３７は、特定された血管位置に基づいて血管の構造の情報を生成し、血管の構造の情報と血流速度算出部８３５によって算出した血流の速度に基づいて血管画像を生成する。
【０１５７】
本実施例に係る血管画像表示処理によれば、血流速度の算出過程の情報から血管の位置を特定し、特定した血管の位置と算出した血流速度の情報を用いて３次元血管画像を生成することで、血管の３次元構造及び血流速度の情報を一度に表示できる。このため、検者は、３次元血管画像により血管の３次元構造と、適切に計測された血流速度とを一度に把握することができる。また、血流の向きを３次元血管画像に表すことで、検者は血管の３次元構造や血流速度と併せて各血管における血流の向きも把握することができる。
【０１５８】
なお、本実施例では、血流速度に基づいて３次元血管画像の画素値を決定したが、血流の向きに基づいて３次元血管画像の画素値を決定してもよい。この場合には、血管画像生成部１１３７は血流の向きに応じて血管の色が白又は黒になるように画素値を決定することができる。このようにして生成された３次元血管画像によれば、血管の３次元構造と、各血管における血流の向きを一度に表示することができる。また、この場合には、血流速度を血管の３次元構造の周囲に表示してもよい。
【０１５９】
さらに、３次元血管画像の画素値の決定方法は上記方法に限られず、３次元血管画像の画素値は任意の方法で決定されてよい。例えば、血流速度の±に応じて、＋の値が高いほど血管を白く、−の値が高いほど黒くなるように画素値を決定してもよい。この場合には、血流速度が±０に近づくと色による血流の向きの把握が難しくなるため、血管の周囲に血流の向きに応じた矢印を表してもよい。また、血流速度を色の彩度、血流の向きを色相で示すように、３次元血管画像をカラー画像として生成できるように画素値を決定してもよい。なお、カラー画像を生成する場合には、各血管像について透明度αを設定してもよい。
【０１６０】
本実施例では、血管位置の特定処理を血流速度算出処理の後に行う構成としているが、血管位置の特定処理を行うタイミングはこれに限られない。血管の位置の特定処理を行うタイミングは、血管の伸長情報を取得した後であればよく、例えば、血流速度算出のための処理（ステップＳ９０４〜Ｓ９０７）と並列に行われてもよいし、これら処理より前に行われてもよい。
【０１６１】
また、本実施例では断層画像毎に血流速度の算出を行ったが、例えば、通常のＯＣＴ撮影により取得した３次元データから、断層画像間における同一の血管を特定し、同一の血管については１回の血流速度算出を行い、共通の血流速度として記憶させてもよい。また、血管の所定の間隔ごとに血流速度の算出を行うこととしてもよいし、血管の分岐ごとに血流速度の算出を行うようにしてもよい。
【０１６２】
さらに、本実施例では、断層情報取得処理で取得したすべての断層画像について、血流速度の算出や血管位置の特定を行ったが、一部の断層画像のみについて、これら処理を行い、３次元血管画像を生成・表示してもよい。例えば、連続して取得した一部の断層画像のみにこれら処理を行ってもよいし、すべての断層画像のうち所定の間隔（Ｃスキャン位置）毎の断層画像のみにこれら処理を行ってもよい。また、断層画像における所定の深さ方向範囲に含まれる血管にのみこれら処理を行ってもよい。
【０１６３】
なお、上記実施例１乃至３において、血管の像が伸長している量、又は２枚の断層画像間での伸長している血管の像間の差分を算出する際に用いる断層画像は、１回の撮影で取得された断層画像に限られない。まず、被検眼Ｅの同一箇所を繰り返し走査し、同一の波長掃引条件及びサンプリング条件（撮影条件）で複数回撮影することで複数の断層画像を取得する。このように取得した複数の断層画像を平均したＳＮ比のよい断層画像を用いて、血管の像の伸長している量や像間の差分を算出してもよい。この場合には、血管の像の伸長している量や像間の差分をより定量化しやすく、精度の高い血流速度計測が行える。
【０１６４】
実施例１乃至３では、伸長情報算出部２３３，８３３が血管の像の位置を特定し、血管の像の伸長情報を取得した。また、角度算出部２３４，８３４が、血管の向き及び血流の向きを特定し、角度θを算出した。しかしながら、これらの構成における機能の一部を、別個の構成によって実現してもよい。この場合には、これら機能の全てを果たすための構成をまとめた構成が伸長情報算出部や角度算出部として把握される。
【０１６５】
なお、実施例１ではＳＳ−ＯＣＴ装置１０について説明し、実施例２及び３ではＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置７０について説明したが、これら実施例に係る血流速度計測方法を適用する装置はこれに限られない。実施例１に係る血流速度計測方法をＬｉｎｅ−ＳＳ−ＯＣＴ装置に適用してもよいし、実施例２及び３に係る血流速度計測方法をＳＳ−ＯＣＴ装置に適用してもよい。また、制御装置２００，８００を血流速度計測装置とし、血流速度計測装置に実施例１、２、又は３に係る血流速度計測方法を適用し、装置に接続されるＯＣＴ光学系１００，７００等から取得した干渉信号や波長掃引情報に基づいて血流速度を計測してもよい。
【０１６６】
なお、上記実施例１乃至３による処理は、断層画像の輝度値に基づいて行われる構成に限られない。上記各種処理は、干渉信号にフーリエ変換を施した信号、該信号に任意の処理を施した信号、及びこれらに基づく断層画像等を含む断層データに対して適用されてよい。これらの場合も、上記構成と同様の効果を奏することができる。
【０１６７】
また、上記実施例１乃至３では、取得部２３１，８３１は、ＯＣＴ光学系１００，７００を用いて取得された干渉信号、及び取得部２３１，８３１で生成した干渉データや断層画像を取得した。しかしながら、取得部２３１，８３１がこれらの信号を取得する構成はこれに限られない。例えば、取得部２３１，８３１は、制御装置２００，８００とＬＡＮ、ＷＡＮ、又はインターネット等を介して接続されるサーバや撮影装置からこれらの信号を取得してもよい。また、この場合、取得部２３１，８３１は、各信号を取得した際の波長掃引光源のＡスキャンレートや中心波長、波長掃引幅等を含む波長掃引情報をともに取得することができる。
【０１６８】
なお、サンプリング部２１０は、ＯＣＴ光学系１００に設けられていてもよい。さらに、ＯＣＴ光学系１００では、分割手段としてカプラを使用したファイバ光学系を用いているが、コリメータとビームスプリッタを使用した空間光学系を用いてもよい。また、ＯＣＴ光学系１００の構成は、上記の構成に限られず、ＯＣＴ光学系１００に含まれる構成の一部をＯＣＴ光学系１００と別体の構成としてもよい。
【０１６９】
さらに、ＯＣＴ光学系１００の干渉計としてマッハツェンダー型干渉計の構成を用いているが、干渉計の構成はこれに限られない。例えば、ＯＣＴ光学系１００の干渉計はマイケルソン干渉計の構成を有していてもよい。
【０１７０】
なお、上記実施例１乃至３では被検体を被検眼Ｅとして説明したが、本発明はこれに限定されない。例えば、被検体は、皮膚や臓器等でもよい。この場合、本発明は、眼科装置以外に、内視鏡等の医療機器に適用することができる。
【０１７１】
（その他の実施例）
本発明は、上述の実施例の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。
【０１７２】
以上、実施例を参照して本発明について説明したが、本発明は上記実施例に限定されるものではない。本発明の趣旨に反しない範囲で変更された発明、及び本発明と均等な発明も本発明に含まれる。また、上述の各実施例及び変形例は、本発明の趣旨に反しない範囲で適宜組み合わせることができる。
【符号の説明】
【０１７３】
１０：光干渉断層撮像装置、１１０：波長掃引光源（光源）、２３１：取得部、２３３：伸長情報算出部、２３４：角度算出部、２３５：血流速度算出部（速度算出部）、Ｅ：被検眼（被検体）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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