JP2017042602A - Blood flow measuring device - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To improve the accuracy of blood flow measurement.SOLUTION: A blood flow measuring device according to an embodiment comprises a data acquiring unit, a displacement detecting unit, and a data processing unit. The data acquiring unit acquires data of a subject eye by using optical coherence tomography. The displacement detecting unit detects the displacement of the subject eye. The data processing unit generates blood flow information of the subject eye on the basis of the data acquired by the data acquiring unit and the displacement detected by the displacement detecting unit.SELECTED DRAWING: Figure 4

Description

この発明は血流計測装置に関する。   The present invention relates to a blood flow measuring device.

光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）は、対象の形態の計測だけでなく、その機能の計測にも利用される。例えば、ＯＣＴを用いて生体の血流計測を行うための装置が知られている。ＯＣＴを用いた血流計測は、眼底血管などに応用されている。   Optical coherence tomography (OCT) is used not only for measuring the form of an object but also for measuring its function. For example, 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.

特開２０１３−１８４０１８号公報JP2013-184018A 特開２００９−１６５７１０号公報JP 2009-165710 A 特表２０１０−５２３２８６号公報Special table 2010-523286

一般に、ＯＣＴを用いて血流情報を取得するには、計測対象である血管の向きを推定することが必要である。これは、血管に対する測定光の入射方向と血流方向（血管の向き）との間の角度に応じて変化するドップラー周波数シフトに基づいて血流情報を求めるからである。   In general, in order to acquire blood flow information using OCT, it is necessary to estimate the direction of a blood vessel to be measured. This is because blood flow information is obtained based on a Doppler frequency shift that changes according to the angle between the incident direction of the measurement light on the blood vessel and the blood flow direction (blood vessel direction).

血流計測においては、計測対象となる断面（注目断面）における血管の向きを推定するためのＯＣＴ（第１走査）と、ドップラーＯＣＴ（第２走査）とが行われる。対象が生体眼である場合、眼球運動により第１走査時と第２走査時との間に被検眼が変位し、ドップラーＯＣＴにおける測定光の血管に対する実際の角度と、演算に用いられる角度（つまり、第１走査から得られる角度）との間に誤差が生じることがある。この角度の誤差は血流情報（血流速度）の演算結果に誤差を与えるため、血流情報の確度の低下を招く。   In blood flow measurement, OCT (first scan) and Doppler OCT (second scan) for estimating the direction of a blood vessel in a cross-section (target cross-section) to be measured are performed. When the target is a living eye, the eye to be examined is displaced between the first scan and the second scan due to eye movement, and the actual angle of the measurement light in the Doppler OCT with respect to the blood vessel and the angle used in the calculation (that is, , An angle obtained from the first scan) may occur. This error in angle gives an error to the calculation result of blood flow information (blood flow velocity), and thus the accuracy of blood flow information is reduced.

この発明の目的は、血流計測の確度の向上を図ることにある。   An object of the present invention is to improve the accuracy of blood flow measurement.

実施形態の血流計測装置は、データ取得部と、変位検出部と、データ処理部とを備える。データ取得部は、光コヒーレンストモグラフィを用いて被検眼のデータを取得する。変位検出部は、被検眼の変位を検出する。データ処理部は、データ取得部により取得されたデータと変位検出部により検出された変位とに基づいて、被検眼の血流情報を生成する。   The blood flow measurement device according to the embodiment includes a data acquisition unit, a displacement detection unit, and a data processing unit. The data acquisition unit acquires data of the eye to be examined using optical coherence tomography. The displacement detector detects the displacement of the eye to be examined. The data processing unit generates blood flow information of the eye to be examined based on the data acquired by the data acquisition unit and the displacement detected by the displacement detection unit.

この発明によれば、血流計測の確度の向上を図ることができる。   According to this invention, the accuracy of blood flow measurement can be improved.

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。It is a schematic diagram showing an example of composition of a blood flow measuring device concerning an embodiment. 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。It is a schematic diagram showing an example of composition of a blood flow measuring device concerning an embodiment. 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。It is a schematic diagram showing an example of composition of a blood flow measuring device concerning an embodiment. 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。It is a schematic diagram showing an example of composition of a blood flow measuring device concerning an embodiment. 実施形態に係る血流計測装置の動作の一例を説明するための概略図である。It is the schematic for demonstrating an example of operation | movement of the blood-flow measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る血流計測装置の動作の一例を説明するための概略図である。It is the schematic for demonstrating an example of operation | movement of the blood-flow measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る血流計測装置の動作の一例を説明するための概略図である。It is the schematic for demonstrating an example of operation | movement of the blood-flow measuring device which concerns on embodiment. 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。It is a flowchart showing an example of operation | movement of the blood-flow measuring device which concerns on embodiment.

実施形態に係る血流計測装置について図面を参照しながら詳細に説明する。実施形態に係る血流計測装置は、ＯＣＴを用いて生体眼の断層像や３次元画像を形成する。この明細書に記載の引用文献の内容を実施形態に援用することができる。   A blood flow measurement device according to an embodiment will be described in detail with reference to the drawings. The blood flow measurement device according to the embodiment forms a tomographic image or a three-dimensional image of a living eye using OCT. The contents of the cited references described in this specification can be incorporated into the embodiments.

以下の実施形態では、フーリエドメインＯＣＴ（特にスペクトラルドメインＯＣＴ）を用いて眼底のＯＣＴを行う血流計測装置について説明する。なお、ＯＣＴのタイプはスペクトラルドメインには限定されず、例えばスウェプトソースＯＣＴであってよい。また、実施形態に係る血流計測装置はＯＣＴ装置と眼底カメラとの複合機であるが、眼底カメラ以外の眼底撮影装置、例えばＳＬＯ（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）、スリットランプ、眼科手術用顕微鏡などにＯＣＴ装置を組み合わせてもよい。なお、血流計測装置は、ＯＣＴ機能を具備していれば十分であり、眼底撮影機能を備える必要はない。   In the following embodiments, a blood flow measurement device that performs OCT of the fundus using Fourier domain OCT (particularly, spectral domain OCT) will be described. Note that the type of OCT is not limited to the spectral domain, and may be, for example, a swept source OCT. In addition, the blood flow measurement device according to the embodiment is a complex machine of an OCT device and a fundus camera. You may combine an apparatus. Note that the blood flow measurement device is sufficient if it has an OCT function, and does not need to have a fundus imaging function.

［構成］
図１に示すように、血流計測装置１は、眼底カメラユニット２、ＯＣＴユニット１００及び演算制御ユニット２００を含む。眼底カメラユニット２は、従来の眼底カメラとほぼ同様の光学系を備える。ＯＣＴユニット１００は、眼底のＯＣＴ画像を取得するための光学系を備える。演算制御ユニット２００は、各種の演算や制御を実行するコンピュータを備える。 [Constitution]
As shown in FIG. 1, 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 includes an optical system that is almost the same as that of a conventional fundus camera. The OCT unit 100 includes an optical system for acquiring an OCT image of the fundus. The arithmetic control unit 200 includes a computer that executes various calculations and controls.

（眼底カメラユニット２）
図１に示す眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの表面形態を表す２次元画像（眼底像）を取得するための光学系が設けられている。眼底像には、観察画像や撮影画像などが含まれる。観察画像は、例えば、近赤外光を用いて所定のフレームレートで形成されるモノクロの動画像である。撮影画像は、例えば、可視光をフラッシュ発光して得られるカラー画像、又は近赤外光若しくは可視光を照明光として用いたモノクロの静止画像であってもよい。眼底カメラユニット２は、これら以外の画像、例えばフルオレセイン蛍光画像やインドシアニングリーン蛍光画像や自発蛍光画像などを取得可能に構成されていてもよい。 (Fundus camera unit 2)
The fundus camera unit 2 shown in FIG. 1 is provided with an optical system for obtaining a two-dimensional image (fundus image) representing the surface form of the fundus oculi Ef of the eye E to be examined. The fundus image includes an observation image and a captured image. The observation image is, for example, a monochrome moving image formed at a predetermined frame rate using near infrared light. The captured image may be, for example, a color image obtained by flashing visible light, or a monochrome still image using near infrared light or visible light as illumination light. The fundus camera unit 2 may be configured to be able to acquire images other than these, for example, a fluorescein fluorescent image, an indocyanine green fluorescent image, a spontaneous fluorescent image, and the like.

眼底カメラユニット２には、被検者の顔を支持するための顎受けや額当てが設けられている。更に、眼底カメラユニット２には、照明光学系１０と撮影光学系３０が設けられている。照明光学系１０は眼底Ｅｆに照明光を照射する。撮影光学系３０は、この照明光の眼底反射光を撮像装置（ＣＣＤイメージセンサ（単にＣＣＤと呼ぶことがある）３５、３８）に導く。また、撮影光学系３０は、ＯＣＴユニット１００からの測定光を眼底Ｅｆに導くとともに、眼底Ｅｆからの測定光の戻り光をＯＣＴユニット１００に導く。   The retinal camera unit 2 is provided with a chin rest and a forehead support for supporting the subject's face. Further, 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 fundus oculi Ef with illumination light. The photographing optical system 30 guides the fundus reflection light of the illumination light to an imaging device (CCD image sensor (sometimes simply referred to as a CCD) 35, 38). The imaging optical system 30 guides the measurement light from the OCT unit 100 to the fundus oculi Ef and guides the return light of the measurement light from the fundus oculi Ef to the OCT unit 100.

照明光学系１０の観察光源１１は、例えばハロゲンランプ又はＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）を含む。観察光源１１から出力された光（観察照明光）は、曲面状の反射面を有する反射ミラー１２により反射され、集光レンズ１３を経由し、可視カットフィルタ１４を透過して近赤外光となる。更に、観察照明光は、撮影光源１５の近傍にて一旦集束し、ミラー１６により反射され、リレーレンズ１７、１８、絞り１９及びリレーレンズ２０を経由する。そして、観察照明光は、孔開きミラー２１の周辺部（孔部の周囲の領域）にて反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆを照明する。   The observation light source 11 of the illumination optical system 10 includes, for example, a halogen lamp or an LED (Light Emitting Diode). The light (observation illumination light) output from the observation light source 11 is reflected by the reflection mirror 12 having a curved reflection surface, passes through the condensing lens 13, passes through the visible cut filter 14, and is converted into near infrared light. Become. Further, the observation illumination light is once converged in the vicinity of the photographing light source 15, reflected by the mirror 16, and passes through the relay lenses 17 and 18, the diaphragm 19 and the relay lens 20. Then, the observation illumination light is reflected at the peripheral portion (region around the hole portion) of the aperture mirror 21, passes through the dichroic mirror 46, and is refracted by the objective lens 22 to illuminate the fundus oculi Ef.

観察照明光の眼底反射光は、対物レンズ２２により屈折され、ダイクロイックミラー４６を透過し、孔開きミラー２１の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー５５を透過し、合焦レンズ３１を経由し、ミラー３２により反射され、ハーフミラー４０を透過し、ダイクロイックミラー３３により反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に結像される。ＣＣＤイメージセンサ３５は、所定のフレームレートで眼底反射光を検出する。表示装置３には、ＣＣＤイメージセンサ３５により検出された眼底反射光に基づく画像（観察画像）が表示される。なお、撮影光学系３０のピントが前眼部に合わせられている場合、被検眼Ｅの前眼部の観察画像が表示される。   The fundus reflection light of the observation illumination light 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, passes through the dichroic mirror 55, and is a focusing lens. 31, reflected by the mirror 32, transmitted through the half mirror 40, reflected by the dichroic mirror 33, and imaged on the light receiving surface of the CCD image sensor 35 by the condenser lens 34. The CCD image sensor 35 detects fundus reflected light at a predetermined frame rate. On the display device 3, an image (observation image) based on fundus reflection light detected by the CCD image sensor 35 is displayed. When the photographing optical system 30 is focused on the anterior segment, an observation image of the anterior segment of the eye E is displayed.

撮影光源１５は、例えばキセノンランプ又はＬＥＤを含む。撮影光源１５から出力された光（撮影照明光）は、観察照明光と同様の経路を通って眼底Ｅｆに照射される。撮影照明光の眼底反射光は、観察照明光のそれと同様の経路を通ってダイクロイックミラー３３まで導かれ、ダイクロイックミラー３３を透過し、ミラー３６により反射され、集光レンズ３７によりＣＣＤイメージセンサ３８の受光面に結像される。表示装置３には、ＣＣＤイメージセンサ３８により検出された眼底反射光に基づく画像（撮影画像）が表示される。   The imaging light source 15 includes, for example, a xenon lamp or an LED. The light (imaging illumination light) output from the imaging light source 15 is applied to the fundus oculi Ef through the same path as the observation illumination light. The fundus reflection light 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 reflected by the condenser lens 37 of the CCD image sensor 38. An image is formed on the light receiving surface. On the display device 3, an image (captured image) based on fundus reflection light detected by the CCD image sensor 38 is displayed.

ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）３９は、固視標や視力測定用指標を表示する。固視標は被検眼Ｅを固視させるための指標であり、眼底撮影時やＯＣＴ時などに使用される。ＬＣＤ３９の画面上における固視標の表示位置を変更することにより、被検眼Ｅの固視位置を変更できる。   An LCD (Liquid Crystal Display) 39 displays a fixation target and an eyesight measurement index. The fixation target is an index for fixing the eye E to be examined, and is used at the time of fundus photographing or OCT. By changing the display position of the fixation target on the screen of the LCD 39, the fixation position of the eye E can be changed.

ＬＣＤ３９から出力された光は、その一部がハーフミラー４０にて反射され、ミラー３２に反射され、合焦レンズ３１及びダイクロイックミラー５５を経由し、孔開きミラー２１の孔部を通過し、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投影される。   A part of the light output from the LCD 39 is reflected by the half mirror 40, reflected by the mirror 32, passes through the focusing lens 31 and the dichroic mirror 55, passes through the hole of the perforated mirror 21, and is dichroic. The light passes through the mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and is projected onto the fundus oculi Ef.

更に、眼底カメラユニット２には、従来の眼底カメラと同様にアライメント光学系５０とフォーカス光学系６０が設けられている。アライメント光学系５０は、被検眼Ｅに対する装置光学系の位置合わせ（アライメント）を行うための指標（アライメント指標）を生成する。フォーカス光学系６０は、眼底Ｅｆに対してフォーカス（ピント）を合わせるための指標（スプリット指標）を生成する。   Further, the fundus camera unit 2 is provided with an alignment optical system 50 and a focus optical system 60 as in a conventional fundus camera. 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.

アライメント光学系５０のＬＥＤ５１から出力された光（アライメント光）は、絞り５２、５３及びリレーレンズ５４を経由してダイクロイックミラー５５により反射され、孔開きミラー２１の孔部を通過し、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により被検眼Ｅに投影される。   The light (alignment light) output from the LED 51 of the alignment optical system 50 is reflected by the dichroic mirror 55 via the apertures 52 and 53 and the relay lens 54, passes through the hole of the aperture mirror 21, and reaches the dichroic mirror 46. And is projected onto the eye E by the objective lens 22.

アライメント光の戻り光はＣＣＤイメージセンサ３５により検出される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（アライメント指標像）は、観察画像とともに表示される。ユーザは、従来の眼底カメラと同様に、アライメント指標像を参照しつつアライメントを実施することができる。また、演算制御ユニット２００がアライメント指標像の位置を解析して光学系を移動させることによりアライメントを行うこともできる（オートアライメント機能）。   The return light of the alignment light is detected by the CCD image sensor 35. The light reception image (alignment index image) by the CCD image sensor 35 is displayed together with the observation image. The user can perform the alignment while referring to the alignment index image, similarly to the conventional fundus camera. The arithmetic control unit 200 can also perform alignment by analyzing the position of the alignment index image and moving the optical system (auto alignment function).

フォーカス調整を行う際には、照明光学系１０の光路上に反射棒６７の反射面が斜設される。フォーカス光学系６０のＬＥＤ６１から出力された光（フォーカス光）は、リレーレンズ６２を通過し、スプリット指標板６３により２つの光束に分離され、二孔絞り６４を通過し、ミラー６５に反射され、集光レンズ６６により反射棒６７の反射面に一旦結像されて反射される。更に、フォーカス光は、リレーレンズ２０を経由し、孔開きミラー２１に反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投影される。   When performing the focus adjustment, the reflecting surface of the reflecting rod 67 is obliquely provided on the optical path of the illumination optical system 10. The 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 is reflected by the mirror 65, The light is focused on the reflecting surface of the reflecting bar 67 by the condenser lens 66 and reflected. Further, the focus light passes through the relay lens 20, is reflected by the perforated mirror 21, passes through the dichroic mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and is projected onto the fundus oculi Ef.

フォーカス光の戻り光はＣＣＤイメージセンサ３５により検出される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（スプリット指標像）は、観察画像及びアライメント指標像とともに表示される。演算制御ユニット２００は、従来と同様に、スプリット指標の位置を解析して合焦レンズ３１及びフォーカス光学系６０を移動させてピント合わせを行うことができる（オートフォーカス機能）。また、スプリット指標像の位置を参照しつつ手動でピント合わせを行ってもよい。   The return light of the focus light is detected by the CCD image sensor 35. The light reception image (split index image) by the CCD image sensor 35 is displayed together with the observation image and the alignment index image. The arithmetic control unit 200 can perform focusing by analyzing the position of the split index and moving the focusing lens 31 and the focus optical system 60 in the same manner as in the past (autofocus function). Further, manual focusing may be performed while referring to the position of the split index image.

ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用の光路にＯＣＴ用の光路（ＯＣＴ光路）を合成する。つまり、眼底撮影用の光路とＯＣＴ光路とは、ダイクロイックミラー４６により同軸に構成され、ダイクロイックミラー４６よりも被検眼Ｅ側の光路を共有している。ダイクロイックミラー４６は、ＯＣＴに用いられる波長帯の光を反射し、眼底撮影用の光を透過させる。ＯＣＴ光路には、ＯＣＴユニット１００側から順に、コリメータレンズユニット４０と、光路長変更部４１と、ガルバノスキャナ４２と、合焦レンズ４３と、ミラー４４と、リレーレンズ４５とが設けられている。   The dichroic mirror 46 combines the optical path for OCT (OCT optical path) with the optical path for fundus imaging. That is, the fundus imaging optical path and the OCT optical path are configured coaxially by the dichroic mirror 46 and share the optical path on the eye E side with respect to the dichroic mirror 46. The dichroic mirror 46 reflects light in a wavelength band used for OCT and transmits light for fundus photographing. In the OCT optical path, a collimator lens unit 40, an optical path length changing unit 41, a galvano 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.

光路長変更部４１は、図１に示す矢印の方向に移動可能とされ、ＯＣＴ光路の長さを変更する。この光路長の変更は、被検眼Ｅの眼軸長に応じた光路長の補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部４１は、例えばコーナーキューブと、これを移動する機構とを含んで構成される。   The optical path length changing unit 41 is movable in the direction of the arrow shown in FIG. 1 and changes the length of the OCT optical path. This change in the optical path length is used for correcting the optical path length according to the axial length of the eye E or adjusting the interference state. The optical path length changing unit 41 includes, for example, a corner cube and a mechanism for moving the corner cube.

ガルバノスキャナ４２は、ＯＣＴ光路を通過する測定光ＬＳの進行方向を変化させる。それにより、眼底Ｅｆを測定光ＬＳで走査することができる。ガルバノスキャナ４２は、例えば、測定光ＬＳをｘ方向に走査するガルバノミラーと、ｙ方向に走査するガルバノミラーと、これらを独立に駆動する機構とを含んで構成される。それにより、測定光ＬＳをｘｙ平面上の任意の方向に走査することができる。   The galvano scanner 42 changes the traveling direction of the measurement light LS passing through the OCT optical path. Thereby, the fundus oculi Ef can be scanned with the measurement light LS. The galvano scanner 42 includes, for example, a galvanometer mirror that scans the measurement light LS in the x direction, a galvanometer mirror that scans in the y direction, and a mechanism that drives these independently. Thereby, the measurement light LS can be scanned in an arbitrary direction on the xy plane.

（ＯＣＴユニット１００）
図２を参照しつつＯＣＴユニット１００の構成例を説明する。ＯＣＴユニット１００には、眼底ＥｆのＯＣＴ画像を取得するための光学系が設けられている。この光学系は、従来のスペクトラルドメインタイプのＯＣＴ装置と同様に、低コヒーレンス光を参照光と測定光に分割し、眼底Ｅｆを経由した測定光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光のスペクトル成分を検出するよう構成されている。この検出結果（検出信号）は演算制御ユニット２００に送られる。 (OCT unit 100)
A configuration example of the OCT unit 100 will be described with reference to FIG. The OCT unit 100 is provided with an optical system for acquiring an OCT image of the fundus oculi Ef. This optical system divides the low-coherence light into reference light and measurement light, and causes the measurement light passing through the fundus Ef and the reference light passing through the reference optical path to interfere with each other as in the conventional spectral domain type OCT apparatus. An interference light is generated and a spectral component of the interference light is detected. This detection result (detection signal) is sent to the arithmetic control unit 200.

なお、スウェプトソースタイプのＯＣＴ装置が適用される場合、低コヒーレンス光源の代わりに波長掃引光源が設けられるとともに、スペクトル成分を検出するデバイス（分光器）の代わりにバランスドフォトダイオードが設けられる。一般に、ＯＣＴユニット１００は、ＯＣＴのタイプに応じた公知の構成を備えていてよい。   When a swept source type OCT apparatus is applied, a wavelength swept light source is provided instead of a low coherence light source, and a balanced photodiode is provided instead of a device (spectrometer) for detecting a spectral component. In general, the OCT unit 100 may have a known configuration corresponding to the type of OCT.

光源ユニット１０１は低コヒーレンス光Ｌ０（広帯域光）を出力する。低コヒーレンス光Ｌ０は、例えば、近赤外領域の波長帯（８００ｎｍ〜９００ｎｍ程度）を含み、数十マイクロメートル程度の時間的コヒーレンス長を有する。或いは、１０４０〜１０６０ｎｍの中心波長を有する近赤外光を低コヒーレンス光Ｌ０として用いてもよい。   The light source unit 101 outputs low coherence light L0 (broadband light). The low coherence light L0 includes, for example, a near-infrared wavelength band (approximately 800 nm to 900 nm) and has a temporal coherence length of approximately several tens of micrometers. Alternatively, near infrared light having a center wavelength of 1040 to 1060 nm may be used as the low coherence light L0.

光源ユニット１０１は、スーパールミネセントダイオード（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ：ＳＬＤ）や、ＬＥＤや、ＳＯＡ（Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｏｐｔｉｃａｌ Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）等の光出力デバイスを含んで構成される。   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).

光源ユニット１０１から出力された低コヒーレンス光Ｌ０は、光ファイバ１０２によりファイバカプラ１０３に導かれて測定光ＬＳと参照光ＬＲに分割される。   The low coherence light L0 output from the light source unit 101 is guided to the fiber coupler 103 by the optical fiber 102 and is divided into the measurement light LS and the reference light LR.

参照光ＬＲは、光ファイバ１０４により導かれて光減衰器（アッテネータ）１０５に到達する。光減衰器１０５は、演算制御ユニット２００の制御の下、或いは手動操作により、光ファイバ１０４に導かれる参照光ＬＲの光量を変更する。光減衰器１０５により光量が調整された参照光ＬＲは、光ファイバ１０４により導かれて偏波調整器（偏波コントローラ）１０６に到達する。偏波調整器１０６は、光ファイバ１０４内を導かれる参照光ＬＲの偏光状態を変化させる。偏波調整器１０６により偏光状態が調整された参照光ＬＲは、ファイバカプラ１０９に到達する。   The reference light LR is guided by the optical fiber 104 and reaches the optical attenuator (attenuator) 105. The optical attenuator 105 changes the amount of the reference light LR guided to the optical fiber 104 under the control of the arithmetic control unit 200 or by manual operation. The reference light LR whose light amount has been adjusted by the optical attenuator 105 is guided by the optical fiber 104 and reaches the polarization adjuster (polarization controller) 106. The polarization adjuster 106 changes the polarization state of the reference light LR guided through the optical fiber 104. The reference light LR whose polarization state is adjusted by the polarization adjuster 106 reaches the fiber coupler 109.

ファイバカプラ１０３により生成された測定光ＬＳは、光ファイバ１０７により導かれ、コリメータレンズユニット１０５により平行光束とされる。更に、測定光ＬＳは、光路長変更部４１、ガルバノスキャナ４２、合焦レンズ４３、ミラー４４、及びリレーレンズ４５を経由してダイクロイックミラー４６に到達する。そして、測定光ＬＳは、ダイクロイックミラー４６により反射され、対物レンズ１１により屈折されて被検眼Ｅに入射する。測定光ＬＳは、眼底Ｅｆの様々な深さ位置において反射・散乱される。眼底Ｅｆからの測定光ＬＳの戻り光（後方散乱光、反射光、蛍光等）は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ１０３に導かれ、光ファイバ１０８を経由してファイバカプラ１０９に到達する。   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 reaches the dichroic mirror 46 via the optical path length changing unit 41, the galvano scanner 42, the focusing lens 43, the mirror 44, and the relay lens 45. Then, the measurement light LS is reflected by the dichroic mirror 46, is refracted by the objective lens 11, and enters the eye E to be examined. The measurement light LS is reflected and scattered at various depth positions of the fundus oculi Ef. The return light (backscattered light, reflected light, fluorescence, etc.) of the measurement light LS from the fundus oculi Ef travels in the same direction as the forward path in the reverse direction and is guided to the fiber coupler 103, and passes through the optical fiber 108 to the fiber coupler 109 is reached.

ファイバカプラ１０９は、測定光ＬＳの戻り光と参照光ＬＲとを干渉させる。これにより干渉光ＬＣが生成される。干渉光ＬＣは、光ファイバ１１０により導かれて出射端１１１から出射される。更に、干渉光ＬＣは、コリメータレンズ１１２により平行光束とされ、回折格子１１３によりスペクトル分解され、集光レンズ１１４により集光されてＣＣＤイメージセンサ１１５の受光面に投影される。なお、図２に示す回折格子１１８は透過型であるが、例えば反射型の回折格子など、他の形態の分光素子を用いることも可能である。   The fiber coupler 109 causes the return light of the measurement light LS and the reference light LR to interfere with each other. Thereby, the interference light LC is generated. The interference light LC is guided by the optical fiber 110 and is emitted from the emission end 111. Further, the interference light LC is converted into a parallel light beam by the collimator lens 112, spectrally resolved by the diffraction grating 113, condensed by the condenser lens 114, and projected onto the light receiving surface of the CCD image sensor 115. Note that the diffraction grating 118 shown in FIG. 2 is a transmission type, but other types of spectroscopic elements such as a reflection type diffraction grating can also be used.

ＣＣＤイメージセンサ１１５は、例えばラインセンサであり、干渉光ＬＣの各スペクトル成分を検出して電荷に変換する。ＣＣＤイメージセンサ１１５は、この電荷を蓄積して検出信号を生成し、これを演算制御ユニット２００に送る。なお、ＣＣＤイメージセンサに代えて、他のイメージセンサ、例えばＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサを用いてよい。   The CCD image sensor 115 is a line sensor, for example, and detects each spectral component of the interference light LC and converts it into electric charges. The CCD image sensor 115 accumulates this electric charge, generates a detection signal, and sends it to the arithmetic control unit 200. Instead of the CCD image sensor, another image sensor, for example, a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) image sensor may be used.

（演算制御ユニット２００）
演算制御ユニット２００は、ＣＣＤイメージセンサ１１５から入力される検出信号を解析して眼底ＥｆのＯＣＴ画像を形成する。そのための演算処理は、従来のスペクトラルドメインＯＣＴと同様である。 (Calculation control unit 200)
The arithmetic control unit 200 analyzes the detection signal input from the CCD image sensor 115 and forms an OCT image of the fundus oculi Ef. The arithmetic processing for that is the same as the conventional spectral domain OCT.

また、演算制御ユニット２００は、眼底カメラユニット２、表示装置３及びＯＣＴユニット１００を制御する。眼底カメラユニット２の制御には、観察光源１１、撮影光源１５、ＬＣＤ３９、ガルバノスキャナ４２、並びにＬＥＤ５１及び６１のそれぞれの動作制御や、合焦レンズ３１及び４３、光路長変更部４１、フォーカス光学系６０、並びに反射棒６７、のそれぞれの移動制御などがある。ＯＣＴユニット１００の制御には、光源ユニット１０１、光減衰器１０５、偏波調整器１０６、及びＣＣＤイメージセンサ１２０のそれぞれの動作制御などがある。   The arithmetic control unit 200 controls the fundus camera unit 2, the display device 3, and the OCT unit 100. The fundus camera unit 2 is controlled by controlling the operation of the observation light source 11, the imaging light source 15, the LCD 39, the galvano scanner 42, and the LEDs 51 and 61, the focusing lenses 31 and 43, the optical path length changing unit 41, and the focus optical system. 60, as well as the movement control of each of the reflecting bars 67. Control of the OCT unit 100 includes operation control of the light source unit 101, the optical attenuator 105, the polarization adjuster 106, and the CCD image sensor 120.

演算制御ユニット２００は、プロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、通信インターフェイスなどを含む。また、演算制御ユニット２００は、キーボードやマウス等の操作デバイス（入力デバイス）や、ＬＣＤ等の表示デバイスを備えていてもよい。なお、本明細書において「プロセッサ」は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、ＳＰＬＤ（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＰＬＤ（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ））等の回路を意味する。演算制御ユニット２００は、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。   The arithmetic control unit 200 includes a processor, a RAM, a ROM, a hard disk drive, a communication interface, and the like. The arithmetic control unit 200 may include an operation device (input device) such as a keyboard and a mouse, and a display device such as an LCD. In this specification, the “processor” is, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), or a programmable logic device (eg, SPLD (Simple LD). It means a circuit such as (Complex Programmable Logic Device) or FPGA (Field Programmable Gate Array). The arithmetic control unit 200 implements the functions according to the embodiment by reading and executing a program stored in a storage circuit or a storage device, for example.

［制御系］
血流計測装置１の制御系の構成について図３及び図４を参照しつつ説明する。 [Control system]
The configuration of the control system of the blood flow measurement device 1 will be described with reference to FIGS. 3 and 4.

（制御部２１０）
制御部２１０は、例えば、前述のプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、通信インターフェイス等を含む。制御部２１０には、主制御部２１１と記憶部２１２が設けられている。記憶部２１２は、各種のデータやコンピュータプログラムを記憶する。 (Control unit 210)
The control unit 210 includes, for example, the aforementioned processor, RAM, ROM, hard disk drive, communication interface, and the like. The control unit 210 is provided with a main control unit 211 and a storage unit 212. The storage unit 212 stores various data and computer programs.

主制御部２１１は各種制御を行う。例えば、図３に示すように、主制御部２１１は、眼底カメラユニット２のＣＣＤ３５及び３８、合焦駆動部３１Ａ、光路長変更部４１、ガルバノスキャナ４２、並びに合焦駆動部４３Ａの制御を行う。更に、主制御部２１１は、ＯＣＴユニット１００の光源ユニット１０１、光減衰器１０５、偏波調整器１０６及びＣＣＤ１１５の制御を行う。   The main control unit 211 performs various controls. For example, as shown in FIG. 3, the main control unit 211 controls the CCDs 35 and 38, the focus driving unit 31A, the optical path length changing unit 41, the galvano scanner 42, and the focus driving unit 43A of the fundus camera unit 2. . Further, the main control unit 211 controls the light source unit 101, the optical attenuator 105, the polarization adjuster 106, and the CCD 115 of the OCT unit 100.

合焦駆動部３１Ａは、合焦レンズ３１を光軸方向に移動させる。それにより、撮影光学系３０の合焦位置が変化する。また、合焦駆動部４３Ａは、合焦レンズ４３を光軸方向に移動させる。それにより、測定光ＬＳの合焦位置（ＯＣＴ計測の合焦位置）が変化する。主制御部２１１は、図示しない光学系駆動部を制御して、眼底カメラユニット２に設けられた光学系を３次元的に移動することができる。この光学系の移動制御は、アライメントやトラッキングにおいて用いられる。トラッキングとは、被検眼Ｅの眼球運動に合わせて装置光学系を移動する処理である。トラッキングの前にはアライメントとフォーカス調整が実行される。トラッキングは、装置光学系の位置を眼球運動に追従させることにより、アライメントとピントが合った状態を維持する機能である。   The focusing drive unit 31A moves the focusing lens 31 in the optical axis direction. Thereby, the focus position of the photographic optical system 30 changes. The focusing drive unit 43A moves the focusing lens 43 in the optical axis direction. As a result, the focus position of the measurement light LS (OCCT measurement focus position) changes. The main control unit 211 can move an optical system provided in the fundus camera unit 2 three-dimensionally by controlling an optical system driving unit (not shown). This movement control of the optical system is used in alignment and tracking. The tracking is a process of moving the apparatus optical system in accordance with the eye movement of the eye E. Prior to tracking, alignment and focus adjustment are performed. Tracking is a function that maintains the state of alignment and focus by causing the position of the apparatus optical system to follow the eye movement.

（画像形成部２２０）
画像形成部２２０は、ＣＣＤイメージセンサ１１５からの検出信号に基づいて、眼底Ｅｆの断層像の画像データと位相画像の画像データとを形成する。画像形成部２２０はプロセッサを含む。なお、この明細書では、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを同一視することがある。画像形成部２２０は、断層像形成部２２１と位相画像形成部２２２を有する。 (Image forming unit 220)
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 CCD image sensor 115. The image forming unit 220 includes a processor. In this specification, “image data” and “image” based thereon may be identified. The image forming unit 220 includes a tomographic image forming unit 221 and a phase image forming unit 222.

この実施形態では、眼底Ｅｆに対して２種類の走査（第１走査及び第２走査）を行う。第１走査では、眼底Ｅｆの注目血管に交差する２以上の断面を測定光ＬＳで走査する。第２走査は、この注目血管に交差する注目断面を測定光ＬＳで反復的に走査する。第１走査が行われる断面は、注目断面の近傍に配置される。第１走査により取得されたデータは、注目断面における注目血管の傾き（向き）を求めるために用いられる。第２走査は、ＯＣＴを用いたドップラー計測である。   In this embodiment, two types of scanning (first scanning and second scanning) are performed on the fundus oculi Ef. In the first scan, two or more cross sections intersecting the target blood vessel of the fundus oculi Ef are scanned with the measurement light LS. In the second scan, the cross section of interest intersecting the blood vessel of interest is repeatedly scanned with the measurement light LS. The cross section in which the first scan is performed is arranged in the vicinity of the target cross section. Data acquired by the first scan is used to obtain the inclination (orientation) of the blood vessel of interest in the cross section of interest. The second scan is Doppler measurement using OCT.

第１走査及び第２走査の対象断面は、ｘｙ平面において、注目血管の走行方向に対して直交するように向き付けられることが望ましい。図５の眼底像Ｄに示すように、この実施形態では、例えば、視神経乳頭Ｄａの近傍に、第１走査が行われる２つの断面Ｃ１１及びＣ１２と、第２走査が行われる注目断面Ｃ２とが注目血管Ｄｂに交差するように設定される。２つの断面Ｃ１１及びＣ１２の一方は注目断面Ｃ２に対して注目血管Ｄｂの上流側に位置し、他方は下流側に位置する。注目断面Ｃ２に対する各断面Ｃ１１及びＣ１２の距離（断面間距離）は、事前に決定される。その一例は、断面設定部２３５の説明において後述される。   The target cross sections of the first scan and the second scan are preferably oriented so as to be orthogonal to the traveling direction of the blood vessel of interest on the xy plane. As shown in the fundus oculi image D of FIG. 5, in this embodiment, for example, in the vicinity of the optic disc Da, there are two cross sections C11 and C12 in which the first scan is performed, and an attention cross section C2 in which the second scan is performed. It is set so as to intersect the target blood vessel Db. One of the two cross sections C11 and C12 is positioned upstream of the target blood vessel Db with respect to the target cross section C2, and the other is positioned downstream. The distance between the cross sections C11 and C12 (distance between cross sections) with respect to the target cross section C2 is determined in advance. One example will be described later in the description of the cross-section setting unit 235.

第２走査は、患者の心臓の少なくとも１心周期の間にわたって実行されることが望ましい。それにより、心臓の全ての時相における血流情報が得られる。第２走査の実行時間は、あらかじめ設定された一定の時間であってもよいし、患者ごとに又は検査毎に設定された時間であってもよい。   The second scan is preferably performed over at least one cardiac cycle of the patient's heart. Thereby, blood flow information in all time phases of the heart is obtained. The execution time of the second scan may be a predetermined time set in advance, or may be a time set for each patient or for each examination.

（断層像形成部２２１）
断層像形成部２２１は、断面Ｃ１１及びＣ１２に対する第１走査により得られた干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、断面Ｃ１１の形態を表す断層像と、断面Ｃ１２の形態を表す断層像とを形成する。このとき、断面Ｃ１１を１回走査して１枚の断層像を形成し、かつ、断面Ｃ１２を１回走査して１枚の断層像を形成することができる。或いは、断面Ｃ１１を複数回走査して得られた複数の断層像に基づき１枚の断層像を取得し、かつ、断面Ｃ１２を複数回走査して得られた複数の断層像に基づき１枚の断層像を取得することができる。複数の断層像から１枚の断層像を取得する処理の例として、複数の断層像を平均して画質向上を図る処理や、複数の断層像から最適な１枚を選択する処理がある。 (Tomographic image forming unit 221)
The tomographic image forming unit 221 forms a tomographic image representing the form of the cross section C11 and a tomographic image representing the form of the cross section C12 based on the detection result of the interference light LC obtained by the first scanning with respect to the cross sections C11 and C12. To do. At this time, the cross section C11 can be scanned once to form one tomographic image, and the cross section C12 can be scanned once to form one tomographic image. Alternatively, one tomographic image is acquired based on a plurality of tomographic images obtained by scanning the section C11 a plurality of times, and one sheet is obtained based on a plurality of tomographic images obtained by scanning the section C12 a plurality of times. A tomographic image can be acquired. As an example of processing for acquiring one tomographic image from a plurality of tomographic images, there are processing for improving the image quality by averaging a plurality of tomographic images and processing for selecting an optimal one from a plurality of tomographic images.

また、断層像形成部２２１は、注目断面Ｃ２に対する第２走査により得られた干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、注目断面Ｃ２の形態の時系列変化を表す断層像群を形成する。この処理についてより詳しく説明する。第２走査では、上記のように注目断面Ｃ２が繰り返し走査される。断層像形成部２２１には、第２走査に応じて、ＯＣＴユニット１００のＣＣＤ１１５から検出信号が逐次入力される。断層像形成部２２１は、注目断面Ｃ２の１回分の走査に対応する検出信号群に基づいて、注目断面Ｃ２の１枚の断層像を形成する。断層像形成部２２１は、この処理を第２走査の反復回数だけ繰り返すことで、時系列に沿った一連の断層像を形成する。ここで、これら断層像を複数の群に分割し、各群の断層像を平均して画質の向上を図ってもよい。   In addition, the tomographic image forming unit 221 forms a tomographic image group representing a time-series change of the form of the cross section of interest C2 based on the detection result of the interference light LC obtained by the second scan with respect to the cross section of interest C2. This process will be described in more detail. In the second scan, the target section C2 is repeatedly scanned as described above. Detection signals are sequentially input from the CCD 115 of the OCT unit 100 to the tomographic image forming unit 221 in accordance with the second scan. The tomographic image forming unit 221 forms one tomographic image of the cross section of interest C2 based on a detection signal group corresponding to one scan of the cross section of interest C2. The tomographic image forming unit 221 forms a series of tomographic images along a time series by repeating this process as many times as the second scanning is repeated. Here, these tomographic images may be divided into a plurality of groups, and the tomographic images of each group may be averaged to improve the image quality.

断層像形成部２２１が実行する処理は、従来のスペクトラルドメインＯＣＴと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）などを含む。他のタイプのＯＣＴが適用される場合、断層像形成部２２１は、そのタイプに応じた公知の処理を実行する。   The processing executed by the tomographic image forming unit 221 includes noise removal (noise reduction), filter processing, FFT (Fast Fourier Transform), and the like, as in the conventional spectral domain OCT. When another type of OCT is applied, the tomographic image forming unit 221 executes a known process according to the type.

（位相画像形成部２２２）
位相画像形成部２２２は、注目断面Ｃ２に対する第２走査により得られた干渉光ＬＳの検出結果に基づいて、注目断面Ｃ２における位相差の時系列変化を表す位相画像を形成する。この処理に用いられるデータは、断層像形成部２２１が注目断面Ｃ２の断層像を形成するために用いられるデータと同じである。よって、注目断面Ｃ２の断層像と位相画像とを位置合わせすることができる。つまり、注目断面Ｃ２の断層像の画素と位相画像の画素とを自然に対応付けることが可能である。 (Phase image forming unit 222)
The phase image forming unit 222 forms a phase image representing the time-series change of the phase difference in the target cross section C2 based on the detection result of the interference light LS obtained by the second scanning with respect to the target cross section C2. The data used for this processing is the same as the data used by the tomographic image forming unit 221 to form a tomographic image of the cross section of interest C2. Therefore, the tomographic image and the phase image of the cross section of interest C2 can be aligned. That is, it is possible to naturally associate the pixels of the tomographic image of the cross section of interest C2 with the pixels of the phase image.

位相画像の形成方法の例を説明する。この例の位相画像は、隣り合うＡライン複素信号（隣接する走査点に対応する信号）の位相差を算出することにより得られる。換言すると、この例の位相画像は、注目断面Ｃ２の断層像の各画素について、その画素の画素値（輝度値）の時系列変化に基づき形成される。任意の画素について、位相画像形成部２２２は、その輝度値の時系列変化のグラフを考慮する。位相画像形成部２２２は、このグラフにおいて所定の時間間隔Δｔだけ離れた２つの時点ｔ１及びｔ２（ｔ２＝ｔ１＋Δｔ）の間における位相差Δφを求める。そして、この位相差Δφを時点ｔ１（より一般に２つの時点ｔ１及びｔ２の間の任意の時点）における位相差Δφ（ｔ１）として定義する。あらかじめ設定された多数の時点のそれぞれについてこの処理を実行することで、当該画素における位相差の時系列変化が得られる。   An example of a phase image forming method will be described. The phase image in this example is obtained by calculating the phase difference between adjacent A-line complex signals (signals corresponding to adjacent scanning points). In other words, the phase image of this example is formed based on the time-series change of the pixel value (luminance value) of each pixel of the tomographic image of the target cross section C2. For an arbitrary pixel, the phase image forming unit 222 considers a graph of a time-series change in luminance value. The phase image forming unit 222 obtains a phase difference Δφ between two time points t1 and t2 (t2 = t1 + Δt) separated by a predetermined time interval Δt in this graph. The phase difference Δφ is defined as the phase difference Δφ (t1) at the time point t1 (more generally, any time point between the two time points t1 and t2). By executing this process for each of a number of preset time points, a time-series change in phase difference at the pixel can be obtained.

位相画像は、各画素の各時点における位相差の値を画像として表現したものである。この画像化処理は、例えば、位相差の値を表示色や輝度で表現することで実現できる。このとき、時系列に沿って位相が増加したことを表す色（例えば赤）と、減少したことを表す色（例えば青）とを違えることができる。また、位相の変化量の大きさを表示色の濃さで表現することもできる。このような表現方法を採用することで、血流の向きや大きさを色や濃度で提示することが可能となる。以上の処理を各画素について実行することにより位相画像が形成される。   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. At this time, a color indicating that the phase has increased along the time series (for example, red) can be different from a color indicating that the phase has decreased (for example, blue). Also, the magnitude of the phase change amount can be expressed by the darkness of the display color. By adopting such an expression method, the direction and size of the blood flow can be presented in color and density. A phase image is formed by executing the above processing for each pixel.

なお、位相差の時系列変化は、上記の時間間隔Δｔを十分に小さくして位相の相関を確保することにより得られる。このとき、測定光ＬＳの走査において断層像の分解能に相当する時間未満の値に時間間隔Δｔを設定したオーバーサンプリングが実行される。   The time-series change of the phase difference is obtained by ensuring the phase correlation by sufficiently reducing the time interval Δt. At this time, oversampling in which the time interval Δt 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.

（データ処理部２３０）
データ処理部２３０は、各種のデータ処理を実行する。例えば、データ処理部２３０は、画像形成部２２０により形成された画像に対して画像処理や解析処理を施す。その具体例として、輝度補正や分散補正等の各種補正処理がある。また、データ処理部２３０は、眼底カメラユニット２により得られた画像（眼底像、前眼部像等）に対して画像処理や解析処理を施す。 (Data processing unit 230)
The data processing unit 230 executes various data processing. For example, the data processing unit 230 performs image processing and analysis processing on the image formed by the image forming unit 220. Specific examples thereof include various correction processes such as luminance correction and dispersion correction. Further, the data processing unit 230 performs image processing and analysis processing on an image (fundus image, anterior eye image, etc.) obtained by the fundus camera unit 2.

データ処理部２３０は、血管領域特定部２３１と、傾き算出部２３２と、変位算出部２３３と、血流情報生成部２３４とを備える。血流情報生成部２３４には、補正量算出部２３４１と、血流速度算出部２３４２と、血管径算出部２３４３と、血流量算出部２３４４とが設けられている。更に、データ処理部２３０は断面設定部２３５を有する。   The data processing unit 230 includes a blood vessel region specifying unit 231, an inclination calculating unit 232, a displacement calculating unit 233, and a blood flow information generating unit 234. The blood flow information generation unit 234 includes a correction amount calculation unit 2341, a blood flow velocity calculation unit 2342, a blood vessel diameter calculation unit 2343, and a blood flow rate calculation unit 2344. Further, the data processing unit 230 has a cross-section setting unit 235.

（血管領域特定部２３１）
血管領域特定部２３１は、断層像形成部２２１により形成された断層像において、注目血管Ｄｂに対応する血管領域を特定する。更に、血管領域特定部２３１は、位相画像形成部２２２により形成された位相画像において、注目血管Ｄｂに対応する血管領域を特定する。血管領域の特定は、各画像の画素値を解析することにより行われる（例えば閾値処理）。なお、位相画像については、例えば、注目断面Ｃ２の断層像の血管領域を参照して位相画像の血管領域を特定するようにしてよい。 (Vessel region specifying unit 231)
The blood vessel region specifying unit 231 specifies a blood vessel region corresponding to the target blood vessel Db in the tomographic image formed by the tomographic image forming unit 221. Further, the blood vessel region specifying unit 231 specifies a blood vessel region corresponding to the target blood vessel Db in the phase image formed by the phase image forming unit 222. The blood vessel region is specified by analyzing the pixel value of each image (for example, threshold processing). As for the phase image, for example, the blood vessel region of the phase image may be specified with reference to the blood vessel region of the tomographic image of the cross section of interest C2.

（傾き算出部２３２）
傾き算出部２３２は、第１走査により取得されたデータに基づいて注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きを算出する。このとき、第２走査により得られたデータを更に用いることも可能である。傾き算出部２３２は、断面間距離と血管領域の特定結果とに基づいて、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きを算出する。断面間距離は、断面Ｃ１１と断面Ｃ１２との間の距離を含んでよい。また、断面間距離は、断面Ｃ１１と注目断面Ｃ２との間の距離と、断面Ｃ１２と注目断面Ｃ２との間の距離とを含んでよい。 (Inclination calculation unit 232)
The inclination calculation unit 232 calculates the inclination of the target blood vessel Db in the target cross section C2 based on the data acquired by the first scan. At this time, it is possible to further use data obtained by the second scanning. The inclination calculation unit 232 calculates the inclination of the target blood vessel Db in the target cross section C2 based on the distance between cross sections and the result of specifying the blood vessel region. The distance between cross sections may include a distance between the cross section C11 and the cross section C12. Further, the distance between the cross sections may include a distance between the cross section C11 and the target cross section C2, and a distance between the cross section C12 and the target cross section C2.

注目血管Ｄｂの傾きの算出方法の例を、図６を参照しつつ説明する。断層像Ｇ１１及びＧ１２は、それぞれ、第１走査が適用される断面Ｃ１１を表す断層像及び断面Ｃ１２を表す断層像である。また、断層像Ｇ２は、第２走査が適用される注目断面Ｃ２を表す断層像である。符号Ｖ１１、Ｖ１２及びＶ２は、それぞれ、断層像Ｇ１１内の血管領域、断層像Ｇ１２内の血管領域、及び断層像Ｇ２内の血管領域を示す。なお、これら血管領域は注目血管Ｄｂの断面に相当する。図６において、ｚ座標軸は紙面下方向を向いており、これは測定光ＬＳの照射方向（測定光ＬＳの光路の光軸）と実質的に一致するものとする。また、隣接する断層像（断面）の間隔をＬとする。   An example of a method for calculating the inclination of the blood vessel Db will be described with reference to FIG. The tomographic images G11 and G12 are a tomographic image representing the cross section C11 to which the first scan is applied and a tomographic image representing the cross section C12, respectively. The tomographic image G2 is a tomographic image representing the cross section of interest C2 to which the second scanning is applied. Reference numerals V11, V12, and V2 indicate a blood vessel region in the tomographic image G11, a blood vessel region in the tomographic image G12, and a blood vessel region in the tomographic image G2, respectively. These blood vessel regions correspond to the cross section of the target blood vessel Db. In FIG. 6, the z coordinate axis is directed downward in the drawing sheet, and this substantially coincides with the irradiation direction of the measurement light LS (the optical axis of the optical path of the measurement light LS). Also, let L be the interval between adjacent tomographic images (cross sections).

１つの例において、傾き算出部２３２は、３つの血管領域Ｖ１１、Ｖ１２及びＶ２の位置関係に基づいて、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きＡを算出する。この位置関係は、例えば、３つの血管領域Ｖ１１、Ｖ１２及びＶ２を結ぶことによって得られる。具体的には、傾き算出部２３２は、３つの血管領域Ｖ１１、Ｖ１２及びＶ２のそれぞれの特徴点を特定し、これら特徴点を結ぶ。この特徴点としては、中心位置、重心位置、最上部（ｚ座標値が最小の位置）、最下部（ｚ座標値が最大の位置）などがある。また、これら特徴点の結び方としては、線分で結ぶ方法、近似曲線（スプライン曲線、ベジェ曲線等）で結ぶ方法などがある。   In one example, the inclination calculating unit 232 calculates the inclination A of the target blood vessel Db in the target cross section C2 based on the positional relationship between the three blood vessel regions V11, V12, and V2. This positional relationship is obtained, for example, by connecting three blood vessel regions V11, V12, and V2. Specifically, the inclination calculation unit 232 identifies the feature points of the three blood vessel regions V11, V12, and V2, and connects these feature points. As the feature points, there are a center position, a center of gravity position, an uppermost portion (a position having the smallest z coordinate value), a lowermost portion (a position having the largest z coordinate value), and the like. In addition, as a method of connecting these feature points, there are a method of connecting with a line segment, a method of connecting with an approximate curve (spline curve, Bezier curve, etc.), and the like.

更に、傾き算出部２３２は、これら特徴点を結ぶ線に基づいて傾きＡを算出する。線分が用いられる場合、例えば、注目断面Ｃ２内の血管領域Ｖ２の特徴点と断面Ｃ１１内の血管領域Ｖ１１の特徴点とを結ぶ第１線分の傾きと、血管領域Ｖ２の当該特徴点と断面Ｃ１２内の血管領域Ｖ１２の特徴点とを結ぶ第２線分の傾きとに基づいて、傾きＡが算出される。この算出処理の例として、２つの線分の傾きの平均値を求めることができる。また、近似曲線で結ぶ場合の例として、近似曲線と注目断面Ｃ２との交差位置における近似曲線の傾きを求めることができる。なお、断面間距離Ｌは、線分や近似曲線を求める処理において、これら断層像Ｇ１１、Ｇ１２及びＧ２をｘｙｚ座標系に埋め込むときに用いられる。   Further, the inclination calculation unit 232 calculates the inclination A based on a line connecting these feature points. When the line segment is used, for example, the slope of the first line segment connecting the feature point of the blood vessel region V2 in the cross section of interest C2 and the feature point of the blood vessel region V11 in the cross section C11, and the feature point of the blood vessel region V2 The inclination A is calculated based on the inclination of the second line segment connecting the characteristic points of the blood vessel region V12 in the cross section C12. As an example of this calculation process, the average value of the slopes of two line segments can be obtained. Further, as an example of connecting with an approximate curve, the slope of the approximate curve at the intersection position of the approximate curve and the target cross section C2 can be obtained. Note that the cross-sectional distance L is used when embedding these tomographic images G11, G12, and G2 in the xyz coordinate system in the process of obtaining line segments and approximate curves.

この例では、３つの断面における血管領域を考慮しているが、２つの断面の血管領域を考慮して傾きを求めることも可能である。具体例として、断面Ｃ１１内の血管領域Ｖ１１と断面Ｃ１２内の血管領域Ｖ１２とに基づいて、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きＡを求めるよう構成できる。或いは、上記第１線分又は第２線分の傾きを傾きＡとして用いることも可能である。   In this example, the blood vessel regions in three cross sections are considered, but the inclination can be obtained in consideration of the blood vessel regions in the two cross sections. As a specific example, the inclination A of the target blood vessel Db in the target cross section C2 can be obtained based on the blood vessel region V11 in the cross section C11 and the blood vessel region V12 in the cross section C12. Alternatively, the slope of the first line segment or the second line segment can be used as the slope A.

また、上記の例では、血管領域に基づいて注目血管Ｄｂの傾きＡを求めているが、断層像内の所定領域に基づいて傾きを推定することも可能である。例えば、眼底Ｅｆの所定組織（内境界膜（ＩＬＭ）等）に相当する領域や、輝度又は形状が特徴的な領域を特定し、２以上の断層像から特定された当該領域の位置関係に基づいて傾きを推定することができる。   In the above example, the inclination A of the target blood vessel Db is obtained based on the blood vessel region, but the inclination can also be estimated based on a predetermined region in the tomographic image. For example, an area corresponding to a predetermined tissue (such as an inner boundary membrane (ILM)) of the fundus oculi Ef or an area having a characteristic luminance or shape is specified, and based on the positional relationship between the areas specified from two or more tomographic images. To estimate the slope.

また、上記の例では傾きＡの値を１つだけ求めているが、血管領域Ｖ２中の２以上の位置（又は領域）についてそれぞれ傾きを求めるよう構成してもよい。この場合、得られた２以上の傾きの値を別々に用いることもできるし、これら傾きの値から統計的に得られる１つの値（例えば平均値）を傾きＡとして用いることもできる。   In the above example, only one value of the inclination A is obtained. However, the inclination may be obtained for each of two or more positions (or areas) in the blood vessel region V2. In this case, 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.

（変位算出部２３３）
変位算出部２３３は被検眼Ｅの変位を求める。特に、変位算出部２３３は、光学的手法で取得されたデータに基づいて被検眼Ｅの変位を算出する。変位算出部２３３は、第１走査における被検眼Ｅの位置と第２走査における被検眼Ｅの位置との間の変位を求める。第１走査における被検眼Ｅの位置は、第１走査の実行中の任意のタイミング、第１走査の直前のタイミング、及び第１の走査の直後のタイミングのいずれかのタイミングにおける被検眼Ｅの位置であってよい。同様に、第２走査における被検眼Ｅの位置は、第２走査の実行中の任意のタイミング、第２走査の直前のタイミング、及び第２の走査の直後のタイミングのいずれかのタイミングにおける被検眼Ｅの位置であってよい。 (Displacement calculation unit 233)
The displacement calculator 233 calculates the displacement of the eye E. In particular, the displacement calculator 233 calculates the displacement of the eye E based on data acquired by an optical method. The displacement calculation unit 233 obtains a displacement between the position of the eye E in the first scan and the position of the eye E in the second scan. The position of the eye E in the first scan is the position of the eye E at any one of the arbitrary timing during execution of the first scan, the timing immediately before the first scan, and the timing immediately after the first scan. It may be. Similarly, the position of the eye E to be examined in the second scan is the eye to be examined at any timing during execution of the second scan, timing just before the second scan, and timing just after the second scan. It may be the position of E.

被検眼Ｅの変位の算出に用いられるデータの幾つかの例を説明する。第１の例として、被検眼Ｅを撮影して得られた画像がある。この画像は、前眼部の画像（観察画像、撮影画像又はＯＣＴ画像）又は眼底Ｅｆの画像（観察画像、撮影画像又はＯＣＴ画像）であってよい。変位算出部２３３は、この画像を解析することで特徴点を特定する。この特徴点は、例えば、瞳孔の重心・中心・輪郭、角膜頂点、虹彩、視神経乳頭の重心・中心・輪郭、黄斑の中心（中心窩）、血管、病変部などであってよい。特徴点の特定は、画素値（輝度値、ＲＧＢ値等）の解析やパターン解析などの任意の画像処理を用いて行われる。更に、変位算出部２３３は、例えば、第１走査における被検眼Ｅの位置（座標値）と第２走査における被検眼Ｅの位置（座標値）との間の変位（差分）を算出する。この変位は、２次元的変位又は３次元的変位であってよい（以下同様）。   Several examples of data used for calculating the displacement of the eye E will be described. As a first example, there is an image obtained by photographing the eye E. This image may be an image of the anterior segment (observation image, captured image or OCT image) or an image of the fundus oculi Ef (observation image, captured image or OCT image). The displacement calculation unit 233 identifies the feature point by analyzing this image. This feature point may be, for example, the center of gravity / center / contour of the pupil, the apex of the cornea, the iris, the center of gravity / center / contour of the optic disc, the center of the macula (fovea), the blood vessel, and the lesioned part. The feature points are identified by using arbitrary image processing such as analysis of pixel values (luminance values, RGB values, etc.) and pattern analysis. Furthermore, the displacement calculation unit 233 calculates, for example, a displacement (difference) between the position (coordinate value) of the eye E in the first scan and the position (coordinate value) of the eye E in the second scan. This displacement may be a two-dimensional displacement or a three-dimensional displacement (the same applies hereinafter).

被検眼Ｅを撮影して得られた画像に基づく変位算出の他の例として、画像に描出されたアーティファクト（フレア等）の位置やサイズに基づいて、（装置光学系に対する）被検眼Ｅの位置を求めることができる。   As another example of displacement calculation based on an image obtained by photographing the eye E, the position of the eye E (relative to the apparatus optical system) based on the position and size of artifacts (flares, etc.) depicted in the image Can be requested.

第２の例として、被検眼Ｅに投影される光（指標）の検出結果がある。この指標は、例えばアライメント指標であってよい。この場合、変位算出部２３３は、観察画像等に描出された一対のアライメント指標像の位置に基づいて、（装置光学系に対する）被検眼Ｅの位置を求める。更に、変位算出部２３３は、例えば、第１走査における被検眼Ｅの位置（座標値）と第２走査における被検眼Ｅの位置（座標値）との間の変位（差分）を算出する。また、変位算出のための指標として、レフラクトメータや眼圧計等におけるアライメント輝点を用いることができる。   As a second example, there is a detection result of light (index) projected on the eye E. This index may be an alignment index, for example. In this case, the displacement calculation unit 233 obtains the position of the eye E (relative to the apparatus optical system) based on the positions of the pair of alignment index images drawn on the observation image or the like. Furthermore, the displacement calculation unit 233 calculates, for example, a displacement (difference) between the position (coordinate value) of the eye E in the first scan and the position (coordinate value) of the eye E in the second scan. As an index for calculating displacement, an alignment bright spot in a refractometer, a tonometer, or the like can be used.

第３の例として、前眼部を異なる方向から実質的に同時に撮影して得られた２以上の画像がある。変位算出部２３３は、これら２以上の画像を解析することにより、被検眼Ｅの３次元位置を求める。この技術は、本出願人による特開２０１３−２４８３７６号公報などに開示されている。変位算出部２３３は、例えば、第１走査における被検眼Ｅの３次元位置（座標値）と第２走査における被検眼Ｅの３次元位置（座標値）との間の変位（差分）を算出する。なお、３次元位置のうちｘｙ方向の位置（２次元位置）を用いるようにしてもよい。   As a third example, there are two or more images obtained by photographing the anterior eye portion substantially simultaneously from different directions. The displacement calculation unit 233 determines the three-dimensional position of the eye E by analyzing these two or more images. This technique is disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2013-248376 by the present applicant. For example, the displacement calculation unit 233 calculates a displacement (difference) between the three-dimensional position (coordinate value) of the eye E in the first scan and the three-dimensional position (coordinate value) of the eye E in the second scan. . Of the three-dimensional positions, a position in the xy direction (two-dimensional position) may be used.

（血流情報生成部２３４）
血流情報生成部２３４は、眼底ＥｆのＯＣＴ計測により取得されたデータと変位算出部２３３により算出された被検眼Ｅの変位とに基づいて、被検眼Ｅの血流情報を生成する。より具体的には、血流情報生成部２３４は、第２走査（ドップラーＯＣＴ）により取得されたデータ（位相画像）と、傾き算出部２３２により算出された注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きと、変位算出部２３３により求められた被検眼Ｅの変位とに基づいて、注目血管Ｄｂに関する血流情報を生成する。前述のように、血流情報生成部２３４には、補正量算出部２３４１と、血流速度算出部２３４２と、血管径算出部２３４３と、血流量算出部２３４４とが設けられている。 (Blood flow information generation unit 234)
The blood flow information generation unit 234 generates blood flow information of the eye E based on the data acquired by OCT measurement of the fundus oculi Ef and the displacement of the eye E calculated by the displacement calculation unit 233. More specifically, the blood flow information generation unit 234 includes the data (phase image) acquired by the second scan (Doppler OCT) and the inclination of the target blood vessel Db in the target cross section C2 calculated by the inclination calculation unit 232. Based on the displacement of the eye E obtained by the displacement calculator 233, blood flow information related to the target blood vessel Db is generated. As described above, the blood flow information generation unit 234 is provided with the correction amount calculation unit 2341, the blood flow velocity calculation unit 2342, the blood vessel diameter calculation unit 2343, and the blood flow rate calculation unit 2344.

（補正量算出部２３４１）
補正量算出部２３４１は、変位算出部２３３により求められた被検眼Ｅの変位に基づいて、傾き算出部２３２により算出された注目血管Ｄｂの傾きを補正するための補正量を算出する。前述したように、ドップラーＯＣＴにおいては、測定光ＬＳの入射方向と注目血管Ｄｂの傾き（血流方向）との間の角度が考慮される。よって、注目血管Ｄｂの傾きの補正量は、測定光ＬＳの入射方向と血流方向との間の角度の補正量と実質的に等価である。 (Correction amount calculation unit 2341)
The correction amount calculation unit 2341 calculates a correction amount for correcting the inclination of the target blood vessel Db calculated by the inclination calculation unit 232 based on the displacement of the eye E obtained by the displacement calculation unit 233. As described above, in Doppler OCT, an angle between the incident direction of the measurement light LS and the inclination (blood flow direction) of the blood vessel Db of interest is considered. Therefore, the correction amount of the inclination of the target blood vessel Db is substantially equivalent to the correction amount of the angle between the incident direction of the measurement light LS and the blood flow direction.

補正量の算出の例を図７に基づき説明する。符号ＬＳ０及びＬＳ１のそれぞれは、測定光ＬＳの経路を示す。被検眼Ｅの外部において、測定経路ＬＳ０と測定経路ＬＳ１とは互いに平行であり（双方ともにｚ方向に沿っている）、ｘｙ方向に変位ｄだけ離れている。測定経路ＬＳ０はアライメントが好適な状態における測定光ＬＳの経路を示し、測定経路ＬＳ１はアライメントがずれた状態における測定光ＬＳの経路を示す。これら測定経路ＬＳ０及びＬＳ１は、眼底Ｅｆの同じ位置に到達するものとする。測定経路ＬＳ０のうち被検眼Ｅ内に位置する部分の長さ（例えば眼軸長）をＴで表す。以上の準備の下、これら測定経路ＬＳ０及びＬＳ１が眼底Ｅｆにおいて成す角度（誤差）Δθは、次式により得られる。   An example of calculating the correction amount will be described with reference to FIG. Each of the symbols LS0 and LS1 indicates the path of the measurement light LS. Outside the eye E, the measurement path LS0 and the measurement path LS1 are parallel to each other (both are along the z direction), and are separated by a displacement d in the xy direction. The measurement path LS0 indicates the path of the measurement light LS in a state where alignment is favorable, and the measurement path LS1 indicates the path of the measurement light LS in a state where alignment is shifted. These measurement paths LS0 and LS1 reach the same position of the fundus oculi Ef. The length of the portion of the measurement path LS0 located in the eye E (for example, the axial length) is represented by T. With the above preparation, the angle (error) Δθ formed by the measurement paths LS0 and LS1 at the fundus oculi Ef is obtained by the following equation.

具体例として、被検眼Ｅの眼軸長を空気換算で１７ｍｍと仮定し（Ｔ＝１７ｍｍ）、被検眼Ｅの変位を０．５ｍｍと仮定する（ｄ＝０．５ｍｍ）。この場合、誤差Δθ＝１．７度となる。この誤差Δθが血流速度の算出結果に与える影響は大きい。なお、値Ｔは既定値（デフォルト値）でもよいし、検査ごとに設定される値でもよい。既定値の例として、眼軸長の標準値（模型眼の値等）、被検者の属性（年齢層、性別、疾患等）ごとの眼軸長の標準値などがある。検査ごとの設定値の例として、被検眼Ｅの眼軸長がある。また、眼軸長は、任意の方法で補正された値でもよい。例えば、被検者の属性、被検眼の測定データ、被検眼の向き等によって、眼軸長の標準値又は測定値を補正して得られた値を演算に用いることができる。或いは、演算手法に応じて定義された（広義の）眼軸長を適用することも可能である。例えば、前眼部の所定位置（例えば、角膜、水晶体等の主平面位置）から眼底までの距離を演算に用いることができる。また、このような広義の眼軸長の標準値（模型眼の値等）を上記のような方法で補正して得られた値を演算に適用することも可能である。   As a specific example, the axial length of the eye E is assumed to be 17 mm in terms of air (T = 17 mm), and the displacement of the eye E is assumed to be 0.5 mm (d = 0.5 mm). In this case, the error Δθ = 1.7 degrees. This error Δθ has a great influence on the blood flow velocity calculation result. The value T may be a default value (default value) or a value set for each examination. Examples of the predetermined value include a standard value of axial length (model eye value, etc.), a standard value of axial length for each subject attribute (age group, sex, disease, etc.). As an example of the set value for each examination, there is an axial length of the eye E to be examined. Further, the axial length may be a value corrected by an arbitrary method. For example, a value obtained by correcting the standard value or measurement value of the axial length of the eye according to the subject's attributes, the measurement data of the eye to be examined, the orientation of the eye to be examined, and the like can be used for the calculation. Alternatively, it is also possible to apply an eye axis length (in a broad sense) defined according to the calculation method. For example, the distance from the predetermined position of the anterior eye part (for example, the main plane position of the cornea, crystalline lens, etc.) to the fundus can be used for the calculation. It is also possible to apply a value obtained by correcting such a standard value of the axial length of the eye (model eye value, etc.) in a broad sense by the above method.

補正量算出部２３４１は、変位算出部２３３により求められた被検眼Ｅの変位ｄに基づいて誤差Δθを算出する。誤差Δθは、測定光ＬＳの入射方向と注目血管Ｄｂの傾きとの間の角度θの補正量として用いられる。以下、被検眼Ｅの変位の算出方法の例とともに、補正量Δθの大きさ及び符号（＋／−）の算出方法を説明する。   The correction amount calculation unit 2341 calculates the error Δθ based on the displacement d of the eye E obtained by the displacement calculation unit 233. The error Δθ is used as a correction amount of the angle θ between the incident direction of the measurement light LS and the inclination of the target blood vessel Db. Hereinafter, the calculation method of the magnitude of the correction amount Δθ and the sign (+/−) will be described together with an example of the calculation method of the displacement of the eye E.

第１走査における被検眼Ｅ（その特徴点等）の座標値とＰ_１＝（ｘ_１、ｙ_１）とし、第２走査における被検眼Ｅ（その特徴点等）の座標値をＰ_２＝（ｘ_２、ｙ_２）とする。これら座標値は変位算出部２３３により得られる。変位算出部２３３は、更に、これら座標値Ｐ_１及びＰ_２を極座標に変換する：Ｐ_１＝（ｒ_１、θ_１）、Ｐ_２＝（ｒ_２、θ_２）。そして、変位算出部２３３は、これら座標値Ｐ_１及びＰ_２の間の距離を被検眼Ｅの変位ｄとして算出する。変位ｄは次式のように表される。 The coordinate value of the eye E (its feature points, etc.) in the first scan and P ₁ = (x ₁ , y ₁ ), and the coordinate value of the eye E (its feature points, etc.) in the second scan are P ₂ = ( x ₂ , y ₂ ). These coordinate values are obtained by the displacement calculator 233. The displacement calculation unit 233 further converts these coordinate values P ₁ and P ₂ into polar coordinates: P ₁ = (r ₁ , θ ₁ ), P ₂ = (r ₂ , θ ₂ ). Then, the displacement calculating unit 233 calculates the distance between the coordinate values P ₁ and P ₂ as the displacement d of the eye E. The displacement d is expressed as follows:

補正量算出部２３４１は、算出された変位ｄを式（１）に代入することにより補正量Δθの大きさを算出する。更に、補正量算出部２３４１は、Δｒ＝ｒ_２−ｒ_１を算出する。Δｒが正値である場合（Δｒ＞０）、補正量算出部２３４１は、補正量Δθの符号を「＋」に設定する。一方、Δｒが負値である場合（Δｒ＜０）、補正量算出部２３４１は、補正量Δθの符号を「−」に設定する。 The correction amount calculation unit 2341 calculates the magnitude of the correction amount Δθ by substituting the calculated displacement d into the equation (1). Further, the correction amount calculation unit 2341 calculates Δr = r ₂ −r ₁ . When Δr is a positive value (Δr> 0), the correction amount calculation unit 2341 sets the sign of the correction amount Δθ to “+”. On the other hand, when Δr is a negative value (Δr <0), the correction amount calculation unit 2341 sets the sign of the correction amount Δθ to “−”.

上記の例では変位ｄを式（１）に代入しているが、変位ｄのうちドップラーＯＣＴに寄与する成分を式（１）に代入するようにしてもよい。ドップラーＯＣＴに寄与する成分は、変位ｄのうち傾きＡ（図６を参照）の方向の成分である。この成分は、変位ｄを表すベクトルを、傾きＡを表すベクトルに投影することによって得られる。つまり、この成分は、傾きＡ方向への変位ｄのコサイン成分として表される。変位算出部２３３は、このようにして得られた変位ｄの成分を式（１）に代入することにより、補正量Δθの大きさを算出することができる。補正量の符号については上記の例と同様にして決定できる。   In the above example, the displacement d is substituted into the equation (1), but a component contributing to the Doppler OCT in the displacement d may be substituted into the equation (1). A component contributing to Doppler OCT is a component of the displacement d in the direction of the slope A (see FIG. 6). This component is obtained by projecting a vector representing the displacement d onto a vector representing the slope A. That is, this component is expressed as a cosine component of the displacement d in the direction of the inclination A. The displacement calculation unit 233 can calculate the magnitude of the correction amount Δθ by substituting the component of the displacement d obtained in this way into the equation (1). The sign of the correction amount can be determined in the same manner as in the above example.

（血流速度算出部２３４２）
血流速度算出部２３４２は、位相画像として得られる位相差の時系列変化に基づいて、注目血管Ｄｂ内を流れる血液の注目断面Ｃ２における血流速度を算出する。この算出対象は、或る時点における血流速度でもよいし、この血流速度の時系列変化（血流速度変化情報）でもよい。前者の場合、例えば心電図の所定の時相（例えばＲ波の時相）における血流速度を選択的に取得することが可能である。また、後者における時間の範囲は、注目断面Ｃ２を走査した時間の全体又は任意の一部である。 (Blood velocity calculator 2342)
The blood flow velocity calculation unit 2342 calculates the blood flow velocity in the target section C2 of the blood flowing in the target blood vessel Db based on the time-series change of the phase difference obtained as the phase image. This calculation target may be a blood flow velocity at a certain point in time, or a time-series change (blood flow velocity change information) of this blood flow velocity. In the former case, for example, it is possible to selectively acquire the blood flow velocity in a predetermined time phase of the electrocardiogram (for example, the time phase of the R wave). The time range in the latter is the entire time or arbitrary part of the time when the target cross section C2 is scanned.

血流速度変化情報が得られた場合、血流速度算出部２３４２は、当該時間の範囲における血流速度の統計値を算出することができる。この統計値としては、平均値、標準偏差、分散、中央値、最大値、最小値、極大値、極小値などがある。また、血流速度の値についてのヒストグラムを作成することもできる。   When the blood flow velocity change information is obtained, the blood flow velocity calculator 2342 can calculate the 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.

血流速度算出部２３４２は、前述のようにドップラーＯＣＴの手法を用いて血流速度を算出する。このとき、傾き算出部２３２により算出された注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きＡと、補正量算出部２３４１により算出された補正量Δθとが考慮される。具体的には、傾き算出部２３２は次式を用いる。   The blood flow velocity calculation unit 2342 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 target section C2 calculated by the inclination calculation unit 232 and the correction amount Δθ calculated by the correction amount calculation unit 2341 are considered. Specifically, the inclination calculation unit 232 uses the following equation.

ここで：
Δｆは、測定光ＬＳの散乱光が受けるドップラーシフトを表す；
ｎは、媒質（血液）の屈折率を表す；
ｖは、媒質の流速（血流速度）を表す；
θは、測定光ＬＳの入射方向と媒質の流れの方向（傾きＡ）とが成す角度を表す；
Δθは、θの補正量を表す；
λは、測定光ＬＳの中心波長を表す。 here:
Δf represents the Doppler shift received by the scattered light of the measurement light LS;
n represents the refractive index of the medium (blood);
v represents the flow velocity (blood flow velocity) of the medium;
θ represents an angle formed by the incident direction of the measurement light LS and the direction of the medium flow (inclination A);
Δθ represents the correction amount of θ;
λ represents the center wavelength of the measurement light LS.

この実施形態では、ｎとλは既知であり、Δｆは位相差の時系列変化から得られ、θは傾きＡから得られ（又はθは傾きＡとして得られ）、Δθは補正量算出部２３４１により得られる。これらの値を式（３）に代入することにより、血流速度ｖが算出される。   In this embodiment, n and λ are known, Δf is obtained from the time-series change of the phase difference, θ is obtained from the slope A (or θ is obtained as the slope A), and Δθ is the correction amount calculation unit 2341. Is obtained. By substituting these values into Equation (3), the blood flow velocity v is calculated.

（血管径算出部２３４３）
血管径算出部２３４３は、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの径を算出する。この算出方法の例として、眼底像を用いた第１の算出方法と、断層像を用いた第２の算出方法がある。 (Blood vessel diameter calculation unit 2343)
The blood vessel diameter calculator 2343 calculates the diameter of the target blood vessel Db in the target cross section C2. Examples of this calculation method include a first calculation method using a fundus image and a second calculation method using a tomographic image.

第１の算出方法が適用される場合、注目断面Ｃ２の位置を含む眼底Ｅｆの部位の撮影があらかじめ行われる。それにより得られる眼底像は、観察画像（のフレーム）でもよいし、撮影画像でもよい。撮影画像がカラー画像である場合には、これを構成する画像（例えばレッドフリー画像）を用いてもよい。   When the first calculation method is applied, imaging of a part of the fundus oculi Ef including the position of the attention cross section C2 is performed in advance. The fundus image obtained thereby may be an observation image (frame) or a captured image. When the captured image is a color image, an image constituting the image (for example, a red free image) may be used.

血管径算出部２３４３は、撮影画角（撮影倍率）、ワーキングディスタンス、眼球光学系の情報など、画像上のスケールと実空間でのスケールとの関係を決定する各種ファクターに基づいて、眼底像におけるスケールを設定する。このスケールは実空間における長さを表す。具体例として、このスケールは、隣接する画素の間隔と、実空間におけるスケールとを対応付けたものである（例えば画素の間隔＝１０μｍ）。なお、上記ファクターの様々な値と、実空間でのスケールとの関係をあらかじめ算出し、この関係をテーブル形式やグラフ形式で表現した情報を記憶しておくことも可能である。この場合、血管径算出部２３４３は、上記ファクターに対応するスケールを選択的に適用する。   The blood vessel diameter calculation unit 2343 is based on various factors that determine the relationship between the scale on the image and the scale in the real space, such as the imaging angle of view (imaging magnification), working distance, and information on the eyeball optical system. Set the scale. This scale represents the length in real space. As a specific example, this scale associates an interval between adjacent pixels with a scale in real space (for example, an interval between pixels = 10 μm). It is also possible to calculate in advance the relationship between various values of the above factor and the scale in the real space, and store information expressing this relationship in a table format or a graph format. In this case, the blood vessel diameter calculation unit 2343 selectively applies a scale corresponding to the factor.

更に、血管径算出部２３４３は、このスケールと血管領域Ｖ２に含まれる画素とに基づいて、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの径、つまり血管領域Ｖ２の径を算出する。具体例として、血管径算出部２３４３は、血管領域Ｖ２の様々な方向の径の最大値や平均値を求める。また、血管領域２３５は、血管領域Ｖ２の輪郭を円近似又は楕円近似し、その円又は楕円の径を求めることができる。なお、血管径が決まれば血管領域Ｖ２の面積を（実質的に）決定することができるので、血管径を求める代わりに当該面積を算出するようにしてもよい。   Furthermore, the blood vessel diameter calculation unit 2343 calculates the diameter of the target blood vessel Db in the target cross section C2, that is, the diameter of the blood vessel region V2, based on the scale and the pixels included in the blood vessel region V2. As a specific example, the blood vessel diameter calculation unit 2343 obtains the maximum value and the average value of the diameters of the blood vessel region V2 in various directions. Further, the blood vessel region 235 can approximate the outline of the blood vessel region V2 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 region V2 can be (substantially) determined, so that the area may be calculated instead of obtaining the blood vessel diameter.

第２の算出方法について説明する。第２の算出方法では、注目断面Ｃ２における眼底Ｅｆの断層像が用いられる。この断層像は、第２走査に基づく断層像でもよいし、これとは別に取得されたものでもよい。この断層像におけるスケールは、測定光ＬＳの走査態様に応じて決定される。図５に示すように注目断面Ｃ２を走査する場合、注目断面Ｃ２の長さは、ワーキングディスタンス、眼球光学系の情報など、画像上のスケールと実空間でのスケールとの関係を決定する各種ファクターに基づいて決定される。血管径算出部２３４３は、例えば、この長さに基づいて隣接する画素の間隔を求め、第１の算出方法と同様にして注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの径を算出する。   A second calculation method will be described. In the second calculation method, a tomographic image of the fundus oculi Ef at the cross section of interest C2 is used. This tomographic image may be a tomographic image based on the second scanning, or may be acquired separately. The scale in this tomographic image is determined according to the scanning mode of the measurement light LS. When scanning the cross section of interest C2 as shown in FIG. 5, the length of the cross section of interest C2 is various factors that determine the relationship between the scale on the image and the scale in real space, such as working distance and information on the eyeball optical system. To be determined. For example, the blood vessel diameter calculation unit 2343 calculates the interval between adjacent pixels based on this length, and calculates the diameter of the target blood vessel Db in the target cross section C2 in the same manner as in the first calculation method.

（血流量算出部２３４４）
血流量算出部２３４４は、血流速度の算出結果と血管径の算出結果とに基づいて、注目血管Ｄｂ内を流れる血液の流量を算出する。この処理の一例を以下に説明する。 (Blood flow calculation unit 2344)
The blood flow rate calculation unit 2344 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.

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。   It is assumed that the blood flow in the blood vessel is a Hagen-Poiseille flow. Further, when the blood vessel diameter is w and the maximum value of the blood flow velocity is Vm, the blood flow rate Q is expressed by the following equation.

血流量算出部２３４４は、血管径算出部２３４３による血管径の算出結果ｗと、血流速度算出部２３４２による血流速度の算出結果に基づく最大値Ｖｍとを式（４）に代入することにより、血流量Ｑを算出する。   The blood flow rate calculation unit 2344 substitutes the calculation result w of the blood vessel diameter by the blood vessel diameter calculation unit 2343 and the maximum value Vm based on the calculation result of the blood flow velocity by the blood flow velocity calculation unit 2342 into Expression (4). The blood flow rate Q is calculated.

（断面設定部２３５）
主制御部２１１は、表示部２４１に眼底像を表示させる。この眼底像は観察画像でも撮影画像でもよい。また、この眼底像は撮影画像を構成する画像であってもよい。ユーザは、操作部２４２を操作することで、表示された眼底像に注目断面Ｃ２を指定する。断面設定部２３５は、指定された注目断面Ｃ２とこの眼底像とに基づいて、第１走査が適用される２つの断面Ｃ１１及びＣ１２を設定する。なお、前述のように、注目断面Ｃ２は所望の注目血管Ｄｂを横切るように指定される。 (Cross-section setting part 235)
The main control unit 211 causes the display unit 241 to display a fundus image. This fundus image may be an observation image or a captured image. Further, the fundus image may be an image constituting a captured image. The user operates the operation unit 242 to specify the attention cross section C2 in the displayed fundus image. The cross-section setting unit 235 sets two cross-sections C11 and C12 to which the first scan is applied based on the designated target cross-section C2 and the fundus image. As described above, the target cross section C2 is specified so as to cross the desired target blood vessel Db.

注目断面Ｃ２を眼底像に指定する操作は、例えばポインティングデバイスを用いて行われる。また、表示部２４１がタッチパネルの場合、ユーザは表示された眼底像の所望の位置に触れることで注目断面Ｃ２を指定する。この場合において、注目断面Ｃ２のパラメータ（向き、長さ等）は、手動又は自動で設定される。   The operation of designating the cross section of interest C2 as a fundus image is performed using, for example, a pointing device. When the display unit 241 is a touch panel, the user designates the attention cross section C2 by touching a desired position of the displayed fundus image. In this case, the parameters (direction, length, etc.) of the target cross section C2 are set manually or automatically.

手動の場合の例として、パラメータを設定するための所定のインターフェイスを用いることができる。このインターフェイスは、スイッチ等のハードウェアでもよいし、グラフィカルユーザインターフェイス（ＧＵＩ）等のソフトウェアでもよい。   As an example of manual operation, a predetermined interface for setting parameters can be used. This interface may be hardware such as a switch or software such as a graphical user interface (GUI).

自動の場合の例として、断面設定部２３５は、ユーザが眼底像に指定した位置に基づいてパラメータを設定する。長さの自動設定は、あらかじめ決められた値を適用してもよいし、指定位置及びその近傍の血管の位置を考慮してもよい。前者の値は、例えば、所定の注目血管とその近傍の血管との間の一般的な距離に基づいて指定される。この距離の情報は、臨床データに基づいて生成できる。後者の場合も同様である。   As an example of an automatic case, the cross-section setting unit 235 sets parameters based on the position designated by the user for the fundus image. For the automatic length setting, a predetermined value may be applied, or the designated position and the position of a blood vessel in the vicinity thereof may be considered. The former value is designated based on, for example, a general distance between a predetermined blood vessel of interest and a blood vessel in the vicinity thereof. This distance information can be generated based on clinical data. The same applies to the latter case.

注目断面Ｃ２の向きの自動設定については、あらかじめ決められた向きを適用してもよいし、注目血管Ｄｂの向きを考慮してもよい。前者の場合、所定の注目血管の各位置における傾きを表す情報をあらかじめ生成し、これを参照する。この情報は、臨床データに基づき生成できる。後者の場合、指定位置における注目血管Ｄｂの走行方向を求め、この走行方向に基づいて設定される。この走行方向を求める処理は、例えば注目血管Ｄｂの細線化処理を用いて行われる。なお、いずれの場合においても、注目断面Ｃ２の向きは、ｘｙ平面において、走行方向に直交するように設定されることが望ましい。   For automatic setting of the orientation of the cross section of interest C2, a predetermined orientation may be applied, or the orientation of the blood vessel Db of interest may be considered. In the former case, information indicating the inclination of each position of a predetermined blood vessel of interest is generated in advance and is referred to. This information can be generated based on clinical data. In the latter case, the traveling direction of the target blood vessel Db at the designated position is obtained and set based on the traveling direction. The processing for obtaining the traveling direction is performed using, for example, thinning processing of the blood vessel Db of interest. In any case, it is desirable that the orientation of the cross section of interest C2 is set to be orthogonal to the traveling direction on the xy plane.

次に、第１走査が適用される断面Ｃ１１及びＣ１２を設定する処理について説明する。断面設定部２３５は、注目断面Ｃ２から所定距離だけ離れた位置にこれら断面Ｃ１１及びＣ１２を設定する。この距離は、例えば１００μｍに設定される。この距離の特定は、例えば前述のようにして行われる。また、これら断面Ｃ１１及びＣ１２の長さ及び／又は向きは、注目断面Ｃ２の場合と同様にして設定される。   Next, processing for setting the cross sections C11 and C12 to which the first scan is applied will be described. The cross section setting unit 235 sets the cross sections C11 and C12 at positions separated from the target cross section C2 by a predetermined distance. This distance is set to 100 μm, for example. This distance is specified as described above, for example. Further, the lengths and / or orientations of the cross sections C11 and C12 are set in the same manner as in the case of the cross section of interest C2.

以上のように機能するデータ処理部２３０は、例えば、プロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、回路基板等を含んで構成される。ハードディスクドライブ等の記憶装置には、上記機能をプロセッサに実行させるコンピュータプログラムがあらかじめ格納されている。   The data processing unit 230 that functions as described above includes, for example, a processor, a RAM, a ROM, a hard disk drive, a circuit board, and the like. A storage device such as a hard disk drive stores in advance a computer program that causes the processor to execute the above functions.

（ユーザインターフェイス２４０）
ユーザインターフェイス２４０には、表示部２４１と操作部２４２とが含まれる。表示部２４１は、演算制御ユニット２００の表示デバイスや表示装置３を含む。操作部２４２は、演算制御ユニット２００の操作デバイスを含む。ユーザインターフェイス２４０は、例えばタッチパネルのように、表示機能と操作機能とを備えるデバイスを含んでよい。 (User interface 240)
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. The operation unit 242 includes an operation device of the arithmetic control unit 200. The user interface 240 may include a device having a display function and an operation function, such as a touch panel.

［動作］
血流計測装置１の動作について説明する。図８は、血流計測装置１の動作の一例を表す。 [Operation]
The operation of the blood flow measuring device 1 will be described. FIG. 8 illustrates an example of the operation of the blood flow measurement device 1.

（Ｓ１：患者の選択）
まず、血流計測の対象となる患者を選択する。患者の選択は、例えば患者ＩＤを入力することにより行われる。 (S1: Patient selection)
First, a patient for blood flow measurement is selected. Selection of a patient is performed by inputting a patient ID, for example.

（Ｓ２：撮影位置の指定）
ユーザは、装置光学系の位置を調整するなどして被検眼Ｅの撮影を行う位置を指定する。 (S2: Specification of shooting position)
The user designates a position for photographing the eye E by adjusting the position of the apparatus optical system.

（Ｓ３：アライメント）
次に、被検眼Ｅに対する装置光学系の位置合わせ（アライメント）が行われる。アライメントは、例えばアライメント指標を用いて行われる。或いは、本出願人による特開２０１３−２４８３７６号公報に記載された２以上の前眼部カメラが設けられている場合、前眼部を異なる方向から実質的に同時に撮影して得られる２以上の画像に基づいてアライメントを行うことができる。本ステップにおいて、フォーカス調整等を更に行ってもよい。 (S3: Alignment)
Next, alignment of the apparatus optical system with respect to the eye E is performed. The alignment is performed using, for example, an alignment index. Alternatively, when two or more anterior eye cameras described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2013-248376 by the present applicant are provided, two or more obtained by photographing the anterior eye part substantially simultaneously from different directions Alignment can be performed based on the image. In this step, focus adjustment or the like may be further performed.

（Ｓ４：血流計測位置の指定）
続いて、血流計測が行われる位置（特に注目断面Ｃ２）が指定される。このとき、ユーザにより指定された断面が適正か否か判定するための処理を実行することができる。この適否判定は、例えば、当該断面やその近傍をＯＣＴで走査して得られた画像に基づいて、当該断面における当該血管の傾きを算出する処理と、この傾きが許容範囲に含まれるか否か判定する処理とを含む。傾きが許容範囲に含まれる場合、この断面が血流計測の対象（注目断面Ｃ２）として採用される。注目断面Ｃ２が決定すると、断面設定部２３５は、第１走査の対象となる２つの断面Ｃ１１及びＣ１２を設定する。 (S4: designation of blood flow measurement position)
Subsequently, a position where blood flow measurement is performed (particularly the cross section of interest C2) is designated. At this time, a process for determining whether or not the cross section designated by the user is appropriate can be executed. This suitability determination includes, for example, a process of calculating the inclination of the blood vessel in the cross section based on an image obtained by scanning the cross section and the vicinity thereof with OCT, and whether or not the inclination is included in an allowable range. Determination processing. When the inclination is included in the allowable range, this cross section is adopted as a blood flow measurement target (attention cross section C2). When the target cross section C2 is determined, the cross section setting unit 235 sets the two cross sections C11 and C12 to be subjected to the first scanning.

（Ｓ５：被検眼位置のモニタ開始）
血流計測装置１は、被検眼Ｅの位置のモニタを開始する。被検眼Ｅの位置のモニタは、例えば、前眼部の観察画像を取得する処理と、観察画像として所定のレートで得られるフレームを解析して瞳孔重心の位置（座標）を求める処理とを含む。なお、前述した他の手法を用いてもよい。 (S5: Start of monitoring of eye position to be examined)
The blood flow measuring device 1 starts monitoring the position of the eye E. The monitor of the position of the eye E includes, for example, processing for acquiring an observation image of the anterior segment and processing for obtaining a position (coordinates) of the center of gravity of the pupil by analyzing a frame obtained at a predetermined rate as the observation image. . Note that other methods described above may be used.

（Ｓ６：第１走査）
血流計測装置１は、ステップＳ４で断面設定部２３５により設定された２つの断面Ｃ１１及びＣ１２のＯＣＴスキャンを実行する（第１走査）。断層像形成部２２１は、第１走査により取得されたデータに基づいて、断面Ｃ１１及びＣ１２に対応する断層像Ｇ１１及びＧ１２を形成する。データ処理部２３０（特に傾き算出部２３２）は、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの傾きＡを算出する。なお、第２走査により取得されたデータを加味して傾きＡを算出する場合、傾きＡの算出は、第２走査より後に実行される。 (S6: First scan)
The blood flow measurement device 1 executes OCT scans of the two cross sections C11 and C12 set by the cross section setting unit 235 in step S4 (first scan). The tomographic image forming unit 221 forms tomographic images G11 and G12 corresponding to the cross sections C11 and C12 based on the data acquired by the first scanning. The data processing unit 230 (particularly the inclination calculating unit 232) calculates the inclination A of the target blood vessel Db in the target cross section C2. Note that when the inclination A is calculated in consideration of data acquired by the second scan, the inclination A is calculated after the second scan.

（Ｓ７：第１走査時の被検眼位置の記録）
ステップＳ６の第１走査を実行中の任意のタイミング、第１走査を開始する直前のタイミング、又は第１走査の完了の直後のタイミングにおいて、主制御部２１１は、当該タイミングにて取得された被検眼Ｅの位置を記憶部２１２（又はデータ処理部２３０等）に記録する。 (S7: Recording of eye position during first scan)
At an arbitrary timing during the execution of the first scan in step S6, a timing immediately before the start of the first scan, or a timing immediately after the completion of the first scan, the main control unit 211 receives the target acquired at the timing. The position of the optometry E is recorded in the storage unit 212 (or the data processing unit 230 or the like).

（Ｓ８：第２走査）
血流計測装置１は、ステップＳ４で指定された注目断面Ｃ２の反復的なＯＣＴスキャンを実行する（第２走査）。位相画像形成部２２２は、第２走査により取得されたデータに基づいて、注目断面Ｃ２における位相差の時系列変化を表す位相画像を形成する。更に、断層像形成部２２１は、当該データに基づいて注目断面Ｃ２の断層像を形成する。データ処理部２３０（血管領域特定部２３１、血管径算出部２３４３等）は、注目断面Ｃ２における注目血管Ｄｂの径を求める。 (S8: Second scan)
The blood flow measurement device 1 executes repetitive OCT scans of the target cross section C2 designated in step S4 (second scan). The phase image forming unit 222 forms a phase image representing a time-series change of the phase difference in the cross section of interest C2 based on the data acquired by the second scan. Further, the tomographic image forming unit 221 forms a tomographic image of the cross section of interest C2 based on the data. The data processing unit 230 (blood vessel region specifying unit 231, blood vessel diameter calculating unit 2343, etc.) obtains the diameter of the target blood vessel Db in the target cross section C2.

（Ｓ９：第２走査時の被検眼位置の記録）
ステップＳ８の第２走査を実行中の任意のタイミング、第２走査を開始する直前のタイミング、又は第２走査の完了の直後のタイミングにおいて、主制御部２１１は、当該タイミングにて取得された被検眼Ｅの位置を記憶部２１２（又はデータ処理部２３０等）に記録する。 (S9: Recording of eye position during second scanning)
At an arbitrary timing during the execution of the second scan in step S8, a timing immediately before the start of the second scan, or a timing immediately after the completion of the second scan, the main control unit 211 receives the target acquired at the timing. The position of the optometry E is recorded in the storage unit 212 (or the data processing unit 230 or the like).

（Ｓ１０：被検眼の変位の算出）
主制御部２１１は、ステップＳ７で記録された被検眼Ｅの位置（座標値Ｐ_１）と、ステップＳ９で記録された被検眼Ｅの位置（座標値Ｐ_２）とを読み出して変位算出部２３３に送る。変位算出部２３３は、座標値Ｐ_１及びＰ_２に基づいて、第１走査時の被検眼Ｅの位置に対する、第２走査時の被検眼Ｅの位置の変化（変位ｄ）を求める。 (S10: Calculation of displacement of eye to be examined)
The main control unit 211 reads out the position (coordinate value P ₁ ) of the eye E recorded in step S7 and the position (coordinate value P ₂ ) of the eye E recorded in step S9 to read the displacement calculation unit 233. Send to. Displacement calculating unit 233, based on the coordinate values P ₁ and P _2, relative to the position of the eye E at the time of the first scan to determine the change in position of the eye E at the time of the second scanning (displacement d).

（Ｓ１１：補正量の算出）
補正量算出部２３４１は、ステップＳ１０で算出された変位ｄに基づいて、注目血管Ｄｂの傾きの補正量Δθ、つまり測定光ＬＳの入射方向と血流方向との間の角度の補正量Δθを算出する。 (S11: Calculation of correction amount)
Based on the displacement d calculated in step S10, the correction amount calculation unit 2341 calculates the correction amount Δθ of the inclination of the target blood vessel Db, that is, the correction amount Δθ of the angle between the incident direction of the measurement light LS and the blood flow direction. calculate.

（Ｓ１２：血流情報の生成）
血流速度算出部２３４２は、ステップＳ６で算出された傾きＡと、ステップＳ８で取得された位相画像と、ステップＳ１１で算出された補正量Δθとに基づいて、注目断面Ｃ２における血流速度を算出する。更に、血流量算出部２３４４は、この血流速度の算出結果と、ステップＳ８で得られた血管径の算出結果とに基づいて、注目血管Ｄｂ内を流れる血液の流量を算出する。 (S12: Generation of blood flow information)
The blood flow velocity calculation unit 2342 calculates the blood flow velocity at the cross section of interest C2 based on the slope A calculated in step S6, the phase image acquired in step S8, and the correction amount Δθ calculated in step S11. calculate. Furthermore, the blood flow rate calculation unit 2344 calculates the flow rate of blood flowing in the target blood vessel Db based on the calculation result of the blood flow velocity and the calculation result of the blood vessel diameter obtained in step S8.

主制御部２１１は、血流速度の算出結果、血流量の算出結果等を含む血流情報を表示部２４１に表示させる。また、主制御部２１１は、ステップＳ１で入力された患者ＩＤに関連付けて血流情報を記憶部２１２に記憶させる。以上で、本例の血流計測に関する処理は終了となる。   The main control unit 211 causes the display unit 241 to display blood flow information including blood flow velocity calculation results, blood flow volume calculation results, and the like. Further, 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 blood flow measurement in this example.

［作用・効果］
実施形態に係る血流計測装置の作用及び効果について説明する。 [Action / Effect]
The operation and effect of the blood flow measurement device according to the embodiment will be described.

実施形態に係る血流計測装置は、データ取得部と、変位検出部と、データ処理部とを備える。データ取得部は、光コヒーレンストモグラフィを用いて被検眼のデータを取得する。変位検出部は、被検眼の変位を検出する。データ処理部は、データ取得部により取得されたデータと変位検出部により検出された変位とに基づいて、被検眼の血流情報を生成する。一例として、上記実施形態において、データ取得部は、ＯＣＴのための光学系と画像形成部２２０とを含み、変位検出部は、前眼部像等を取得するための光学系と変位算出部２３３とを含み、データ処理部は、データ処理部２３０（変位算出部２３３を除く）を含む。   The blood flow measurement device according to the embodiment includes a data acquisition unit, a displacement detection unit, and a data processing unit. The data acquisition unit acquires data of the eye to be examined using optical coherence tomography. The displacement detector detects the displacement of the eye to be examined. The data processing unit generates blood flow information of the eye to be examined based on the data acquired by the data acquisition unit and the displacement detected by the displacement detection unit. As an example, in the above-described embodiment, the data acquisition unit includes an optical system for OCT and the image forming unit 220, and the displacement detection unit includes an optical system for acquiring an anterior ocular segment image and the like and a displacement calculation unit 233. The data processing unit includes a data processing unit 230 (excluding the displacement calculation unit 233).

このような実施形態によれば、被検眼が変位した場合であっても、その変位の検出結果を反映させて血流情報を生成することができるので、血流情報の確度の向上を図ることが可能である。   According to such an embodiment, even when the subject's eye is displaced, blood flow information can be generated by reflecting the detection result of the displacement, so that the accuracy of the blood flow information is improved. Is possible.

実施形態において、データ取得部は、被検眼の注目血管に交差する２以上の断面を走査する第１走査と、注目血管に交差する注目断面を繰り返し走査する第２走査とを実行するよう構成されてよい。この場合、変位検出部は、第１走査における被検眼の位置と第２走査における被検眼の位置との間の変位を求めることができる。更に、データ処理部は、第１走査により取得されたデータに基づいて注目断面における注目血管の傾きを算出する傾き算出部（２３２）と、第２走査により取得されたデータと傾き算出部により算出された傾きと変位検出部により求められた変位とに基づいて血流情報を生成する血流情報生成部（２３４）とを含んでいてよい。   In the embodiment, the data acquisition unit is configured to execute a first scan that scans two or more cross sections that intersect the target blood vessel of the eye to be examined and a second scan that repeatedly scans the target cross section that intersects the target blood vessel. It's okay. In this case, the displacement detection unit can obtain a displacement between the position of the eye to be examined in the first scan and the position of the eye to be examined in the second scan. Further, the data processing unit is calculated by an inclination calculation unit (232) that calculates the inclination of the blood vessel of interest in the cross section of interest based on the data acquired by the first scan, and the data acquired by the second scan and the inclination calculation unit. A blood flow information generation unit (234) that generates blood flow information based on the determined inclination and the displacement obtained by the displacement detection unit.

このような実施形態によれば、注目血管の向きを推定するためのＯＣＴ（第１走査）と、ドップラーＯＣＴ（第２走査）との間に被検眼が変位した場合であっても、この変位に起因する誤差を血流情報の演算に反映させることができるので、血流情報の確度の向上を図ることが可能である。   According to such an embodiment, even if the eye to be examined is displaced between OCT (first scan) for estimating the direction of the target blood vessel and Doppler OCT (second scan), this displacement Since the error caused by this can be reflected in the calculation of blood flow information, the accuracy of blood flow information can be improved.

実施形態において、血流情報生成部（２３４）は、第２走査により取得されたデータと、傾き算出部により算出された傾きと、変位検出部により求められた変位における傾きの方向の成分とに基づいて、血流情報を生成するよう構成されてよい。より具体的に、血流情報生成部は、被検眼の変位の当該成分に基づいて注目血管の傾きを補正し、補正された傾きと第２走査により取得されたデータとに基づいて血流情報を生成するよう構成されてよい。具体例として、血流情報生成部は、注目断面における血流速度を次式を用いて算出するよう構成されてよい：Δｆ＝［２×ｎ×ｖ×ｃｏｓ（θ＋Δθ_１）］／λ。ここで、Δｆは第２走査により取得されたデータから算出されるドップラーシフトであり、ｎは血液の屈折率であり、ｖは血流速度であり、θはＯＣＴのための光（測定光）の注目血管への入射方向と注目血管の傾きとが成す角度であり、λは当該光の中心波長である。更に、被検眼の変位の当該成分をｄ_１で表し、眼軸長をＴで表すと、Δθ_１＝ｔａｎ^−１（ｄ_１／Ｔ）と表される。 In the embodiment, the blood flow information generation unit (234) converts the data acquired by the second scan, the inclination calculated by the inclination calculation unit, and the component of the inclination direction in the displacement obtained by the displacement detection unit. Based on this, it may be configured to generate blood flow information. More specifically, the blood flow information generation unit corrects the inclination of the target blood vessel based on the component of the displacement of the eye to be examined, and the blood flow information based on the corrected inclination and the data acquired by the second scan. May be configured to generate. As a specific example, the blood flow information generation unit may be configured to calculate the blood flow velocity in the cross section of interest using the following equation: Δf = [2 × n × v × cos (θ + Δθ ₁ )] / λ. Here, Δf is a Doppler shift calculated from data acquired by the second scan, n is a refractive index of blood, v is a blood flow velocity, and θ is light for OCT (measurement light). Is an angle formed by the incident direction of the target blood vessel and the inclination of the target blood vessel, and λ is the center wavelength of the light. Further, when the component of the displacement of the eye to be examined is represented by d ₁ and the axial length is represented by T, Δθ ₁ = tan ⁻¹ (d ₁ / T) is represented.

このような実施形態によれば、被検眼の変位のうちドップラーＯＣＴに寄与する成分のみを考慮することができるので、血流情報の確度の更なる向上を図ることが可能である。   According to such an embodiment, only the component contributing to the Doppler OCT among the displacement of the eye to be examined can be taken into consideration, so that the accuracy of blood flow information can be further improved.

実施形態において、血流情報生成部は、被検眼の変位に基づいて注目血管の傾きを補正し、補正された傾きと第２走査により取得されたデータとに基づいて血流情報を生成するよう構成されてよい。具体例として、血流情報生成部は、注目断面における血流速度を次式を用いて算出するよう構成されてよい：Δｆ＝［２×ｎ×ｖ×ｃｏｓ（θ＋Δθ_２）］／λ。ここで、Δｆは第２走査により取得されたデータから算出されるドップラーシフトであり、ｎは血液の屈折率であり、ｖは血流速度であり、θはＯＣＴのための光（測定光）の注目血管への入射方向と注目血管の傾きとが成す角度であり、λは当該光の中心波長である。更に、被検眼の変位をｄ_２で表し、眼軸長をＴで表すと、Δθ_２＝ｔａｎ^−１（ｄ_２／Ｔ）と表される。 In the embodiment, the blood flow information generation unit corrects the inclination of the target blood vessel based on the displacement of the eye to be examined, and generates the blood flow information based on the corrected inclination and data acquired by the second scan. May be configured. As a specific example, the blood flow information generation unit may be configured to calculate the blood flow velocity in the cross section of interest using the following equation: Δf = [2 × n × v × cos (θ + Δθ ₂ )] / λ. Here, Δf is a Doppler shift calculated from data acquired by the second scan, n is a refractive index of blood, v is a blood flow velocity, and θ is light for OCT (measurement light). Is an angle formed by the incident direction of the target blood vessel and the inclination of the target blood vessel, and λ is the center wavelength of the light. Further, when the displacement of the eye to be examined is represented by d ₂ and the axial length of the eye is represented by T, Δθ ₂ = tan ⁻¹ (d ₂ / T) is represented.

このような実施形態によれば、被検眼が変位した場合であっても、この変位に起因する誤差を血流情報の演算に反映させることができるので、血流情報の確度の向上を図ることが可能である。   According to such an embodiment, even when the eye to be examined is displaced, an error caused by this displacement can be reflected in the calculation of blood flow information, so that the accuracy of blood flow information is improved. Is possible.

［変形例］
以上に説明した構成は、この発明を好適に実施するための一例に過ぎない。よって、この発明の要旨の範囲内における任意の変形（省略、置換、付加等）を施すことが可能である。 [Modification]
The configuration described above is merely an example for favorably implementing the present invention. Therefore, arbitrary modifications (omitted, replacement, addition, etc.) within the scope of the present invention can be made.

上記の実施形態では、被検眼の変位の検出結果を血流情報（血流速度）の演算に反映させているが、変位の検出結果の利用方法はこれに限定されない。例えば、被検眼の変位の検出結果を考慮せずに血流情報を生成し、得られた血流情報を変位の検出結果で補正するように構成することができる。   In the above embodiment, the detection result of the displacement of the eye to be examined is reflected in the calculation of blood flow information (blood flow velocity), but the method of using the detection result of the displacement is not limited to this. For example, blood flow information can be generated without considering the displacement detection result of the eye to be examined, and the obtained blood flow information can be corrected with the displacement detection result.

被検眼の変位が閾値以下である場合には上記補正処理は行わず、変位が閾値を超えた場合にのみ上記補正処理を実行するよう構成することが可能である。   The above correction process is not performed when the displacement of the eye to be examined is equal to or smaller than the threshold value, and the correction process can be executed only when the displacement exceeds the threshold value.

被検眼の位置をモニタし、第１走査時と実質的に同じ位置に被検眼が配置されたタイミングで第２走査を実行するよう構成することができる。   The position of the eye to be examined can be monitored, and the second scan can be executed at the timing when the eye to be examined is arranged at substantially the same position as in the first scan.

１ 血流計測装置
１００ ＯＣＴユニット
２２０ 画像形成部
２３０ データ処理部
２３３ 変位算出部
２３４ 血流情報生成部
２３４１ 補正量算出部 1 blood flow measuring device 100 OCT unit 220 image forming unit 230 data processing unit 233 displacement calculating unit 234 blood flow information generating unit 2341 correction amount calculating unit

Claims (7)

光コヒーレンストモグラフィを用いて被検眼のデータを取得するデータ取得部と、
前記被検眼の変位を検出する変位検出部と、
前記データ取得部により取得された前記データと前記変位検出部により検出された前記変位とに基づいて、前記被検眼の血流情報を生成するデータ処理部と
を備える血流計測装置。 A data acquisition unit that acquires data of the eye to be examined using optical coherence tomography;
A displacement detector for detecting the displacement of the eye to be examined;
A blood flow measurement device comprising: a data processing unit that generates blood flow information of the eye to be examined based on the data acquired by the data acquisition unit and the displacement detected by the displacement detection unit. 前記データ取得部は、前記被検眼の注目血管に交差する２以上の断面を走査する第１走査と、前記注目血管に交差する注目断面を繰り返し走査する第２走査とを実行し、
前記変位検出部は、前記第１走査における前記被検眼の位置と前記第２走査における前記被検眼の位置との間の変位を求め、
前記データ処理部は、
前記第１走査により取得されたデータに基づいて前記注目断面における前記注目血管の傾きを算出する傾き算出部と、
前記第２走査により取得されたデータと前記傾き算出部により算出された前記傾きと前記変位検出部により求められた前記変位とに基づいて前記血流情報を生成する血流情報生成部と
を含む
ことを特徴とする請求項１に記載の血流計測装置。 The data acquisition unit performs a first scan that scans two or more cross sections that intersect the target blood vessel of the eye to be examined, and a second scan that repeatedly scans the target cross section that intersects the target blood vessel,
The displacement detector obtains a displacement between the position of the eye to be examined in the first scan and the position of the eye to be examined in the second scan;
The data processing unit
An inclination calculator that calculates an inclination of the blood vessel of interest in the cross section of interest based on data acquired by the first scan;
A blood flow information generation unit that generates the blood flow information based on the data obtained by the second scan, the inclination calculated by the inclination calculation unit, and the displacement obtained by the displacement detection unit. The blood flow measuring device according to claim 1. 前記血流情報生成部は、前記第２走査により取得されたデータと前記傾きと前記変位における前記傾きの方向の成分とに基づいて前記血流情報を生成する
ことを特徴とする請求項２に記載の血流計測装置。 The blood flow information generation unit generates the blood flow information based on the data acquired by the second scan, the inclination, and a component in the direction of the inclination in the displacement. The blood flow measuring device described. 前記血流情報生成部は、前記変位の前記成分に基づいて前記傾きを補正し、補正された前記傾きと前記第２走査により取得されたデータとに基づいて前記血流情報を生成する
ことを特徴とする請求項３に記載の血流計測装置。 The blood flow information generation unit corrects the inclination based on the component of the displacement, and generates the blood flow information based on the corrected inclination and data acquired by the second scan. The blood flow measuring device according to claim 3, wherein 前記血流情報生成部は、前記注目断面における血流速度を次式を用いて算出する
ことを特徴とする請求項４に記載の血流計測装置。
Δｆ＝［２×ｎ×ｖ×ｃｏｓ（θ＋Δθ_１）］／λ
ここで、Δｆは前記第２走査により取得されたデータから算出されるドップラーシフト、ｎは血液の屈折率、ｖは血流速度、θは光コヒーレンストモグラフィのための光の前記注目血管への入射方向と前記傾きとが成す角度、λは当該光の中心波長をそれぞれ表す。更に、前記変位の前記成分をｄ_１で表し、眼軸長をＴで表すと、Δθ_１＝ｔａｎ^−１（ｄ_１／Ｔ）。 The blood flow measurement device according to claim 4, wherein the blood flow information generation unit calculates a blood flow velocity in the attention cross section using the following equation.
Δf = [2 × n × v × cos (θ + Δθ ₁ )] / λ
Here, Δf is a Doppler shift calculated from the data acquired by the second scan, n is a refractive index of blood, v is a blood flow velocity, θ is light for optical coherence tomography to the blood vessel of interest. The angle formed by the incident direction and the inclination, λ, represents the center wavelength of the light. Further, when the component of the displacement is represented by d ₁ and the axial length is represented by T, Δθ ₁ = tan ⁻¹ (d ₁ / T). 前記血流情報生成部は、前記変位に基づいて前記傾きを補正し、補正された前記傾きと前記第２走査により取得されたデータとに基づいて前記血流情報を生成する
ことを特徴とする請求項２に記載の血流計測装置。 The blood flow information generation unit corrects the inclination based on the displacement, and generates the blood flow information based on the corrected inclination and data acquired by the second scan. The blood flow measuring device according to claim 2. 前記血流情報生成部は、前記注目断面における血流速度を次式を用いて算出する
ことを特徴とする請求項６に記載の血流計測装置。
Δｆ＝［２×ｎ×ｖ×ｃｏｓ（θ＋Δθ_２）］／λ
ここで、Δｆは前記第２走査により取得されたデータから算出されるドップラーシフト、ｎは血液の屈折率、ｖは血流速度、θは光コヒーレンストモグラフィのための光の前記注目血管への入射方向と前記傾きとが成す角度、λは当該光の中心波長をそれぞれ表す。更に、前記変位をｄ_２で表し、眼軸長をＴで表すと、Δθ_２＝ｔａｎ^−１（ｄ_２／Ｔ）。 The blood flow measurement device according to claim 6, wherein the blood flow information generation unit calculates a blood flow velocity in the attention cross section using the following equation.
Δf = [2 × n × v × cos (θ + Δθ ₂ )] / λ
Here, Δf is a Doppler shift calculated from the data acquired by the second scan, n is a refractive index of blood, v is a blood flow velocity, θ is light for optical coherence tomography to the blood vessel of interest. The angle formed by the incident direction and the inclination, λ, represents the center wavelength of the light. Further, when the displacement is represented by d ₂ and the axial length is represented by T, Δθ ₂ = tan ⁻¹ (d ₂ / T).