JP2020048730A - Blood flow measuring device - Google Patents
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Abstract
Description
この発明は、眼底の血流動態を計測するための血流計測装置に関する。 The present invention relates to a blood flow measuring device for measuring the dynamics of blood flow in the fundus.
眼科分野において、光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）を利用して眼底の血流動態を計測する装置の開発が進められている。 In the field of ophthalmology, development of a device for measuring blood flow dynamics of the fundus using optical coherence tomography (OCT) is underway.
眼底血流計測において最適なドップラー信号を得るためには、血流方向（血管の走行方向）に対して好適な角度で光を入射させる必要がある。そのために、眼の光軸に対して入射光をオフセットさせることがある。このとき、オフセットの方向及び量に応じて血管に対する入射角が変化する。したがって、好適な入射角を実現するためには、オフセット位置を最適化することが要求される。 In order to obtain an optimal Doppler signal in fundus blood flow measurement, it is necessary to make light incident at a suitable angle with respect to the blood flow direction (the running direction of blood vessels). Therefore, the incident light may be offset with respect to the optical axis of the eye. At this time, the angle of incidence on the blood vessel changes according to the direction and amount of the offset. Therefore, in order to realize a suitable incident angle, it is necessary to optimize the offset position.
この発明の目的は、眼底血流計測のための入射光のオフセット位置を最適化することにある。 An object of the present invention is to optimize an offset position of incident light for fundus blood flow measurement.
実施形態の第１の態様の血流計測装置は、被検眼の眼底に光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）スキャンを適用するスキャン光学系と、前記スキャン光学系を移動するための移動機構と、前記スキャン光学系により収集された第１データから画像を形成する画像形成部と、前記画像を解析して、前記スキャン光学系の光軸に直交する第１方向を設定する方向設定部と、前記スキャン光学系を前記第１方向に移動させるための第１移動制御を前記移動機構に適用する制御部と、前記第１移動制御よりも後に前記スキャン光学系により収集された第２データから血流情報を取得する血流情報取得部とを含む。 A blood flow measurement device according to a first aspect of the embodiment includes a scan optical system that applies an optical coherence tomography (OCT) scan to the fundus of an eye to be inspected, a moving mechanism for moving the scan optical system, and the scan An image forming unit that forms an image from first data collected by an optical system, a direction setting unit that analyzes the image and sets a first direction orthogonal to an optical axis of the scanning optical system, and the scanning optical system A control unit for applying a first movement control for moving a system in the first direction to the movement mechanism; and blood flow information from second data collected by the scanning optical system after the first movement control. A blood flow information acquisition unit to be acquired.
実施形態の第２の態様は、第１の態様の血流計測装置であって、前記スキャン光学系は、前記眼底の注目血管に沿う断面にＯＣＴスキャンを適用して前記第１データを収集し、前記方向設定部は、前記第１データから形成された前記断面の画像を解析して前記第１方向を設定し、前記第１移動制御よりも後に、前記スキャン光学系は、前記注目血管にＯＣＴスキャンを適用して前記第２データを収集する。 A second aspect of the embodiment is the blood flow measuring device according to the first aspect, wherein the scanning optical system collects the first data by applying an OCT scan to a cross section along a blood vessel of interest of the fundus. The direction setting unit analyzes the image of the cross section formed from the first data to set the first direction, and after the first movement control, the scan optical system sets The second data is collected by applying an OCT scan.
実施形態の第３の態様は、第２の態様の血流計測装置であって、前記方向設定部は、前記断面の画像を解析して前記注目血管の傾きの推定値を求め、前記傾きの推定値に基づき前記第１方向を設定する。 A third aspect of the embodiment is the blood flow measurement device according to the second aspect, wherein the direction setting unit analyzes the image of the cross section to obtain an estimated value of the inclination of the blood vessel of interest, and The first direction is set based on the estimated value.
実施形態の第４の態様は、第３の態様の血流計測装置であって、前記方向設定部は、前記断面の画像を解析して前記眼底の表面に相当する画像領域を特定し、前記画像領域に基づき前記傾きの推定値を求める。 A fourth aspect of the embodiment is the blood flow measurement device according to the third aspect, wherein the direction setting unit analyzes an image of the cross section to identify an image area corresponding to the surface of the fundus, An estimated value of the inclination is obtained based on the image area.
実施形態の第５の態様は、第３の態様の血流計測装置であって、前記方向設定部は、前記断面の画像を解析して前記注目血管に相当する画像領域を特定し、前記画像領域に基づき前記傾きの推定値を求める。 A fifth aspect of the embodiment is the blood flow measurement device according to the third aspect, wherein the direction setting unit analyzes an image of the cross section to identify an image area corresponding to the blood vessel of interest, and An estimated value of the inclination is obtained based on the area.
実施形態の第６の態様は、第２〜第５の態様のいずれかの血流計測装置であって、前記方向設定部は、前記注目血管に対するＯＣＴスキャン光の入射角が所定範囲に含まれるように前記第１方向を設定する。 A sixth aspect of the embodiment is the blood flow measurement device according to any one of the second to fifth aspects, wherein the direction setting unit includes an incident angle of the OCT scan light with respect to the blood vessel of interest in a predetermined range. The first direction is set as described above.
実施形態の第７の態様は、第１〜第６の態様のいずれかの血流計測装置であって、前記制御部は、予め設定された距離だけ前記スキャン光学系を前記第１方向に移動させるように前記第１移動制御を実行する。 A seventh aspect of the embodiment is the blood flow measuring device according to any one of the first to sixth aspects, wherein the control unit moves the scanning optical system in the first direction by a preset distance. The first movement control is executed so as to cause the first movement control.
実施形態の第８の態様は、第７の態様の血流計測装置であって、前記被検眼の瞳孔径情報を取得する瞳孔径情報取得部と、前記瞳孔径情報に基づいて前記距離を設定する第１設定部とを更に含む。 An eighth aspect of the embodiment is the blood flow measurement device according to the seventh aspect, wherein the pupil diameter information acquisition unit that acquires pupil diameter information of the subject's eye, and the distance is set based on the pupil diameter information. And a first setting unit that performs the setting.
実施形態の第９の態様は、第７の態様の血流計測装置であって、前記被検眼に散瞳剤が適用されたか否かに応じて前記距離を設定する第２設定部を更に含む。 A ninth aspect of the embodiment is the blood flow measurement device of the seventh aspect, further including a second setting unit that sets the distance according to whether or not a mydriatic agent has been applied to the subject's eye. .
実施形態の第１０の態様は、第１〜第９の態様のいずれかの血流計測装置であって、前記第１移動制御の後に、前記スキャン光学系を介して前記被検眼に入射した光の戻り光の検出結果に基づいてケラレの有無を判定する判定部を更に含み、前記制御部は、前記判定部により得られた判定結果に応じて、前記スキャン光学系を更に移動させるための第２移動制御を前記移動機構に適用する。 A tenth aspect of the embodiment is the blood flow measuring device according to any one of the first to ninth aspects, wherein after the first movement control, light incident on the eye to be inspected via the scanning optical system A determining unit that determines the presence or absence of vignetting based on the detection result of the return light, wherein the control unit is configured to further move the scanning optical system in accordance with the determination result obtained by the determining unit. 2 Movement control is applied to the moving mechanism.
実施形態の第１１の態様は、第１０の態様の血流計測装置であって、前記判定部により前記ケラレが無いと判定されたとき、前記スキャン光学系は、前記第２データを収集するためのＯＣＴスキャンを前記眼底に適用する。 An eleventh aspect of the embodiment is the blood flow measuring device according to the tenth aspect, wherein the scanning optical system collects the second data when the determination unit determines that there is no vignetting. Is applied to the fundus.
実施形態の第１２の態様は、第１０又は第１１の態様の血流計測装置であって、前記判定部により前記ケラレが有ると判定されたとき、前記制御部は、前記第１移動制御での移動距離よりも短い距離だけ前記第１方向とは反対の第２方向に前記スキャン光学系を移動させるための第２移動制御を前記移動機構に適用する。 A twelfth aspect of the embodiment is the blood flow measurement device according to the tenth or eleventh aspect, wherein when the determination section determines that the vignetting is present, the control section performs the first movement control. A second movement control for moving the scanning optical system in a second direction opposite to the first direction by a distance shorter than the moving distance of the first moving direction is applied to the moving mechanism.
実施形態によれば、眼底血流計測のための入射光のオフセット位置を最適化することが可能である。 According to the embodiment, it is possible to optimize the offset position of incident light for fundus blood flow measurement.
例示的な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。実施形態の血流計測装置は、ＯＣＴを利用して眼底のデータを収集し、血流動態を表す情報（血流情報）を生成する。本明細書にて引用された文献の開示内容やその他の任意の公知技術を実施形態に援用することが可能である。 A blood flow measurement device according to an exemplary embodiment will be described in detail with reference to the drawings. The blood flow measurement device according to the embodiment collects fundus data using OCT and generates information (blood flow information) representing blood flow dynamics. The disclosure content of the documents cited in the present specification and any other known techniques can be incorporated into the embodiments.
以下の実施形態では、フーリエドメインＯＣＴ（例えば、スウェプトソースＯＣＴ）を用いて生体眼の眼底を計測することが可能な血流計測装置について説明する。ＯＣＴのタイプはスウェプトソースＯＣＴには限定されず、例えばスペクトラルドメインＯＣＴ又はタイムドメインＯＣＴであってもよい。実施形態の血流計測装置はＯＣＴ装置と眼底カメラを組み合わせた装置であるが、眼底カメラ以外の眼底撮影装置とＯＣＴ装置とを組み合わせてもよい。そのような眼底撮影装置の例として、走査型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ）、スリットランプ顕微鏡、眼科手術用顕微鏡などがある。 In the following embodiments, a blood flow measurement device capable of measuring the fundus of a living eye using Fourier domain OCT (for example, swept source OCT) will be described. The type of OCT is not limited to swept source OCT, and may be, for example, spectral domain OCT or time domain OCT. The blood flow measurement device according to the embodiment is a device in which an OCT device and a fundus camera are combined, but a fundus imaging device other than a fundus camera and an OCT device may be combined. Examples of such a fundus photographing apparatus include a scanning laser ophthalmoscope (SLO), a slit lamp microscope, and a microscope for ophthalmic surgery.
〈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には、被検眼の正面画像を取得するための光学系や機構が設けられている。ＯＣＴユニット１００には、ＯＣＴを実行するための光学系や機構の一部が設けられている。ＯＣＴを実行するための光学系や機構の他の一部は、眼底カメラユニット２に設けられている。演算制御ユニット２００は、各種の演算や制御を実行する１以上のプロセッサを含む。これらに加え、被検者の顔を支持するための部材（顎受け、額当て等）や、ＯＣＴの対象部位を切り替えるためのレンズユニット（例えば、前眼部ＯＣＴ用アタッチメント）等の任意の要素やユニットが血流計測装置１に設けられてもよい。
<Constitution>
As shown in FIG. 1, the blood
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。プロセッサは、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。 In this specification, a “processor” is, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), a programmable logic device (for example, an SPLD (Simple Graphical Programmable Programmable Programmable Logic), or a programmable logic device (for example, an SPLD (Simple Programmable Programmable Programmable Logic Programmable Programmable Logic)). It means a circuit such as a programmable logic device (FPGA) or a field programmable gate array (FPGA). The processor realizes the functions according to the embodiment by, for example, reading and executing a program stored in a storage circuit or a storage device.
〈眼底カメラユニット２〉
眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆを撮影するための光学系が設けられている。取得される眼底Ｅｆの画像（眼底像、眼底写真等と呼ばれる）は、観察画像、撮影画像等の正面画像である。観察画像は、近赤外光を用いた動画撮影により得られる。撮影画像は、フラッシュ光を用いた静止画像である。
<Fundus camera unit 2>
The retinal camera unit 2 is provided with an optical system for photographing the fundus oculi Ef of the eye E. The acquired image of the fundus oculi Ef (referred to as a fundus image, a fundus photograph, or the like) is a front image such as an observation image or a photographed image. The observation image is obtained by moving image shooting using near-infrared light. The photographed image is a still image using flash light.
眼底カメラユニット２は、照明光学系１０と撮影光学系３０とを含む。照明光学系１０は被検眼Ｅに照明光を照射する。撮影光学系３０は、被検眼Ｅからの照明光の戻り光を検出する。ＯＣＴユニット１００からの測定光は、眼底カメラユニット２内の光路を通じて被検眼Ｅに導かれ、その戻り光は、同じ光路を通じてＯＣＴユニット１００に導かれる。
The retinal camera unit 2 includes an illumination
照明光学系１０の観察光源１１から出力された光（観察照明光）は、凹面鏡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、リレーレンズ系１７、リレーレンズ１８、絞り１９、及びリレーレンズ系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により屈折されて被検眼Ｅ（眼底Ｅｆ）を照明する。観察照明光の被検眼Ｅからの戻り光は、対物レンズ２２により屈折され、ダイクロイックミラー４６を透過し、孔開きミラー２１の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー５５を透過し、撮影合焦レンズ３１を経由し、ミラー３２により反射される。更に、この戻り光は、ハーフミラー３３Ａ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によりイメージセンサ３５の受光面に結像される。イメージセンサ３５は、所定のフレームレートで戻り光を検出する。なお、撮影光学系３０のフォーカスは、眼底Ｅｆ又は前眼部に合致するように調整される。
Light (observation illumination light) output from the observation
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。被検眼Ｅからの撮影照明光の戻り光は、観察照明光の戻り光と同じ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によりイメージセンサ３８の受光面に結像される。
Light (photographing illumination light) output from the photographing
液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）３９は固視標（固視標画像）を表示する。ＬＣＤ３９から出力された光束は、その一部がハーフミラー３３Ａに反射され、ミラー３２に反射され、撮影合焦レンズ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の孔部を通過する。孔開きミラー２１の孔部を通過した光束は、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に投射される。
A liquid crystal display (LCD) 39 displays a fixation target (fixation target image). A part of the light beam output from the
ＬＣＤ３９の画面上における固視標画像の表示位置を変更することにより、固視標による被検眼Ｅの固視位置を変更できる。固視位置の例として、黄斑部を中心とする画像を取得するための固視位置や、視神経乳頭を中心とする画像を取得するための固視位置や、黄斑部と視神経乳頭との間の眼底中心を中心とする画像を取得するための固視位置や、黄斑から大きく離れた部位（眼底周辺部）の画像を取得するための固視位置などがある。このような典型的な固視位置の少なくとも１つを指定するためのグラフィカルユーザーインターフェース（ＧＵＩ）等を設けることができる。また、固視位置（固視標の表示位置）をマニュアルで移動するためのＧＵＩ等を設けることができる。
By changing the display position of the fixation target image on the screen of the
固視位置を変更可能な固視標を被検眼Ｅに提示するための構成はＬＣＤ等の表示デバイスには限定されない。例えば、複数の発光部（発光ダイオード等）がマトリクス状（アレイ状）に配列された固視マトリクスを表示デバイスの代わりに採用することができる。この場合、複数の発光部を選択的に点灯させることにより、固視標による被検眼Ｅの固視位置を変更することができる。他の例として、移動可能な１以上の発光部によって、固視位置を変更可能な固視標を生成することができる。 The configuration for presenting the fixation target capable of changing the fixation position to the eye E is not limited to a display device such as an LCD. For example, a fixation matrix in which a plurality of light emitting units (light emitting diodes or the like) are arranged in a matrix (array) can be employed instead of a display device. In this case, the fixation position of the eye E to be inspected by the fixation target can be changed by selectively lighting the plurality of light emitting units. As another example, one or more movable light emitting units can generate a fixation target whose fixation position can be changed.
アライメント光学系５０は、被検眼Ｅに対する光学系のアライメントに用いられるアライメント指標を生成する。発光ダイオード（ＬＥＤ）５１から出力されたアライメント光は、絞り５２、絞り５３、及びリレーレンズ５４を経由し、ダイクロイックミラー５５により反射され、孔開きミラー２１の孔部を通過し、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２を介して被検眼Ｅに投射される。アライメント光の被検眼Ｅからの戻り光（角膜反射光等）は、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってイメージセンサ３５に導かれる。その受光像（アライメント指標像）に基づいてマニュアルアライメントやオートアライメントを実行できる。
The alignment
従来と同様に、本例のアライメント指標像は、アライメント状態により位置が変化する２つの輝点像からなる。被検眼Ｅと光学系との相対位置がｘｙ方向に変化すると、２つの輝点像が一体的にｘｙ方向に変位する。被検眼Ｅと光学系との相対位置がｚ方向に変化すると、２つの輝点像の間の相対位置（距離）が変化する。ｚ方向における被検眼Ｅと光学系との間の距離が既定のワーキングディスタンスに一致すると、２つの輝点像が重なり合う。ｘｙ方向において被検眼Ｅの位置と光学系の位置とが一致すると、所定のアライメントターゲット内又はその近傍に２つの輝点像が提示される。ｚ方向における被検眼Ｅと光学系との間の距離がワーキングディスタンスに一致し、且つ、ｘｙ方向における被検眼Ｅの位置と光学系の位置とが一致すると、２つの輝点像が重なり合ってアライメントターゲット内に提示される。 As in the related art, the alignment index image of the present example includes two bright spot images whose positions change depending on the alignment state. When the relative position between the subject's eye E and the optical system changes in the xy directions, the two bright spot images are displaced integrally in the xy directions. When the relative position between the eye E and the optical system changes in the z direction, the relative position (distance) between the two bright spot images changes. When the distance between the subject's eye E and the optical system in the z-direction matches the predetermined working distance, the two bright spot images overlap. When the position of the eye E and the position of the optical system match in the xy directions, two bright spot images are presented in or near a predetermined alignment target. When the distance between the subject's eye E and the optical system in the z direction matches the working distance, and the position of the subject's eye E and the position of the optical system match in the xy directions, the two bright spot images overlap and are aligned. Presented in the target.
オートアライメントでは、データ処理部２３０が、２つの輝点像の位置を検出し、主制御部２１１が、２つの輝点像とアライメントターゲットとの位置関係に基づいて後述の移動機構１５０を制御する。マニュアルアライメントでは、主制御部２１１が、被検眼Ｅの観察画像とともに２つの輝点像を表示部２４１に表示させ、ユーザーが、表示された２つの輝点像を参照しながら操作部２４２を用いて移動機構１５０を動作させる。
In the automatic alignment, the
フォーカス光学系６０は、被検眼Ｅに対するフォーカス調整に用いられるスプリット指標を生成する。撮影光学系３０の光路（撮影光路）に沿った撮影合焦レンズ３１の移動に連動して、フォーカス光学系６０は照明光学系１０の光路（照明光路）に沿って移動される。反射棒６７は、照明光路に対して挿脱される。フォーカス調整を行う際には、反射棒６７の反射面が照明光路に傾斜配置される。ＬＥＤ６１から出力されたフォーカス光は、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により反射され、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を介して被検眼Ｅに投射される。フォーカス光の被検眼Ｅからの戻り光（眼底反射光等）は、アライメント光の戻り光と同じ経路を通ってイメージセンサ３５に導かれる。その受光像（スプリット指標像）に基づいてマニュアルフォーカシングやオートフォーカシングを実行できる。
The focus
孔開きミラー２１とダイクロイックミラー５５との間の撮影光路に、視度補正レンズ７０及び７１を選択的に挿入することができる。視度補正レンズ７０は、強度遠視を補正するためのプラスレンズ（凸レンズ）である。視度補正レンズ７１は、強度近視を補正するためのマイナスレンズ（凹レンズ）である。
The
ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用光路とＯＣＴ用光路（測定アーム）とを合成する。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。測定アームには、ＯＣＴユニット１００側から順に、コリメータレンズユニット４０、リトロリフレクタ４１、分散補償部材４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、光スキャナ４４、及びリレーレンズ４５が設けられている。
The
リトロリフレクタ４１は、図１に示す矢印の方向に移動可能とされ、それにより測定アームの長さが変更される。測定アームの光路長の変更は、例えば、眼軸長に応じた光路長補正や、干渉状態の調整などに利用される。
The retro-
分散補償部材４２は、参照アームに配置された分散補償部材１１３（後述）とともに、測定光ＬＳの分散特性と参照光ＬＲの分散特性とを合わせるよう作用する。
The
ＯＣＴ合焦レンズ４３は、測定アームのフォーカス調整を行うために測定アームに沿って移動される。撮影合焦レンズ３１の移動、フォーカス光学系６０の移動、及びＯＣＴ合焦レンズ４３の移動を連係的に制御することができる。
The
光スキャナ４４は、実質的に、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な位置に配置される。光スキャナ４４は、測定アームにより導かれる測定光ＬＳを偏向する。光スキャナ４４は、例えば、２次元走査が可能なガルバノスキャナである。
The
〈ＯＣＴユニット１００〉
図２に例示するように、ＯＣＴユニット１００には、スウェプトソースＯＣＴを実行するための光学系が設けられている。この光学系は干渉光学系を含む。この干渉光学系は、波長可変光源（波長掃引型光源）からの光を測定光と参照光とに分割し、被検眼Ｅからの測定光の戻り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、この干渉光を検出する。干渉光学系により得られた検出結果（検出信号）は、干渉光のスペクトルを表す信号であり、演算制御ユニット２００に送られる。
<
As illustrated in FIG. 2, the
光源ユニット１０１は、例えば、出射光の波長を高速で変化させる近赤外波長可変レーザーを含む。光源ユニット１０１から出力された光Ｌ０は、光ファイバ１０２により偏波コントローラ１０３に導かれてその偏光状態が調整される。更に、光Ｌ０は、光ファイバ１０４によりファイバカプラ１０５に導かれて測定光ＬＳと参照光ＬＲとに分割される。測定光ＬＳの光路は測定アームなどと呼ばれ、参照光ＬＲの光路は参照アームなどと呼ばれる。
The
参照光ＬＲは、光ファイバ１１０によりコリメータ１１１に導かれて平行光束に変換され、光路長補正部材１１２及び分散補償部材１１３を経由し、リトロリフレクタ１１４に導かれる。光路長補正部材１１２は、参照光ＬＲの光路長と測定光ＬＳの光路長とを合わせるよう作用する。分散補償部材１１３は、測定アームに配置された分散補償部材４２とともに、参照光ＬＲと測定光ＬＳとの間の分散特性を合わせるよう作用する。リトロリフレクタ１１４は、これに入射する参照光ＬＲの光路に沿って移動可能であり、それにより参照アームの長さが変更される。参照アームの光路長の変更は、例えば、眼軸長に応じた光路長補正や、干渉状態の調整などに利用される。
The reference light LR is guided to a collimator 111 by an
リトロリフレクタ１１４を経由した参照光ＬＲは、分散補償部材１１３及び光路長補正部材１１２を経由し、コリメータ１１６によって平行光束から集束光束に変換され、光ファイバ１１７に入射する。光ファイバ１１７に入射した参照光ＬＲは、偏波コントローラ１１８に導かれてその偏光状態が調整され、光ファイバ１１９を通じてアッテネータ１２０に導かれてその光量が調整され、光ファイバ１２１を通じてファイバカプラ１２２に導かれる。
The reference light LR that has passed through the
一方、ファイバカプラ１０５により生成された測定光ＬＳは、光ファイバ１２７により導かれてコリメータレンズユニット４０により平行光束に変換され、リトロリフレクタ４１、分散補償部材４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、光スキャナ４４及びリレーレンズ４５を経由し、ダイクロイックミラー４６により反射され、対物レンズ２２により屈折されて被検眼Ｅに投射される。測定光ＬＳは、被検眼Ｅの様々な深さ位置において散乱・反射される。測定光ＬＳの被検眼Ｅからの戻り光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ１０５に導かれ、光ファイバ１２８を経由してファイバカプラ１２２に到達する。
On the other hand, the measurement light LS generated by the
ファイバカプラ１２２は、光ファイバ１２８を介して入射された測定光ＬＳと、光ファイバ１２１を介して入射された参照光ＬＲとを重ね合わせて干渉光を生成する。ファイバカプラ１２２は、生成された干渉光を所定の分岐比（例えば１：１）で分岐することで一対の干渉光ＬＣを生成する。一対の干渉光ＬＣは、それぞれ光ファイバ１２３及び１２４を通じて検出器１２５に導かれる。
The
検出器１２５は、例えばバランスドフォトダイオードを含む。バランスドフォトダイオードは、一対の干渉光ＬＣをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを有し、これらにより得られた一対の検出結果の差分を出力する。検出器１２５は、この出力（検出信号）をデータ収集システム（ＤＡＱ）１３０に送る。
The
データ収集システム１３０には、光源ユニット１０１からクロックＫＣが供給される。クロックＫＣは、光源ユニット１０１において、波長可変光源により所定の波長範囲内で掃引される各波長の出力タイミングに同期して生成される。光源ユニット１０１は、例えば、各出力波長の光Ｌ０を分岐して２つの分岐光を生成し、これら分岐光の一方を光学的に遅延させ、これら分岐光を合成し、得られた合成光を検出し、その検出結果に基づいてクロックＫＣを生成する。データ収集システム１３０は、検出器１２５から入力される検出信号のサンプリングをクロックＫＣに基づいて実行する。データ収集システム１３０は、このサンプリングの結果を演算制御ユニット２００に送る。
The
本例では、測定アームの光路長を変更するための要素（例えば、リトロリフレクタ４１）と、参照アームの光路長を変更するための要素（例えば、リトロリフレクタ１１４、又は参照ミラー）との双方が設けられているが、一方の要素のみが設けられていてもよい。また、測定アームの光路長と参照アームの光路長との間の差（光路長差）を変更するための要素はこれらに限定されず、任意の要素（光学部材、機構など）であってよい。
In this example, both the element for changing the optical path length of the measurement arm (for example, the retroreflector 41) and the element for changing the optical path length of the reference arm (for example, the
〈処理系〉
血流計測装置１の処理系（演算制御系）の構成例を図３及び図４に示す。制御部２１０、画像形成部２２０及びデータ処理部２３０は、演算制御ユニット２００に設けられる。
<Processing system>
3 and 4 show configuration examples of the processing system (arithmetic control system) of the blood
〈制御部２１０〉
制御部２１０は、各種の制御を実行する。制御部２１０は、主制御部２１１と記憶部２１２とを含む。
<
The
〈主制御部２１１〉
主制御部２１１は、制御プログラムにしたがって動作可能なプロセッサを含み、血流計測装置１の各部（図１〜図４に示された要素を含む）を制御する。
<
The
撮影光路に配置された撮影合焦レンズ３１と照明光路に配置されたフォーカス光学系６０とは、主制御部２１１の制御の下に、図示しない撮影合焦駆動部によって同期的に移動される。測定アームに設けられたリトロリフレクタ４１は、主制御部２１１の制御の下に、リトロリフレクタ（ＲＲ）駆動部４１Ａによって移動される。測定アームに配置されたＯＣＴ合焦レンズ４３は、主制御部２１１の制御の下に、ＯＣＴ合焦駆動部４３Ａによって移動される。測定アームに設けられた光スキャナ４４は、主制御部２１１の制御の下に動作する。参照アームに配置されたリトロリフレクタ１１４は、主制御部２１１の制御の下に、リトロリフレクタ（ＲＲ）駆動部１１４Ａによって移動される。これら駆動部のそれぞれは、主制御部２１１の制御の下に動作するパルスモータ等のアクチュエータを含む。
The
移動機構１５０は、例えば、少なくとも眼底カメラユニット２を３次元的に移動する。典型的な例において、移動機構１５０は、±ｘ方向（左右方向）に移動可能なｘステージと、ｘステージを移動するｘ移動機構と、±ｙ方向（上下方向）に移動可能なｙステージと、ｙステージを移動するｙ移動機構と、±ｚ方向（奥行き方向）に移動可能なｚステージと、ｚステージを移動するｚ移動機構とを含む。これら移動機構のそれぞれは、主制御部２１１の制御の下に動作するパルスモータ等のアクチュエータを含む。
The moving
主制御部２１１は、ＬＣＤ３９を制御する。例えば、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９の画面において予め設定された位置に固視標を表示させる。また、主制御部２１１は、ＬＣＤ３９に表示されている固視標の表示位置（固視位置）を変更することができる。固視標の移動は、連続的移動、断続的移動、離散的移動など、任意の態様で行うことが可能である。本実施形態における固視位置の移動態様については後述する。
The
固視位置は、例えば、ＬＣＤ３９における固視標画像の表示位置（画素の座標）によって表現される。この座標は、例えば、ＬＣＤ３９の表示画面において予め定義された２次元座標系で表される座標である。固視マトリクスが用いられる場合、固視位置は、例えば、点灯された発光部の位置（座標）によって表現される。この座標は、例えば、複数の発光部の配列面において予め定義された２次元座標系で表される座標である。
The fixation position is represented, for example, by the display position (pixel coordinates) of the fixation target image on the
〈記憶部２１２〉
記憶部２１２は各種のデータを記憶する。記憶部２１２に記憶されるデータとしては、ＯＣＴ画像や眼底像や被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者ＩＤや氏名などの被検者情報や、左眼／右眼の識別情報や、電子カルテ情報などを含む。
<
The
〈画像形成部２２０〉
画像形成部２２０は、データ収集システム１３０から入力された信号（サンプリングデータ）に基づいて、眼底ＥｆのＯＣＴ画像データを形成する。画像形成部２２０は、眼底ＥｆのＢスキャン画像データ（２次元断層像データ）と、位相画像データとを形成することができる。これらＯＣＴ画像データについては後述する。画像形成部２２０は、例えば、画像形成プログラムにしたがって動作可能なプロセッサを含む。なお、本明細書では、特に言及しない限り、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを区別しない。
<
The
本実施形態の血流計測では、眼底Ｅｆに対して２種類の走査（主走査及び補足走査）が実行される。 In the blood flow measurement of the present embodiment, two types of scanning (main scanning and supplementary scanning) are performed on the fundus oculi Ef.
主走査では、位相画像データを取得するために、眼底Ｅｆの注目血管に交差する断面（注目断面）を測定光ＬＳで反復的に走査する。 In the main scanning, in order to acquire phase image data, a cross section (cross section of interest) of the fundus oculi Ef that crosses the blood vessel of interest is repeatedly scanned with the measurement light LS.
補足走査では、注目断面における注目血管の傾きを推定するために、所定の断面（補足断面）を測定光ＬＳで走査する。補足断面は、例えば、注目血管に交差し、且つ、注目断面の近傍に位置する断面（第１補足断面）であってよい。或いは、補足断面は、注目断面に交差し、且つ、注目血管に沿う断面（第２補足断面）であってよい。 In the supplementary scanning, a predetermined section (supplementary section) is scanned with the measurement light LS in order to estimate the inclination of the vessel of interest in the section of interest. The supplementary section may be, for example, a section (first supplementary section) that intersects the target blood vessel and is located near the target cross section. Alternatively, the supplementary section may be a section that intersects the section of interest and is along the vessel of interest (second supplementary section).
第１補足断面が適用される場合の例を図５Ａに示す。本例では、眼底像Ｄに示すように、眼底Ｅｆの視神経乳頭Ｄａの近傍に位置する１つの注目断面Ｃ０と、その近傍に位置する２つの補足断面Ｃ１及びＣ２とが、注目血管Ｄｂに交差するように設定される。２つの補足断面Ｃ１及びＣ２の一方は、注目断面Ｃ０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Ｃ０及び補足断面Ｃ１及びＣ２は、例えば、注目血管Ｄｂの走行方向に対して略直交するように向き付けられる。 FIG. 5A shows an example in which the first supplementary cross section is applied. In the present example, as shown in the fundus image D, one attentional section C0 located near the optic disc Da of the fundus oculi Ef, and two supplemental sections C1 and C2 located in the vicinity thereof intersect with the attention vessel Db. Is set to One of the two supplementary sections C1 and C2 is located upstream of the vessel of interest Db with respect to the section C0 of interest, and the other is located downstream. The cross section of interest C0 and the supplementary cross sections C1 and C2 are, for example, oriented so as to be substantially orthogonal to the running direction of the blood vessel of interest Db.
第２補足断面が適用される場合の例を図５Ｂに示す。本例では、図５Ａに示す例と同様の注目断面Ｃ０が注目血管Ｄｂに略直交するように設定され、且つ、注目断面Ｃ０に略直交するように補足断面Ｃｐが設定される。補足断面Ｃｐは、注目血管Ｄｂに沿って設定される。一例として、補足断面Ｃｐは、注目断面Ｃ０の位置において注目血管Ｄｂの中心軸を通過するように設定されてよい。 FIG. 5B shows an example in which the second supplemental cross section is applied. In this example, the cross section of interest C0 similar to the example shown in FIG. 5A is set to be substantially orthogonal to the blood vessel Db of interest, and the supplementary cross section Cp is set to be substantially orthogonal to the cross section of interest C0. The supplementary cross section Cp is set along the target blood vessel Db. As an example, the supplementary cross section Cp may be set so as to pass through the center axis of the target blood vessel Db at the position of the target cross section C0.
例示的な血流計測において、主走査は、患者の心臓の少なくとも１心周期を含む期間にわたって繰り返し実行される。それにより、全ての心時相における血流動態を求めることが可能となる。なお、主走査を実行する時間は、予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ごとに設定された時間であってもよい。前者の場合、標準的な心周期よりも長い時間が設定される（例えば２秒間）。後者の場合、患者の心電図等の生体データを参照することができる。ここで、心周期以外のファクターを考慮することも可能である。このファクターの例としては、検査に掛かる時間（患者への負担）、光スキャナ４４の応答時間（走査時間間隔）、検出器１２５の応答時間（走査時間間隔）などがある。 In an exemplary blood flow measurement, the main scan is performed repeatedly over a period that includes at least one cardiac cycle of the patient's heart. Thereby, it becomes possible to obtain the blood flow dynamics in all cardiac phases. Note that the time for executing the main scan may be a fixed time set in advance, or may be a time set for each patient or each examination. In the former case, a time longer than the standard cardiac cycle is set (for example, 2 seconds). In the latter case, biometric data such as a patient's electrocardiogram can be referred to. Here, it is also possible to consider factors other than the cardiac cycle. Examples of this factor include the time required for the examination (burden on the patient), the response time of the optical scanner 44 (scanning time interval), and the response time of the detector 125 (scanning time interval).
画像形成部２２０は、断層像形成部２２１と、位相画像形成部２２２とを含む。
The
〈断層像形成部２２１〉
断層像形成部２２１は、主走査においてデータ収集システム１３０より得られたサンプリングデータに基づいて、注目断面における形態の時系列変化を表す断層像（主断層像）を形成する。この処理についてより詳しく説明する。主走査は、上記のように注目断面Ｃ０を繰り返し走査するものである。断層像形成部２２１には、この繰り返し走査に応じて、データ収集システム１３０からサンプリングデータが逐次に入力される。断層像形成部２２１は、注目断面Ｃ０の各走査に対応するサンプリングデータに基づいて、注目断面Ｃ０に対応する１枚の主断層像を形成する。断層像形成部２２１は、この処理を主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主断層像を形成する。ここで、これら主断層像を複数の群に分割し、各群に含まれる主断層像群を重ね合わせて画質の向上を図ってもよい（画像の加算平均処理）。
<Tomographic
The tomographic
更に、断層像形成部２２１は、補足断面に対する補足走査においてデータ収集システム１３０により得られたサンプリングデータに基づいて、補足断面の形態を表す断層像（補足断層像）を形成する。補足断層像を形成する処理は、主断層像を形成する処理と同じ要領で実行される。ここで、主断層像は時系列に沿う一連の断層像であるが、補足断層像は１枚の断層像であってよい。また、補足断層像は、補足断面を複数回走査して得られた複数の断層像を重ね合わせて画質の向上を図ったものであってもよい（画像の加算平均処理）。
Further, the tomographic
図５Ａに例示する補足断面Ｃ１及びＣ２が適用される場合、断層像形成部２２１は、補足断面Ｃ１に対応する補足断層像と、補足断面Ｃ２に対応する補足断層像とを形成する。図５Ｂに例示する補足断面Ｃｐが適用される場合、断層像形成部２２１は、補足断面Ｃｐに対応する補足断層像を形成する。
When the supplemental sections C1 and C2 illustrated in FIG. 5A are applied, the tomographic
以上に例示したような断層像を形成する処理は、従来のフーリエドメインＯＣＴと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）などを含む。高速フーリエ変換により、データ収集システム１３０により得られたサンプリングデータ（干渉信号、インターフェログラム）が、Ａラインプロファイル（ｚ方向に沿った反射強度プロファイル）に変換される。Ａラインプロファイルを画像化することで（つまり、反射強度値に画素値を割り当てることで）、Ａスキャン画像が得られる。複数のＡスキャン画像をスキャンパターンにしたがって配列することにより、Ｂスキャン画像やサークルスキャン画像などの２次元断層像が得られる。他のタイプのＯＣＴ装置の場合、断層像形成部２２１は、そのタイプに応じた公知の処理を実行する。
The processing for forming a tomographic image as exemplified above includes noise removal (noise reduction), filter processing, fast Fourier transform (FFT), and the like, similarly to the conventional Fourier domain OCT. The sampling data (interference signal, interferogram) obtained by the
〈位相画像形成部２２２〉
位相画像形成部２２２は、主走査においてデータ収集システム１３０により得られたサンプリングデータに基づいて、注目断面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。位相画像の形成に用いられるサンプリングデータは、断層像形成部２２１による主断層像の形成に用いられるサンプリングデータと同じである。よって、主断層像と位相画像との間の位置合わせをすることが可能である。つまり、主断層像の画素と位相画像の画素との間に自然な対応関係を設定することが可能である。
<Phase
The phase
位相画像の形成方法の一例を説明する。この例の位相画像は、隣り合うＡライン複素信号（つまり、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、主断層像の画素値（輝度値）の時系列変化に基づいて形成される。主断層像の任意の画素について、位相画像形成部２２２は、その画素の輝度値の時系列変化のグラフを作成する。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、時点ｔ１と時点ｔ２との間の任意の時点）における位相差Δφ（ｔ１）として定義する。予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により、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 of this example is obtained by calculating the phase difference between adjacent A-line complex signals (that is, signals corresponding to adjacent scanning points). In other words, the phase image in this example is formed based on a time-series change in the pixel value (luminance value) of the main tomographic image. For an arbitrary pixel of the main tomographic image, the phase
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場合の表示色（例えば赤色）と、減少した場合の表示色（例えば青色）とを変更することができる。また、位相の変化量の大きさを表示色の濃度で表現することもできる。このような表現方法を採用することで、血流の向きや大きさを表示色で明示することが可能となる。以上の処理を各画素について実行することにより位相画像が形成される。 The phase image expresses the value of the phase difference of each pixel at each point in time as an image. This imaging process can be realized, for example, by expressing the value of the phase difference with a display color or luminance. At this time, the display color (for example, red) when the phase increases along the time series and the display color (for example, blue) when the phase decreases can be changed. Further, the magnitude of the phase change amount can be expressed by the density of the display color. By employing such an expression method, the direction and size of the blood flow can be clearly indicated by the display color. 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 can be obtained by making the time interval Δt sufficiently small to secure the phase correlation. 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 performed.
〈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各種の画像処理や解析処理を施す。その具体例として、データ処理部２３０は、画像の輝度補正や分散補正等の各種補正処理を実行する。更に、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）や、外部から入力された画像に対して、各種の画像処理や解析処理を施すことができる。
<
The
データ処理部２３０は、眼底Ｅｆの３次元画像データを形成することができる。３次元画像データとは、３次元座標系により画素の位置が定義された画像データを意味する。３次元画像データの例として、スタックデータやボリュームデータがある。
The
スタックデータは、複数の走査線に沿って得られた複数の断層像を、走査線の位置関係に基づいて３次元的に配列させて得られた画像データである。すなわち、スタックデータは、元々個別の２次元座標系により定義されていた複数の断層像を、１つの３次元座標系により表現する（つまり、１つの３次元空間に埋め込む）ことにより得られた画像データである。 The stack data is image data obtained by three-dimensionally arranging a plurality of tomographic images obtained along a plurality of scanning lines based on the positional relationship of the scanning lines. That is, the stack data is an image obtained by expressing a plurality of tomographic images originally defined by individual two-dimensional coordinate systems in one three-dimensional coordinate system (that is, embedding them in one three-dimensional space). Data.
ボリュームデータは、３次元的に配列されたボクセルを画素とする画像データであり、ボクセルデータとも呼ばれる。ボリュームデータは、スタックデータに補間処理やボクセル化処理などを適用することで形成される。 Volume data is image data in which voxels arranged three-dimensionally are pixels, and is also called voxel data. Volume data is formed by applying interpolation processing, voxelization processing, and the like to stack data.
データ処理部２３０は、３次元画像データに対してレンダリングを施すことで、表示用の画像を形成することができる。適用可能なレンダリング法の例として、ボリュームレンダリング、サーフェスレンダリング、最大値投影（ＭＩＰ）、最小値投影（ＭｉｎＩＰ）、多断面再構成（ＭＰＲ）などがある。
The
データ処理部２３０は、血流情報を求めるための例示的な要素として、血管領域特定部２３１と、血流情報生成部２３２と、断面設定部２３７とを含む。血流情報生成部２３２は、傾き推定部２３３と、血流速度算出部２３４と、血管径算出部２３５と、血流量算出部２３６とを含む。
The
〈血管領域特定部２３１〉
血管領域特定部２３１は、主断層像、補足断層像、及び位相画像のそれぞれについて、注目血管Ｄｂに対応する血管領域を特定する。この処理は、各画像の画素値を解析することによって実行することが可能である（例えば閾値処理）。
<Vascular
The blood vessel
なお、主断層像と補足断層像は解析処理の対象として十分な解像度を持っているが、位相画像は血管領域の境界を特定できるほどの解像度を持っていない場合がある。しかし、位相画像に基づき血流情報を生成する以上、それに含まれる血管領域を高精度且つ高確度で特定する必要がある。そこで、例えば次のような処理を行うことで、位相画像中の血管領域をより正確に特定することができる。 Note that the main tomographic image and the supplemental tomographic image have a sufficient resolution as a target of analysis processing, but the phase image may not have a resolution enough to specify a boundary of a blood vessel region. However, since blood flow information is generated based on a phase image, it is necessary to specify a blood vessel region included in the blood flow information with high accuracy and high accuracy. Therefore, for example, by performing the following processing, the blood vessel region in the phase image can be more accurately specified.
前述のように、主断層像と位相画像は同じサンプリングデータに基づいて形成されるため、主断層像の画素と位相画像の画素との間の自然な対応関係を定義することが可能である。血管領域特定部２３１は、例えば、主断層像を解析して血管領域を求め、この血管領域に対応する位相画像中の画像領域を当該対応関係に基づき特定し、特定された画像領域を位相画像中の血管領域として採用する。これにより、位相画像の血管領域を高精度且つ高確度で特定することができる。
As described above, since the main tomographic image and the phase image are formed based on the same sampling data, a natural correspondence between the pixels of the main tomographic image and the pixels of the phase image can be defined. The blood vessel
〈血流情報生成部２３２〉
血流情報生成部２３２は、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２３２は、傾き推定部２３３と、血流速度算出部２３４と、血管径算出部２３５と、血流量算出部２３６とを含む。
<Blood flow
The blood flow
〈傾き推定部２３３〉
傾き推定部２３３は、補足走査により収集された補足断面のデータ（断面データ、補足断層像）に基づいて、注目血管の傾きの推定値を求める。この傾き推定値は、例えば、注目断面における注目血管の傾きの測定値、又はその近似値であってよい。
<
The
注目血管の傾きの値を実際に測定する場合の例を説明する（傾き推定の第１の例）。図５Ａに示す補足断面Ｃ１及びＣ２が適用された場合、傾き推定部２３３は、注目断面Ｃ０と補足断面Ｃ１と補足断面Ｃ２との間の位置関係と、血管領域特定部２３１による血管領域の特定結果とに基づいて、注目断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの傾きを算出することができる。
An example in which the value of the inclination of the blood vessel of interest is actually measured will be described (first example of inclination estimation). When the supplementary sections C1 and C2 shown in FIG. 5A are applied, the
注目血管Ｄｂの傾きの算出方法について図６Ａを参照しつつ説明する。符号Ｇ０、Ｇ１及びＧ２は、それぞれ、注目断面Ｃ０における主断層像、補足断面Ｃ１における補足断層像、及び補足断面Ｃ２における補足断層像を示す。また、符号Ｖ０、Ｖ１及びＶ２は、それぞれ、主断層像Ｇ０内の血管領域、補足断層像Ｇ１内の血管領域、及び補足断層像Ｇ２内の血管領域を示す。図６Ａに示すｚ座標軸は、測定光ＬＳの入射方向と実質的に一致する。また、主断層像Ｇ０（注目断面Ｃ０）と補足断層像Ｇ１（補足断面Ｃ１）との間の距離をｄとし、主断層像Ｇ０（注目断面Ｃ０）と補足断層像Ｇ２（補足断面Ｃ２）との間の距離を同じくｄとする。隣接する断層像の間隔、つまり隣接する断面の間隔を、断面間距離と呼ぶ。 A method of calculating the inclination of the target blood vessel Db will be described with reference to FIG. 6A. Symbols G0, G1, and G2 indicate a main tomographic image at the cross section of interest C0, a supplemental tomographic image at the supplementary cross section C1, and a supplementary tomographic image at the supplementary cross section C2, respectively. Reference numerals V0, V1, and V2 indicate a blood vessel region in the main tomographic image G0, a blood vessel region in the supplemental tomographic image G1, and a blood vessel region in the supplemental tomographic image G2, respectively. The z-coordinate axis shown in FIG. 6A substantially coincides with the incident direction of the measurement light LS. The distance between the main tomographic image G0 (intersection C0 of interest) and the supplemental tomographic image G1 (intersection C1) is d, and the distance between the main tomographic image G0 (intersection C0 of interest) and the supplemental tomographic image G2 (intersection C2) is calculated. Is also d. The distance between adjacent tomographic images, that is, the distance between adjacent cross sections is referred to as an inter-section distance.
傾き推定部２３３は、３つの血管領域Ｖ０、Ｖ１及びＶ２の間の位置関係に基づいて、注目断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの傾きＡを算出することができる。この位置関係は、例えば、３つの血管領域Ｖ０、Ｖ１及びＶ２を接続することによって求められる。その具体例として、傾き推定部２３３は、３つの血管領域Ｖ０、Ｖ１及びＶ２のそれぞれの特徴位置を特定し、これら特徴位置を接続することができる。この特徴位置としては、中心位置、重心位置、最上部（ｚ座標値が最小の位置）、最下部（ｚ座標値が最大の位置）などがある。これら特徴位置のうちでは、最上部の特定が最も簡便な処理と考えられる。また、特徴位置の接続方法としては、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。
The
更に、傾き推定部２３３は、３つの血管領域Ｖ０、Ｖ１及びＶ２から特定された特徴位置の間を接続する線に基づいて傾きＡを算出する。線分で接続する場合、例えば、注目断面Ｃ０の特徴位置と補足断面Ｃ１の特徴位置とを結ぶ第１線分の傾きと、注目断面Ｃ０の特徴位置と補足断面Ｃ２の特徴位置とを結ぶ第２線分の傾きとに基づき傾きＡを算出することができる。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可能である。また、近似曲線で結ぶ場合の例として、近似曲線が注目断面Ｃ０に交差する位置におけるこの近似曲線の傾きを求めることができる。なお、断面間距離ｄは、例えば、線分や近似曲線を求める処理において、断層像Ｇ０〜Ｇ２をｘｙｚ座標系に埋め込むときに用いられる。
Further, the
上記の例では、３つの断面における血管領域を考慮しているが、２つの断面を考慮して傾きを求めるように構成することも可能である。その具体例として、上記第１線分又は第２線分の傾きを目的の傾きとすることができる。また、２つの補足断層像Ｇ１及びＧ２に基づいて注目断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの傾きＡを算出することができる。 In the above example, the blood vessel region in three cross sections is considered, but it is also possible to adopt a configuration in which the inclination is obtained in consideration of two cross sections. As a specific example, the inclination of the first line segment or the second line segment can be set as a target inclination. Further, the inclination A of the target blood vessel Db in the target cross section C0 can be calculated based on the two supplemental tomographic images G1 and G2.
上記の例では１つの傾きを求めているが、血管領域Ｖ０中の２つ以上の位置（又は領域）についてそれぞれ傾きを求めるようにしてもよい。この場合、得られた２つ以上の傾きの値を別々に用いることもできるし、これら傾きの値を統計的に処理して得られる値（例えば、平均値、最大値、最小値、中間値、最頻値など）を傾きＡとして用いることもできる。 In the above example, one inclination is obtained, but the inclination may be obtained for each of two or more positions (or regions) in the blood vessel region V0. In this case, two or more obtained slope values can be used separately, or values obtained by statistically processing these slope values (for example, an average value, a maximum value, a minimum value, an intermediate value) , Mode, etc.) can be used as the slope A.
注目血管の傾きの近似値を求める場合の例を説明する（傾き推定の第２の例）。図５Ｂに示す補足断面Ｃｐが適用された場合、傾き推定部２３３は、補足断面Ｃｐに対応する補足断層像を解析して、注目断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの傾きの近似値を算出することができる。
An example in which an approximate value of the inclination of the blood vessel of interest is obtained will be described (a second example of inclination estimation). When the supplementary section Cp shown in FIG. 5B is applied, the
注目血管Ｄｂの傾きの近似方法について図６Ｂを参照しつつ説明する。符号Ｇｐは、補足断面Ｃｐにおける補足断層像を示す。符号Ａは、図６Ａに示す例と同様に、注目断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの傾きを示す。 An approximation method of the inclination of the target blood vessel Db will be described with reference to FIG. 6B. The symbol Gp indicates a supplemental tomographic image in the supplementary cross section Cp. Symbol A indicates the inclination of the blood vessel of interest Db in the cross section of interest C0, as in the example shown in FIG. 6A.
本例において、傾き推定部２３３は、補足断層像Ｇｐを解析して、眼底Ｅｆの所定組織に相当する画像領域を特定することができる。例えば、傾き推定部２３３は、網膜の表層組織である内境界膜（ＩＬＭ）に相当する画像領域（内境界膜領域）Ｍを特定することができる。画像領域の特定には、例えば、公知のセグメンテーション処理が利用される。
In the present example, the
内境界膜と眼底血管とは互いに略平行であることが知られている。傾き推定部２３３は、注目断面Ｃ０における内境界膜領域Ｍの傾きＡａｐｐを算出する。注目断面Ｃ０における内境界膜領域Ｍの傾きＡａｐｐは、注目断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの傾きＡの近似値として用いられる。
It is known that the inner limiting membrane and the fundus blood vessels are substantially parallel to each other. The
なお、図６Ａ及び図６Ｂに示す傾きＡは、注目血管Ｄｂの向きを表すベクトルであり、その値の定義は任意であってよい。一例として、傾き（ベクトル）Ａとｚ軸とが成す角度として傾きＡの値を定義することが可能である。同様に、図６Ｂに示す傾きＡａｐｐは、内境界膜領域Ｍの向きを表すベクトルであり、その値の定義は任意であってよい。例えば、傾き（ベクトル）Ａａｐｐとｚ軸とが成す角度として傾きＡａｐｐの値を定義することが可能である。なお、ｚ軸の向きは、測定光ＬＳの入射方向と実質的に同一である。 Note that the slope A shown in FIGS. 6A and 6B is a vector representing the direction of the blood vessel Db of interest, and its value may be defined arbitrarily. As an example, the value of the slope A can be defined as an angle formed by the slope (vector) A and the z-axis. Similarly, the slope A app shown in FIG. 6B is a vector representing the direction of the inner limiting membrane region M, and its value may be defined arbitrarily. For example, it is possible to define the value of the inclination A app as the angle formed by the inclination (vector) A app and the z-axis. Note that the direction of the z-axis is substantially the same as the incident direction of the measurement light LS.
注目血管の傾き推定の第３の例として、傾き推定部２３３は、図６Ｂに示す補足断層像Ｇｐを解析して、注目血管Ｄｂに相当する画像領域を特定し、注目断面Ｃ０に相当する位置における当該画像領域の傾きを求めることができる。このとき、傾き推定部２３３は、例えば、注目血管Ｄｂに相当する画像領域の境界又は中心軸を曲線近似することができ、注目断面Ｃ０に相当する位置における当該近似曲線の傾きを求めるようにしてもよい。前述した眼底Ｅｆの所定組織に相当する画像領域（例えば内境界膜領域Ｍ）に対して同様の曲線近似を適用することも可能である。
As a third example of the inclination estimation of the blood vessel of interest, the
傾き推定部２３３が実行する処理は上記の例には限定されず、眼底Ｅｆの断面にＯＣＴスキャンを適用して収集された断面データに基づいて注目血管Ｄｂの傾きの推定値（例えば、注目血管Ｄｂ自体の傾き値、その近似値など）を求めることが可能な任意の処理であってよい。
The processing executed by the
〈血流速度算出部２３４〉
血流速度算出部２３４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Ｃ０における血流速度を算出する。この算出対象は、或る時点における血流速度でもよいし、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Ｃ０を走査した時間の全体又は任意の一部である。
<Blood flow
The blood flow
血流速度変化情報が得られた場合、血流速度算出部２３４は、計測期間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、最頻値、最大値、最小値、極大値、極小値などがある。また、血流速度の値に関する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
血流速度算出部２３４は、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、傾き推定部２３３により算出された注目断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの傾きＡ（又は、その近似値Ａａｐｐ）が考慮される。具体的には、血流速度算出部２３４は、次式を用いることができる。
The blood flow
ここで：
Δｆは、測定光ＬＳの散乱光が受けるドップラーシフトを表す；
ｎは、媒質の屈折率を表す；
ｖは、媒質の流速（血流速度）を表す；
θは、測定光ＬＳの照射方向と媒質の流れベクトルとが成す角度を表す；
λは、測定光ＬＳの中心波長を表す。
here:
Δf represents the Doppler shift experienced by the scattered light of the measurement light LS;
n represents the refractive index of the medium;
v represents the flow rate of the medium (blood flow velocity);
θ represents an angle between the irradiation direction of the measurement light LS and the flow vector of the medium;
λ represents the center wavelength of the measurement light LS.
本実施形態では、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（又は、その近似値Ａａｐｐ）から得られる。典型的には、θは、傾きＡ（又は、その近似値Ａａｐｐ）に等しい。これらの値を上記の式に代入することにより、血流速度ｖが算出される。 In the present embodiment, n and λ are known, Δf is obtained from a time series change of the phase difference, and θ is obtained from the slope A (or an approximate value A app ). Typically, θ is equal to the slope A (or its approximation A app ). By substituting these values into the above equation, the blood flow velocity v is calculated.
〈血管径算出部２３５〉
血管径算出部２３５は、注目断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの径を算出する。この算出方法の例として、眼底像（正面画像）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。
<Vessel
The blood
第１の算出方法が適用される場合、注目断面Ｃ０の位置を含む眼底Ｅｆの部位の撮影が予め行われる。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。また、撮影画像は、眼底蛍光造影撮影（フルオレセイン蛍光造影撮影など）により得られた蛍光画像でもよいし、ＯＣＴ血管造影（ＯＣＴアンジオグラフィ）により得られた血管強調画像（アンジオグラム、モーションコントラスト画像）でもよい。 When the first calculation method is applied, imaging of a portion of the fundus oculi Ef including the position of the cross section of interest C0 is performed in advance. The fundus image obtained thereby may be an (observed) image or a captured image. When the captured image is a color image, an image (for example, a red-free image) constituting the color image may be used. The captured image may be a fluorescence image obtained by fundus fluorescence imaging (fluorescein fluorescence imaging) or a blood vessel enhanced image (angiogram, motion contrast image) obtained by OCT angiography (OCT angiography). May be.
血管径算出部２３５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予め算出し、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２３５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
更に、血管径算出部２３５は、このスケールと血管領域Ｖ０に含まれる画素とに基づいて、注目断面Ｃ０における注目血管Ｄｂの径、つまり血管領域Ｖ０の径を算出する。具体例として、血管径算出部２３５は、血管領域Ｖ０の様々な方向の径の最大値や平均値を求める。また、血管領域２３５は、血管領域Ｖ０の輪郭を円近似又は楕円近似し、その円又は楕円の径を求めることができる。なお、血管径が決まれば血管領域Ｖ０の面積を（実質的に）決定することができるので（つまり両者を実質的に一対一に対応付けることができるので）、血管径を求める代わりに当該面積を算出するようにしてもよい。
Further, the blood vessel
第２の算出方法について説明する。第２の算出方法では、典型的には、注目断面Ｃ０における断層像が用いられる。この断層像は、主断層像でもよいし、これとは別個に取得されたものでもよい。 The second calculation method will be described. In the second calculation method, typically, a tomographic image at the cross section of interest C0 is used. This tomographic image may be a main tomographic image or may be obtained separately therefrom.
この断層像におけるスケールは、ＯＣＴの計測条件などに基づき決定される。本実施形態では、図５Ａ又は図５Ｂに示すように注目断面Ｃ０を走査する。注目断面Ｃ０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２３５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Ｃ０における注目血管Ｄｂの径を算出する。
The scale in this tomographic image is determined based on the OCT measurement conditions and the like. In the present embodiment, the cross section of interest C0 is scanned as shown in FIG. 5A or 5B. The length of the cross section of interest C0 is determined based on various factors that determine the relationship between the scale on the image and the scale in the real space, such as the working distance and information on the eyeball optical system. The blood vessel
〈血流量算出部２３６〉
血流量算出部２３６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
The blood
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 Hagen-Poiseuille flow. When the blood vessel diameter is w and the maximum value of the blood flow velocity is Vm, the blood flow Q is expressed by the following equation.
血流量算出部２３６は、血管径算出部２３５による血管径の算出結果ｗと、血流速度算出部２３４による血流速度の算出結果に基づく最大値Ｖｍとを、この数式に代入することにより、目的の血流量Ｑを算出する。
The blood
〈断面設定部２３７〉
主制御部２１１は、表示部２４１に眼底Ｅｆの正面画像を表示させる。この正面画像は、任意種別の画像であってよく、例えば、観察画像、撮影画像、蛍光画像、ＯＣＴ血管造影画像、ＯＣＴプロジェクション画像、及びＯＣＴシャドウグラムのうちのいずれかであってよい。
<
The
ユーザーは、操作部２４２を操作することで、表示された眼底Ｅｆの正面画像に対して１以上の注目断面を指定することができる。注目断面は、注目血管に交差するように指定される。断面設定部２３７は、指定された１以上の注目断面と、眼底Ｅｆの正面画像とに基づいて、１以上の注目断面のそれぞれに関する１以上の補足断面を設定することができる。なお、補足断面の設定を手動で行うようにしてもよい。
By operating the
他の例において、断面設定部２３７は、眼底Ｅｆの正面画像を解析して１以上の注目血管を特定するように構成されていてよい。注目血管の特定は、例えば、血管の太さや、眼底の所定部位（例えば、視神経乳頭、黄斑）に対する位置関係や、血管の種別（例えば、動脈、静脈）などに基づいて実行される。更に、断面設定部２３７は、特定された１以上の注目血管のそれぞれに関する１以上の注目断面と１以上の補足断面とを設定することができる。
In another example, the cross
このように、ユーザーにより、断面設定部２３７により、又は、ユーザーと断面設定部２３７との協働により、図５Ａ又は図５Ｂに例示するような注目断面及び補足断面が眼底Ｅｆに対して設定される。
In this way, the cross section of interest and the supplementary cross section illustrated in FIG. 5A or 5B are set for the fundus oculi Ef by the user, by the cross
〈移動条件設定部２６０〉
前述したように、眼底血流計測において最適なドップラー信号を得るためには、注目血管の走行方向（血流方向）に対して好適な角度で測定光ＬＳを入射させる必要があり、本実施形態では、被検眼Ｅの光軸に対して光学系の光軸（対物レンズ２２の光軸）をオフセットさせることでこれを実現する。移動条件設定部２６０は、被検眼Ｅの光軸に対する光学系の移動条件を設定する。移動条件設定部２６０は、方向設定部２６１と距離設定部２６２とを含む。
<Move
As described above, in order to obtain an optimal Doppler signal in fundus blood flow measurement, it is necessary to make the measurement light LS incident at a suitable angle with respect to the traveling direction (blood flow direction) of the blood vessel of interest. This is realized by offsetting the optical axis of the optical system (the optical axis of the objective lens 22) with respect to the optical axis of the eye E. The moving
〈方向設定部２６１〉
方向設定部２６１は、眼底ＥｆのＯＣＴ画像を解析して光学系の移動方向を設定する。なお、以下に説明するように、方向設定部２６１は、他の要素（血管領域特定部２３１、傾き推定部２３３など）と同様の処理を実行可能である。その場合、方向設定部２６１は、対応する要素とは別に当該機能を有していてもよいし、対応する要素により実行された処理の結果を利用してもよいし、対応する要素に当該処理を依頼するようにしてもよいし、対応する要素を含んでいてもよい。また、方向設定部２６１が実行可能な処理のうち、他の要素と同様の処理については、詳細な説明を再度行うことはしない。
<
The
方向設定部２６１により設定される移動方向は、光学系の光軸（測定アームの光軸、対物レンズ２２の光軸）に対して直交する方向である。換言すると、方向設定部２６１により設定される移動方向は、ｘｙ面内において定義される方向であり、ｘ方向成分及びｙ方向成分のいずれか一方のみ又は双方のみを有する。つまり、方向設定部２６１により設定される移動方向は、ｚ方向成分を有しない。
The moving direction set by the
典型的には、方向設定部２６１により設定される移動方向は、光学系の最初の移動に適用される移動方向（初期移動方向）である。なお、方向設定部２６１は、光学系の２回目（又は３回目以降）の移動に適用される移動方向を設定可能であってもよい。
Typically, the movement direction set by the
方向設定部２６１により解析されるＯＣＴ画像は、任意のＯＣＴ画像であってよい。例えば、方向設定部２６１は、図６Ａに示す主断層像Ｇ０、補足断層像Ｇ１、及び補足断層像Ｇ２のうちの少なくとも２つの断層像を解析することによって初期移動方向を設定することができる。より一般に、方向設定部２６１は、注目断面に交差する２以上の断面にそれぞれＯＣＴスキャンを適用して構築された２以上の断層像を解析することによって初期移動方向を設定することができる。
The OCT image analyzed by the
他の例として、方向設定部２６１は、図６Ｂに示す補足断層像Ｇｐを解析することによって初期移動方向を設定することができる。より一般に、方向設定部２６１は、注目断面に沿う断面にＯＣＴスキャンを適用して構築された断層像を解析することによって初期移動方向を設定することができる。なお、初期移動方向の設定において解析されるＯＣＴ画像はこれら例示に限定されない。
As another example, the
第１の例として、光学系の初期移動方向を設定するために、図６Ａに示す主断層像Ｇ０、補足断層像Ｇ１、及び補足断層像Ｇ２のうちの少なくとも２つの断層像を解析する場合を説明する。本例では補足断層像Ｇ１及びＧ２を解析するが、他の組み合わせが採用される場合にも同様の解析が可能である。 As a first example, a case where at least two tomographic images among the main tomographic image G0, the supplemental tomographic image G1, and the supplemental tomographic image G2 shown in FIG. 6A are analyzed to set the initial movement direction of the optical system. explain. In this example, the supplemental tomographic images G1 and G2 are analyzed, but the same analysis can be performed when another combination is adopted.
本例において、方向設定部２６１は、補足断層像Ｇ１を解析して血管領域Ｖ１を特定し、且つ、補足断層像Ｇ２を解析して血管領域Ｖ２を特定する。次に、方向設定部２６１は、特定された２つの血管領域Ｖ１及びＶ２のそれぞれから特徴位置を特定し、特定された２つの特徴位置のｚ座標値の差から注目血管Ｄｂの傾きの推定値を求める。方向設定部２６１は、注目血管Ｄｂの傾きの推定値に基づいて光学系の初期移動方向を設定することができる。
In this example, the
第１の例の変形において、方向設定部２６１は、２つの血管領域Ｖ１及びＶ２から特定された２つの特徴位置のｚ座標値の差に基づいて光学系の初期移動方向を設定することも可能である。
In a modification of the first example, the
第１の例の他の変形において、方向設定部２６１は、補足断層像Ｇ１を解析して内境界膜領域を特定し、且つ、補足断層像Ｇ２を解析して内境界膜領域を特定する。次に、方向設定部２６１は、特定された２つの内境界膜領域のそれぞれから特徴位置（例えば、注目血管Ｄｂの直上の位置）を特定する。方向設定部２６１は、特定された２つの特徴位置のｚ座標値の差（又は、この差から算出された注目血管Ｄｂの傾きの推定値）に基づいて光学系の初期移動方向を設定することができる。
In another modification of the first example, the
第２の例として、光学系の移動方向を設定するために、図６Ｂに示す補足断層像Ｇｐを解析する場合を説明する。 As a second example, a case will be described where the supplemental tomographic image Gp shown in FIG. 6B is analyzed in order to set the moving direction of the optical system.
本例において、方向設定部２６１は、補足断層像Ｇｐを解析して内境界膜領域Ｍを特定する。次に、方向設定部２６１は、特定された内境界膜領域Ｍに基づいて注目血管Ｄｂの傾きの推定値を求める。方向設定部２６１は、注目血管Ｄｂの傾きの推定値に基づいて光学系の初期移動方向を設定することができる。
In this example, the
第２の例の変形において、方向設定部２６１は、補足断層像Ｇｐを解析して、注目血管Ｄｂに相当する血管領域を特定する。次に、方向設定部２６１は、特定された血管領域に基づいて注目血管Ｄｂの傾きの推定値を求める。方向設定部２６１は、注目血管Ｄｂの傾きの推定値に基づいて光学系の初期移動方向を設定することができる。
In a modification of the second example, the
注目血管Ｄｂの傾きに基づき初期移動方向を設定する処理について説明する。注目血管Ｄｂの傾きと同値なパラメータについても同様の処理を適用可能である。そのようなパラメータの例として、内境界膜領域Ｍの傾き、注目血管Ｄｂの２以上の断面における血管領域のｚ座標値の差、注目血管Ｄｂの２以上の断面における内境界膜領域のｚ座標値の差などがある。以下、図７Ａ及び図７Ｂを参照する。 The process of setting the initial movement direction based on the inclination of the target blood vessel Db will be described. The same processing can be applied to a parameter having the same value as the inclination of the target blood vessel Db. Examples of such parameters include the inclination of the inner limiting membrane region M, the difference between the z-coordinate values of the blood vessel region in two or more cross sections of the target blood vessel Db, and the z coordinate of the inner limiting membrane region in two or more cross sections of the target blood vessel Db. There are differences in values. Hereinafter, FIG. 7A and FIG. 7B will be referred to.
図７Ａに示す補足断層像Ｇｐには、注目血管Ｄｂと内境界膜（内境界膜領域Ｍ）とが描出されている。符号Ｍａは、内境界膜領域Ｍと注目断面Ｃ０（図６Ｂ等を参照）との交差位置を示し、内境界膜領域Ｍの傾きの算出位置（注目血管Ｄｂの傾き推定値の算出位置）に相当する。符号Ｍｈで示す直線は、傾き算出位置Ｍａにおける内境界膜領域Ｍの傾斜方向を示す線（傾斜線）である。符号Ｍｎで示す直線は、傾き算出位置Ｍａにおける傾斜線Ｍｈの法線方向を示す線（傾斜法線）である。 In the supplemental tomographic image Gp shown in FIG. 7A, the target blood vessel Db and the inner limiting membrane (inner limiting membrane region M) are depicted. Reference sign Ma indicates an intersection position between the inner limiting membrane region M and the cross section of interest C0 (see FIG. 6B and the like), and indicates a calculated position of the inclination of the inner limiting membrane region M (a calculated position of the estimated tilt value of the target blood vessel Db). Equivalent to. The straight line indicated by the symbol Mh is a line (inclination line) indicating the inclination direction of the inner limiting membrane region M at the inclination calculation position Ma. The straight line indicated by the symbol Mn is a line (inclination normal line) indicating the normal direction of the inclination line Mh at the inclination calculation position Ma.
符号Ｐ０で示す直線は、光学系の移動前（初期位置）における測定光ＬＳの経路（スキャン位置）である。光学系の初期位置は、例えば、被検眼Ｅの瞳孔中心にアライメントが合致している状態、つまり、光学系の光軸（対物レンズ２２の光軸）が被検眼Ｅの瞳孔中心をする状態に相当する。本例では、測定経路Ｐ０は、傾き算出位置Ｍａを通過し、且つ、ｚ方向に平行である。符号Ｐ０ｎで示す直線は、傾き算出位置Ｍａにおける測定経路Ｐ０の法線方向を示す線（測定法線）である。 The straight line indicated by the symbol P0 is the path (scan position) of the measurement light LS before the movement of the optical system (initial position). The initial position of the optical system is set, for example, in a state where the alignment is aligned with the center of the pupil of the eye E, that is, in a state where the optical axis of the optical system (the optical axis of the objective lens 22) is centered on the pupil of the eye E. Equivalent to. In this example, the measurement path P0 passes through the inclination calculation position Ma and is parallel to the z direction. The straight line indicated by the sign P0n is a line (measurement normal line) indicating the normal direction of the measurement path P0 at the inclination calculation position Ma.
測定経路Ｐ０と傾斜法線Ｍｎとがなす角の角度をα０で示す。角度α０は、光学系が初期位置に配置されている場合における、被検眼Ｅの内境界膜に対する測定光ＬＳの入射角である。すなわち、角度α０は、光学系が初期位置に配置されている場合における、注目血管Ｄｂに対する測定光ＬＳの入射角として用いられる。また、測定法線Ｐ０ｎと傾斜線Ｍｈとがなす角の角度もα０である。 The angle between the measurement path P0 and the inclination normal Mn is denoted by α0. The angle α0 is the angle of incidence of the measurement light LS on the inner limiting membrane of the eye E when the optical system is located at the initial position. That is, the angle α0 is used as an incident angle of the measurement light LS with respect to the target blood vessel Db when the optical system is arranged at the initial position. The angle between the measurement normal line P0n and the inclined line Mh is also α0.
注目血管Ｄｂの傾きは、測定経路と傾斜法線とがなす角「α」で定義されてもよいし、又は、測定法線と傾斜線とがなす角「α」で定義されてもよい。或いは、注目血管Ｄｂの傾きは、測定経路と傾斜線とがなす角「９０度−α」で定義されてもよいし、又は、測定法線と傾斜法線とがなす角「９０度−α」で定義されてもよい。血流計測のために好適な角度の範囲（目標角度範囲）は、例えば、「α＝５度〜１０度」、すなわち「９０度−α＝８０度〜８５度」に設定される。ここで、角αは、内境界膜（注目血管Ｄｂ）に対する測定光ＬＳの入射角である。また、角αの余角９０度−αを「β」で表す。 The inclination of the blood vessel of interest Db may be defined by an angle “α” between the measurement path and the inclination normal, or may be defined by an angle “α” between the measurement normal and the inclination line. Alternatively, the inclination of the blood vessel Db of interest may be defined by an angle “90 degrees−α” formed by the measurement path and the inclination line, or an angle “90 degrees−α” formed by the measurement normal and the inclination normal. May be defined. An angle range (target angle range) suitable for blood flow measurement is set to, for example, “α = 5 ° to 10 °”, that is, “90 ° −α = 80 ° to 85 °”. Here, the angle α is an incident angle of the measurement light LS with respect to the inner limiting membrane (blood vessel Db of interest). In addition, the complementary angle 90 degrees−α of the angle α is represented by “β”.
方向設定部２６１は、入射角αが目標角度範囲（例えば、α＝５度〜１０度）に含まれるように、光学系の移動方向を設定する。これと同値な条件として、方向設定部２６１は、余角βが目標角度範囲（例えば、β＝８０度〜８５度）に含まれるように、光学系の移動方向を設定する。
The
特開２０１７−４２６０２号公報（特許文献１）の図７等から明らかなように、図７Ａに示す入射角α＝α０が目標角度範囲よりも小さい場合、方向設定部２６１は、入射角αが目標角度範囲に含まれるように（つまり、入射角αが大きくなるように）、光学系の移動方向を設定する。このときの移動方向は、図７Ａにおける左方向である。これにより、例えば図７Ｂに示すように、入射角α＝α１（α１＞α０）となる測定経路Ｐ１を通る測定光ＬＳによって注目断面Ｃ０のスキャンを行うことができる。ここで、符号Ｐ１ｎで示す直線は、傾き算出位置Ｍａにおける測定経路Ｐ１の法線方向を示す線（測定法線）である。
As is clear from FIG. 7 and the like of JP-A-2017-42602 (Patent Document 1), when the incident angle α = α0 shown in FIG. 7A is smaller than the target angle range, the
逆に、入射角α＝α０が目標角度範囲よりも大きい場合、方向設定部２６１は、入射角αが目標角度範囲に含まれるように（つまり、入射角αが小さくなるように）、光学系の移動方向を設定する。このときの移動方向は、図７Ａにおける右方向である。図示は省略するが、このような光学系の移動により、入射角α＝α２（α２＜α０）となる測定経路Ｐ２を通る測定光ＬＳによって注目断面Ｃ０のスキャンを行うことができる。
Conversely, when the incident angle α = α0 is larger than the target angle range, the
〈距離設定部２６２〉
上記のように、光学系は、方向設定部２６１により設定された初期移動方向に移動される。このときの移動距離（初期移動量）は予め設定されてよい。本実施形態では、初期移動量は距離設定部２６２によって設定される。なお、距離設定部２６２は、光学系の２回目（又は３回目以降）の移動に適用される移動量を設定可能であってもよい。
<Distance setting
As described above, the optical system is moved in the initial movement direction set by the
距離設定部２６２が実行可能な処理の第１の例を説明する。本例の距離設定部２６２は、被検眼Ｅの実際の瞳孔径に応じて初期移動量を設定することができる。
A first example of processing that can be executed by the
被検眼Ｅの瞳孔径を示す情報（瞳孔径情報）は瞳孔径情報取得部によって取得される。例えば、瞳孔径情報取得部は、被検眼Ｅの瞳孔径を測定するための要素を含む。その具体例として、瞳孔径情報取得部は、照明光学系１０及び撮影光学系３０により取得された被検眼Ｅの前眼部像を解析して瞳孔領域を特定してその径を算出するプロセッサを含んでいてよい。瞳孔領域の特定は、閾値処理、エッジ検出などの処理を含んでいてよい。また、瞳孔領域の径の算出は、楕円近似、円近似などの処理を含んでいてよい。
Information (pupil diameter information) indicating the pupil diameter of the eye E is acquired by the pupil diameter information acquisition unit. For example, the pupil diameter information acquisition unit includes an element for measuring the pupil diameter of the eye E to be examined. As a specific example, the pupil diameter information acquisition unit analyzes the anterior eye image of the eye E acquired by the illumination
瞳孔径情報取得部は、過去に取得された被検眼Ｅの瞳孔径の測定値を、被検者の電子カルテ等から取得するように構成されていてよい。本例の瞳孔径情報取得部は、電子カルテ等が格納された装置にアクセスするための通信デバイス（データ入出力部２９０）を含む。 The pupil diameter information acquisition unit may be configured to acquire a measured value of the pupil diameter of the eye E acquired in the past from an electronic medical record or the like of the subject. The pupil diameter information acquisition unit of the present example includes a communication device (data input / output unit 290) for accessing a device storing an electronic medical record or the like.
距離設定部２６２は、瞳孔径情報取得部により取得された瞳孔径の値に基づいて初期移動量を設定することができる。距離設定部２６２は、例えば、瞳孔径情報取得部により取得された瞳孔径の値の半分の値を初期移動量として設定することができる。この初期移動量は、被検眼Ｅの瞳孔の半径の値又はその近似値に相当する。
The
本例によれば、被検眼Ｅの瞳孔径の実際の測定値に基づき初期移動量を設定できるので、眼底血流計測において最適なドップラー信号を得るための測定アームのオフセット動作において、最適なオフセット位置を達成するまでの時間の短縮を図ることができる。それにより、被検者に掛かる負担を軽減できる。 According to this example, since the initial movement amount can be set based on the actual measurement value of the pupil diameter of the eye E, the optimal offset is used in the offset operation of the measurement arm for obtaining the optimal Doppler signal in fundus blood flow measurement. The time required to achieve the position can be reduced. Thereby, the burden on the subject can be reduced.
距離設定部２６２が実行可能な処理の第２の例を説明する。被検眼Ｅが小瞳孔眼である場合や白内障眼である場合、又は、注目血管が眼底Ｅｆの周辺部に位置する場合などにおいて、瞳孔を散大させるための薬剤（散瞳剤）を被検眼Ｅに適用することがある。本例の距離設定部２６２は、被検眼Ｅに散瞳剤が適用されたか否かに応じて初期移動量を設定することができる。
A second example of processing that can be executed by the
本例の距離設定部２６２は、散瞳剤が適用されない場合の初期移動量（第１初期移動量）と、散瞳剤が適用される場合の移動距離（第２初期移動量）とを予め記憶している。第１初期移動量は、例えば、標準的な瞳孔径の半分の値（標準的なサイズの瞳孔の半径）に設定される。第２初期移動量は、標準的な瞳孔径の眼に散瞳剤を適用したときの、散大した瞳孔の直径の半分の値に設定される。なお、被検者の属性（年齢、性別等）に応じた初期移動量や、被検眼の属性に応じた初期移動量を、予め記憶するようにしてもよい。
The
被検眼Ｅに散瞳剤が適用されたか否かは、例えば、操作部２４２を用いてユーザーが入力する。或いは、データ入出力部２９０を介して被検者の電子カルテ等を参照することによって、被検眼Ｅに散瞳剤が適用されたか否かを判定するようにしてもよい。
Whether or not the mydriatic agent has been applied to the subject's eye E is input by the user using the
距離設定部２６２は、被検眼Ｅに散瞳剤が適用されたか否かを示す情報に基づいて、記憶された複数の初期移動量のうちから１つを選択することができる。
The
本例によれば、被検眼Ｅの瞳孔のサイズ（特に、散瞳剤の適用の有無に応じた瞳孔径）に応じて初期移動量を設定できるので、眼底血流計測において最適なドップラー信号を得るための測定アームのオフセット動作において、最適なオフセット位置を達成するまでの時間の短縮を図ることができる。それにより、被検者に掛かる負担を軽減できる。 According to this example, since the initial movement amount can be set according to the size of the pupil of the eye E (particularly, the pupil diameter depending on whether or not the mydriatic agent is applied), an optimal Doppler signal in fundus blood flow measurement can be obtained. In the offset operation of the measurement arm for obtaining, it is possible to reduce the time required to achieve the optimum offset position. Thereby, the burden on the subject can be reduced.
〈ケラレ判定部２７０〉
ケラレ判定部２７０は、血流計測装置１に搭載された光学系を介して被検眼Ｅに入射した光の戻り光の検出結果に基づいて、ケラレの有無を判定する。
<
The
ケラレ判定のために被検眼Ｅに入射する光の種別や用途や強度（光量）は任意であってよい。入射光の種別は、例えば赤外光又は可視光であってよい。入射光の用途は、例えば撮影、検査又は測定であってよい。 The type, use, and intensity (light amount) of light incident on the eye E for vignetting determination may be arbitrary. The type of the incident light may be, for example, infrared light or visible light. The application of the incident light may be, for example, imaging, inspection or measurement.
本実施形態において利用可能な入射光は、例えば、ＯＣＴ用の測定光ＬＳ、又は、眼底撮影用の観察照明光、撮影照明光若しくは励起光であってよい。この入射光の戻り光の検出結果は、例えば、ＯＣＴ反射強度プロファイル、ＯＣＴ画像、観察画像、撮影画像、又は蛍光画像であってよい。 The incident light that can be used in the present embodiment may be, for example, the OCT measurement light LS, or the observation illumination light, the imaging illumination light, or the excitation light for fundus imaging. The detection result of the return light of the incident light may be, for example, an OCT reflection intensity profile, an OCT image, an observation image, a captured image, or a fluorescence image.
本実施形態における「ケラレ」は、眼底血流計測のための入射光又はその戻り光の一部又は全部が瞳孔により遮られて発生するケラレ（明るさの低下）を含む。また、本実施形態における「ケラレの有無」は、次のいずれかを含む：ケラレが発生しているか否か；ケラレの程度が所定の程度を超えるか否か。 The “vignetting” in the present embodiment includes vignetting (decrease in brightness) that occurs when part or all of incident light or its return light for fundus blood flow measurement is blocked by the pupil. The “presence or absence of vignetting” in the present embodiment includes any of the following: whether or not vignetting has occurred; and whether or not the degree of vignetting exceeds a predetermined level.
ケラレ判定部２７０が実行する処理の例を説明する。以下、ケラレ判定手法に関する第１の例及び第２の例を説明するが、手法はこれらに限定されない。
An example of a process executed by the
第１の例において、ケラレ判定のための入射光は測定光ＬＳであり、所定のＯＣＴスキャンが適用される。本例におけるＯＣＴスキャンの態様は、例えば、図５Ａに示す注目断面Ｃ０（或いは、補足断面Ｃ１及び／又はＣ２）に対するＯＣＴスキャン、又は、図５Ｂに示す補足断面Ｃｐに対するＯＣＴスキャンであってよい。本例におけるＯＣＴスキャンは、例えば、同一断面に対する繰り返し走査である。 In the first example, the incident light for the vignetting determination is the measurement light LS, and a predetermined OCT scan is applied. The mode of the OCT scan in the present example may be, for example, an OCT scan for the cross section of interest C0 (or the supplementary cross section C1 and / or C2) shown in FIG. 5A or an OCT scan for the supplementary cross section Cp shown in FIG. 5B. The OCT scan in this example is, for example, a repetitive scan for the same cross section.
補足断面Ｃｐ（或いは、補足断面Ｃ１及び／又はＣ２）に対する繰り返し走査が適用される場合、ケラレ判定と並行して注目血管Ｄｂの傾き推定を行うことが可能であり、又は、ケラレ判定から注目血管Ｄｂの傾き推定への円滑な移行が可能である。また、ケラレ判定と並行して移動条件設定（移動方向設定、移動距離設定）を行うようにしてもよい。 When the repetitive scanning for the supplementary section Cp (or the supplementary section C1 and / or C2) is applied, it is possible to estimate the inclination of the target blood vessel Db in parallel with the vignetting determination, or to perform the target blood vessel determination based on the vignetting determination. A smooth transition to Db inclination estimation is possible. Further, the moving condition setting (moving direction setting, moving distance setting) may be performed in parallel with the vignetting determination.
補足断面Ｃｐが適用される場合において、ケラレが無い場合には、図８Ａに示すように補足断面Ｃｐの形態を表す断層像Ｇｐ１（断面データ）が得られる。一方、ケラレがある場合には、図８Ｂに示すように補足断面Ｃｐの形態が描出されていない断層像Ｇｐ２（断面データ）が得られる。なお、アライメントが好適な状態において、光スキャナ４４は被検眼Ｅの瞳孔と略共役な位置に配置されるので、測定光ＬＳの偏向中心は瞳孔にほぼ一致する。したがって、測定光ＬＳが瞳孔にケラレている場合には、補足断面Ｃｐの形態が描出されていない断層像Ｇｐ２（断面データ）が得られる。
When the supplementary section Cp is applied and there is no vignetting, a tomographic image Gp1 (section data) representing the form of the supplementary section Cp is obtained as shown in FIG. 8A. On the other hand, when there is vignetting, as shown in FIG. 8B, a tomographic image Gp2 (cross-sectional data) in which the form of the supplementary cross-section Cp is not drawn is obtained. In a state where alignment is suitable, the
ケラレ判定部２７０は、補足断面Ｃｐに対するＯＣＴスキャンで得られた断層像を解析し、補足断面Ｃｐの形態が描出されているか否か判定する。例えば、ケラレ判定部２７０は、断層像に内境界膜領域（Ｍ）が描出されているか否か判定するように構成されてよい。「内境界膜領域が断層像に描出されている」との判定結果は、「ケラレが無い」との判定結果に相当する。逆に、「内境界膜領域が断層像に描出されていない」との判定結果は、「ケラレが有る」との判定結果に相当する。
The
ケラレ判定部２７０が実行する処理の第２の例を説明する。本例において、ケラレ判定のための入射光は眼底撮影用の照明光であり、観察照明光又は撮影照明光であってよい。ケラレ判定部２７０は、眼底像を解析して、ケラレの影響である光量低下が生じているか判定する。例えば、ケラレ判定部２７０は、眼底像の中心部の明るさと周辺部の明るさとの間に差が発生しているか（つまり、周辺光量の低下が発生しているか）判定する。この判定は、眼底像を構成する画素の値（典型的には、輝度分布）を参照して実行され、例えば閾値処理、ラベリングなどの画像処理を含む。
A second example of the processing executed by the
第２の例によれば、ケラレの程度を容易に判定することができる。ケラレの程度は、例えば、眼底像において周辺光量が低下している画像領域の特性に基づいて評価される。ケラレ判定部２７０は、このようにして評価値（例えば、周辺光量低下領域のサイズ（面積））を算出し、この評価値の大きさに基づいてケラレの有無を判定することができる。本例における「ケラレの有無」は、例えば、ケラレの程度が所定の程度を超えるか否かに相当する。典型的には、ケラレ判定部２７０は、算出された評価値と閾値とを比較し、評価値が閾値を超える場合には「ケラレ有り」と判定し、評価値が閾値以下である場合には「ケラレ無し」と判定する。
According to the second example, the degree of vignetting can be easily determined. The degree of vignetting is evaluated based on, for example, the characteristics of an image area in the fundus image where the amount of peripheral light is reduced. The
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予め格納されている。
The
〈ユーザーインターフェイス２４０〉
ユーザーインターフェイス（ＵＩ）２４０は、表示部２４１と操作部２４２とを含む。表示部２４１は、図１に示す表示装置３や他の表示デバイスを含む。操作部２４２は、任意の操作デバイスを含む。ユーザーインターフェイス２４０は、例えばタッチパネルのように、表示機能と操作機能の双方を備えたデバイスを含んでいてもよい。
<
The user interface (UI) 240 includes a
〈データ入出力部２９０〉
データ入出力部２９０は、血流計測装置１からのデータの出力と、血流計測装置１へのデータの入力とを行う。
<Data input /
The data input /
データ入出力部２９０は、例えば、図示しない外部装置と通信するための機能を有する。通信部２９０は、外部装置との接続形態に応じた通信インターフェイスを備える。外部装置は、例えば、任意の眼科装置である。また、外部装置は、病院情報システム（ＨＩＳ）サーバ、ＤＩＣＯＭ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ ＣＯｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）サーバ、医師端末、モバイル端末、個人端末、クラウドサーバなど、任意の情報処理装置であってもよい。
The data input /
データ入出力部２９０は、記録媒体から情報を読み取る装置（データリーダ）、記録媒体に情報を書き込む装置（データライタ）などを含んでいてもよい。
The data input /
〈動作〉
血流計測装置１の動作の例を説明する。血流計測装置１の動作の一例を図９に示す。なお、患者ＩＤの入力などの準備的処理は既に行われたとする。
<motion>
An example of the operation of the blood
（Ｓ１：オートアライメント開始）
まず、オートアライメントを実行する。オートアライメントは、例えば、前述したようにアライメント指標を用いて実行される。或いは、特開２０１３−２４８３７６号公報に開示されたように、２以上の前眼部カメラを利用してオートアライメントを実行することも可能である。オートアライメントの手法はこれらに限定されない。
(S1: Auto alignment start)
First, auto alignment is performed. The automatic alignment is performed using, for example, the alignment index as described above. Alternatively, as disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2013-248376, it is also possible to execute auto alignment using two or more anterior eye cameras. The method of auto alignment is not limited to these.
（Ｓ２：オートアライメント完了）
被検眼Ｅと光学系との間の相対位置がｘ方向、ｙ方向及びｚ方向の全てにおいて合致すると、オートアライメントが完了する。
(S2: Auto alignment completed)
When the relative positions between the eye E and the optical system match in all of the x direction, the y direction, and the z direction, the auto alignment is completed.
（Ｓ３：瞳孔径情報を取得）
血流計測装置１は、前述した瞳孔径情報取得部により、被検眼Ｅの瞳孔径情報を取得する。
(S3: Pupil diameter information is acquired)
The blood
（Ｓ４：トラッキング開始）
オートアライメントの完了後、血流計測装置１は、被検眼Ｅ（眼底Ｅｆ）の動きに合わせて光学系を移動するためのトラッキングを開始する。トラッキングは、例えば、赤外光を用いて眼底Ｅｆの観察画像を取得する動作と、観察画像を解析して眼底Ｅｆの動きを検知する動作と、検知された眼底Ｅｆの動きに合わせて光学系を移動する動作との組み合わせによって実現される。また、トラッキングは、眼底Ｅｆの動きに合わせて光スキャナ４４を制御する動作を含んでもよい。
(S4: Start tracking)
After the completion of the auto alignment, the blood
ここで、眼底Ｅｆに対するフォーカス調整などの眼底撮影条件の設定や、光路長調整やフォーカス調整などのＯＣＴ計測条件の設定などを実行することができる。また、注目血管の選択、注目断面の設定、補足断面の設定などを、この段階又は他の任意のタイミングで実行することが可能である。本動作例では、図５Ｂに示す注目血管Ｄｂ、注目断面Ｃ０、及び、補足断面Ｃｐが設定されたとする。 Here, setting of fundus imaging conditions such as focus adjustment for the fundus oculi Ef and setting of OCT measurement conditions such as optical path length adjustment and focus adjustment can be performed. In addition, selection of a target blood vessel, setting of a target cross section, setting of a supplementary cross section, and the like can be executed at this stage or at any other timing. In this operation example, it is assumed that the target blood vessel Db, the target cross section C0, and the supplementary cross section Cp shown in FIG. 5B are set.
（Ｓ５：移動方向を設定）
血流計測装置１は、補足断面Ｃｐに対してＯＣＴスキャンを適用する。方向設定部２６１は、補足断面Ｃｐを表す補足断層像Ｇｐを解析して光学系（少なくとも測定アーム）の移動方向（初期移動方向）を設定する。
(S5: Set moving direction)
The blood
（Ｓ６：移動距離を設定）
距離設定部２６２は、ステップＳ３で取得された瞳孔径情報に基づいて光学系の移動距離（初期移動量）を設定する。なお、散瞳剤の適用の有無に応じて移動距離を設定することも可能である。
(S6: Set moving distance)
The
（Ｓ７：光学系を移動）
この段階では、典型的には、ｘｙ方向において瞳孔中心（又は、角膜頂点）と光学系の光軸とがほぼ一致し、ｚ方向において被検眼Ｅと光学系（対物レンズ２２）との間の距離がワーキングディスタンスにほぼ一致している。
(S7: Move optical system)
In this stage, typically, the center of the pupil (or the cornea vertex) substantially coincides with the optical axis of the optical system in the xy directions, and the distance between the eye E and the optical system (objective lens 22) in the z direction. The distance is almost equal to the working distance.
主制御部２１１は、ステップＳ５で設定された初期移動方向にステップＳ６で設定された初期移動量だけ光学系を移動するように移動機構１５０を制御する。換言すると、主制御部２１１は、光学系の光軸に直交する初期移動方向に光軸から初期移動量だけ光学系を移動させるための第１移動制御を移動機構１５０に適用する。
The
第１移動制御により、例えば図１０Ａに示すように、ｘｙ方向において瞳孔中心（又は、角膜頂点）にほぼ一致した位置Ｈ０から、左上方向に所定距離だけ離れた位置Ｈ１に、光学系の光軸が移動される。 By the first movement control, for example, as shown in FIG. 10A, the optical axis of the optical system is moved from a position H0 substantially coincident with the center of the pupil (or the corneal vertex) in the xy direction to a position H1 separated by a predetermined distance in the upper left direction. Is moved.
本実施形態では、第１移動制御における光学系の移動方向（初期移動方向）は、眼底ＥｆのＯＣＴ画像に基づき設定される。一方、第１移動制御における光学系の移動距離（初期移動量）は任意であってよく、例えば、瞳孔径情報及び／又は散瞳剤の適用の有無に基づき設定された距離であってもよいし、デフォルト設定された距離であってもよい。 In the present embodiment, the moving direction (initial moving direction) of the optical system in the first movement control is set based on the OCT image of the fundus oculi Ef. On the other hand, the movement distance (initial movement amount) of the optical system in the first movement control may be arbitrary, and may be, for example, a distance set based on pupil diameter information and / or whether or not a mydriatic agent is applied. Alternatively, the distance may be set as a default.
（Ｓ８：ケラレの有無を判定）
ステップＳ７の第１移動制御（光学系の第１回目の移動）の後、主制御部２１１は、ケラレ判定のためのＯＣＴスキャンとして、図５Ｂに示す補足断面Ｃｐのスキャンを開始する。ケラレ判定部２７０は、このＯＣＴスキャンにより取得された断面データに基づいて、ケラレの有無を判定する。
(S8: Vignetting is determined)
After the first movement control (first movement of the optical system) in step S7, the
例えば、本ステップでは、画像形成部２２０（断層像形成部２２１）が、補足断面Ｃｐに対するＯＣＴスキャンにより取得されたデータから断層像を形成し、ケラレ判定部２７０が、この断層像に補足断面Ｃｐの形態が描出されているか否か判定することでケラレの有無を判定する。
For example, in this step, the image forming unit 220 (tomographic image forming unit 221) forms a tomographic image from data acquired by the OCT scan for the supplementary cross section Cp, and the
（Ｓ９：ケラレ有り？）
ステップＳ８のケラレ判定により、ケラレが有ると判定された場合（Ｓ９：Ｙｅｓ）、動作はステップＳ１０に移行する。これに対し、ケラレが無いと判定された場合（Ｓ９：Ｎｏ）、動作はステップＳ１１に移行する。
(S9: Vignetting?)
When it is determined that there is vignetting in the vignetting determination in step S8 (S9: Yes), the operation proceeds to step S10. On the other hand, when it is determined that there is no vignetting (S9: No), the operation proceeds to step S11.
（Ｓ１０：光学系を微動）
ステップＳ９においてケラレが有ると判定された場合（Ｓ９：Ｙｅｓ）、主制御部２１１は、光学系の位置を微調整するための第２移動制御を移動機構１５０に適用する。
(S10: Fine movement of optical system)
When it is determined in step S9 that there is vignetting (S9: Yes), the
典型的には、第２移動制御における移動距離は、ステップＳ７の第１移動制御での移動距離（初期移動量）よりも短い。更に、第２移動制御における移動方向は、ステップＳ７の第１移動制御での初期移動方向とは反対の方向である。ここで、第２移動制御における移動距離は、例えば、デフォルト設定された距離、又は、距離設定部２６２により設定された距離であってよい。
Typically, the movement distance in the second movement control is shorter than the movement distance (initial movement amount) in the first movement control in step S7. Further, the movement direction in the second movement control is a direction opposite to the initial movement direction in the first movement control in step S7. Here, the moving distance in the second movement control may be, for example, a distance set by default or a distance set by the
ステップＳ９においてケラレが発生していると判定された場合には、例えば図１０Ｂに示すように、第１移動制御の後の光軸位置Ｈ１が瞳孔Ｅｐの外部にある場合、測定光ＬＳは光彩等により遮られ、図８Ｂに示すように補足断面Ｃｐの形態が描出されていない断層像が得られる。その結果、ケラレが発生しているとの判定結果がケラレ判定部２７０により得られる。図１０Ｂに符号Ｊで示すように、主制御部２１１は、初期移動方向（位置Ｈ０から位置Ｈ１に向かう方向）の反対方向に所定距離（所定の微動量）だけ光学系を移動するように移動機構１５０を制御する。このように、ステップＳ９においてケラレが発生していると判定された場合には、オートアライメント直後の光軸位置Ｈ０に向かう方向に光学系の光軸が移動される。
If it is determined in step S9 that vignetting has occurred, for example, as shown in FIG. 10B, when the optical axis position H1 after the first movement control is outside the pupil Ep, the measurement light LS is illuminated. Thus, a tomographic image in which the form of the supplementary cross section Cp is not depicted as shown in FIG. 8B is obtained. As a result, the determination result that vignetting has occurred is obtained by the
光学系が微動された後、処理はステップＳ８に戻る。ステップＳ８〜Ｓ１０は、ステップＳ９において「Ｙｅｓ」と判定されるまで繰り返される。なお、ステップＳ８〜Ｓ１０が所定回数繰り返されたとき、又は、ステップＳ８〜Ｓ１０の繰り返しが所定時間続いたとき、エラー判定を出力することが可能である。 After the optical system is slightly moved, the process returns to step S8. Steps S8 to S10 are repeated until "Yes" is determined in step S9. An error determination can be output when steps S8 to S10 are repeated a predetermined number of times, or when steps S8 to S10 are repeated for a predetermined time.
（Ｓ１１：注目血管の傾きを推定）
ステップＳ９においてケラレが無いと判定された場合（Ｓ９：Ｎｏ）、血流計測装置１は、前述した要領で、注目血管Ｄｂの傾きを推定する。本例の傾き推定には、例えば、ケラレ判定と同じく補足断面Ｃｐの断面データが利用される。
(S11: Estimate the inclination of the blood vessel of interest)
When it is determined in step S9 that there is no vignetting (S9: No), the blood
なお、ステップＳ９においてケラレが発生していないと判定された場合には、例えば図１０Ｃに示すように、第１移動制御の後の光軸位置Ｈ１が瞳孔Ｅｐの内部にある。 If it is determined in step S9 that vignetting has not occurred, for example, as shown in FIG. 10C, the optical axis position H1 after the first movement control is inside the pupil Ep.
（Ｓ１２：血流計測を実行）
ステップＳ１１で注目血管Ｄｂの傾きの推定値が得られたら、血流計測装置１は、前述した要領で、注目断面Ｃ０の血流計測を実行し、血流情報を生成する（エンド）。
(S12: Execute blood flow measurement)
When the estimated value of the inclination of the blood vessel Db of interest is obtained in step S11, the blood
以上に説明した動作の変形例を説明する。主制御部２１１は、ステップＳ５で設定された初期移動方向を示す情報を表示部２４１に表示させることができる。また、主制御部２１１は、ステップＳ６で設定された初期移動量を示す情報を表示部２４１に表示させることができる。また、主制御部２１１は、傾き推定部２３３により求められた傾き推定値を示す情報を表示部２４１に表示させることや、傾き推定値と目標角度範囲との間の差を示す情報を表示部２４１に表示させることができる。
A modification of the operation described above will be described. The
前述したように、目標角度範囲は、例えば８０度〜８５度の範囲に設定される。目標角度範囲は、単一の値であってもよいし、上限及び／又は下限により定義される範囲であってもよい。目標角度範囲は、例えば、デフォルト値、デフォルト範囲、ユーザー又は他の者（例えば、メンテナンスサービスマン）が設定した値又は範囲、血流計測装置１又は他の装置（例えば、医療機関内サーバー、及び、血流計測装置１の動作を監視する装置）が設定した値又は範囲のうちのいずれかであってよい。血流計測装置１等が設定する場合の例として、被検眼Ｅに対して過去に適用された目標角度範囲を再度設定することや、被検者の属性に応じて目標角度範囲を設定することや、被検眼Ｅの属性に応じて目標角度範囲を設定することが可能である。
As described above, the target angle range is set, for example, to a range of 80 degrees to 85 degrees. The target angle range may be a single value or a range defined by an upper limit and / or a lower limit. The target angle range is, for example, a default value, a default range, a value or range set by a user or another person (for example, a maintenance service person), the blood
ユーザーは、表示された情報を参照して、移動方向に関する指示や移動距離に関する指示を入力することができる。これらの指示は、例えば、第２移動制御を繰り返し行っても好適な計測角度が得られない場合などに行われる。 The user can input an instruction regarding the moving direction and an instruction regarding the moving distance with reference to the displayed information. These instructions are issued, for example, when a suitable measurement angle cannot be obtained even if the second movement control is repeatedly performed.
〈作用・効果〉
例示的な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 exemplary embodiment will be described.
例示的な実施形態の血流計測装置（１）は、スキャン光学系と、移動機構と、画像形成部と、方向設定部と、制御部と、血流情報取得部とを含む。 A blood flow measuring device (1) of an exemplary embodiment includes a scanning optical system, a moving mechanism, an image forming unit, a direction setting unit, a control unit, and a blood flow information acquiring unit.
スキャン光学系は、被検眼の眼底にＯＣＴスキャンを適用する。本実施形態では、ＯＣＴユニット１００と眼底カメラユニット２内の測定アームとを含む光学系は、このスキャン光学系の例である。
The scanning optical system applies an OCT scan to the fundus of the eye to be inspected. In the present embodiment, the optical system including the
移動機構は、スキャン光学系を移動する。本実施形態の移動機構１５０は、この移動機構の例である。
The moving mechanism moves the scanning optical system. The moving
画像形成部は、スキャン光学系により収集された第１データから画像を形成する。第１データから形成される画像は、反射強度プロファイルでもよいし、これから生成された画像（画像データ）であってもよい。本実施形態の画像形成部２２０は、この画像形成部の例である。
The image forming unit forms an image from the first data collected by the scanning optical system. The image formed from the first data may be a reflection intensity profile or an image (image data) generated from this. The
方向設定部は、画像形成部により形成された画像を解析して、スキャン光学系の光軸に直交する第１方向（初期移動方向）を設定する。本実施形態の方向設定部２６１は、この方向設定部の例である。
The direction setting unit analyzes the image formed by the image forming unit and sets a first direction (initial movement direction) orthogonal to the optical axis of the scanning optical system. The
制御部は、スキャン光学系を第１方向に移動させるための第１移動制御を移動機構に適用する。本実施形態の制御部２１０（主制御部２１１）は、この制御部の例である。 The control unit applies first movement control for moving the scan optical system in the first direction to the movement mechanism. The control unit 210 (main control unit 211) of the present embodiment is an example of this control unit.
血流情報取得部は、第１移動制御よりも後にスキャン光学系により収集された第２データから血流情報を取得する。本実施形態の画像形成部２２０及びデータ処理部２３０（血管領域特定部２３１、血流情報生成部２３２）は、この血流情報取得部の例である。
The blood flow information obtaining unit obtains blood flow information from the second data collected by the scan optical system after the first movement control. The
例示的な実施形態において、スキャン光学系は、眼底の注目血管に沿う断面にＯＣＴスキャンを適用することで第１データを収集するように構成されていてよい。更に、方向設定部は、第１データから形成された当該断面の画像を解析することで第１方向を設定するように構成されていてよい。第１移動制御よりも後に、スキャン光学系は、注目血管にＯＣＴスキャンを適用して第２データを収集することができる。 In an exemplary embodiment, the scanning optics may be configured to collect the first data by applying an OCT scan to a section along the vessel of interest in the fundus. Further, the direction setting unit may be configured to set the first direction by analyzing an image of the cross section formed from the first data. After the first movement control, the scanning optical system can collect the second data by applying the OCT scan to the blood vessel of interest.
例示的な実施形態において、方向設定部は、注目血管に沿う断面の画像を解析することによって注目血管の傾きの推定値を求め、この傾き推定値に基づき第１方向を設定するように構成されていてよい。 In an exemplary embodiment, the direction setting unit is configured to obtain an estimated value of the inclination of the blood vessel of interest by analyzing an image of a cross section along the blood vessel of interest, and to set the first direction based on the estimated value of the inclination. May be.
例示的な実施形態において、方向設定部は、注目血管に沿う断面の画像を解析して眼底表面に相当する画像領域（内境界膜領域）を特定し、この画像領域に基づき傾き推定値を求めるように構成されていてよい。 In an exemplary embodiment, the direction setting unit analyzes an image of a cross section along a blood vessel of interest, specifies an image region (inner limiting membrane region) corresponding to a fundus oculi surface, and calculates a tilt estimation value based on the image region. It may be configured as follows.
例示的な実施形態において、方向設定部は、注目血管に沿う断面の画像を解析して注目血管に相当する画像領域を特定し、この画像領域に基づき傾き推定値を求めるように構成されていてよい。 In an exemplary embodiment, the direction setting unit is configured to analyze an image of a cross section along the blood vessel of interest, specify an image area corresponding to the blood vessel of interest, and obtain a tilt estimation value based on the image area. Good.
例示的な実施形態において、方向設定部は、注目血管に対するＯＣＴスキャン光の入射角が所定範囲に含まれるように第１方向を設定するように構成されていてよい。 In an exemplary embodiment, the direction setting unit may be configured to set the first direction such that the incident angle of the OCT scan light on the blood vessel of interest falls within a predetermined range.
例示的な実施形態において、制御部は、予め設定された距離（初期移動量）だけスキャン光学系を第１方向に移動させるように第１移動制御を実行するように構成されていてよい。 In an exemplary embodiment, the control unit may be configured to execute the first movement control so as to move the scan optical system in the first direction by a preset distance (initial movement amount).
例示的な実施形態に係る血流計測装置は、被検眼の瞳孔径情報を取得する瞳孔径情報取得部と、取得された瞳孔径情報に基づき初期移動量を設定する第１設定部とを更に含んでいてよい。本実施形態において、照明光学系１０、撮影光学系３０及びプロセッサは、この瞳孔径情報取得部の一つの例である。また、本実施形態において、データ入出力部２９０は、この瞳孔径情報取得部の他の例である。更に、本実施形態の距離設定部２６２は、この第１設定部の例である。
The blood flow measurement device according to the exemplary embodiment further includes a pupil diameter information acquisition unit that acquires pupil diameter information of the subject's eye, and a first setting unit that sets an initial movement amount based on the acquired pupil diameter information. May be included. In the present embodiment, the illumination
例示的な実施形態に係る血流計測装置は、被検眼に散瞳剤が適用されたか否かに応じて初期移動量を設定する第２設定部を更に含んでいてよい。本実施形態の距離設定部２６２は、この第２設定部の例である。
The blood flow measurement device according to the exemplary embodiment may further include a second setting unit that sets the initial movement amount according to whether the mydriatic agent has been applied to the eye to be examined. The
例示的な実施形態に係る血流計測装置は、第１移動制御の後に、スキャン光学系を介して被検眼に入射した光の戻り光の検出結果に基づいてケラレの有無を判定する判定部を更に含んでいてよい。更に、制御部は、判定部により得られた判定結果に応じて、スキャン光学系を更に移動させるための第２移動制御を移動機構に適用するように構成されていてよい。本実施形態のケラレ判定部２７０は、この判定部の例である。
The blood flow measurement device according to the exemplary embodiment includes, after the first movement control, a determination unit that determines presence or absence of vignetting based on a detection result of return light of light incident on the subject's eye via the scanning optical system. It may further include. Further, the control unit may be configured to apply the second movement control for further moving the scanning optical system to the movement mechanism according to the determination result obtained by the determination unit. The
例示的な実施形態において、スキャン光学系は、判定部によりケラレが無いと判定されたときに、第２データを収集するためのＯＣＴスキャンを眼底に適用するように構成されていてよい。すなわち、スキャン光学系は、判定部によりケラレが無いと判定されたときに、更なる移動制御を行うことなく、第２データを収集するためのＯＣＴスキャンを眼底に適用するように構成されていてよい。 In an exemplary embodiment, the scanning optical system may be configured to apply an OCT scan for collecting second data to the fundus when the determination unit determines that there is no vignetting. That is, the scanning optical system is configured to apply the OCT scan for collecting the second data to the fundus without performing further movement control when the determination unit determines that there is no vignetting. Good.
例示的な実施形態において、制御部は、判定部によりケラレが有ると判定されたときに、第１移動制御での移動距離（初期移動量）よりも短い距離だけ第１方向（初期移動方向）とは反対の第２方向にスキャン光学系を移動させるための第２移動制御を移動機構に適用するように構成されていてよい。 In an exemplary embodiment, when the determination unit determines that there is vignetting, the control unit performs the first direction (the initial movement direction) by a distance shorter than the movement distance (the initial movement amount) in the first movement control. The second movement control for moving the scan optical system in the second direction opposite to the above may be configured to be applied to the movement mechanism.
このような実施形態によれば、眼底血流計測において最適なドップラー信号を得るための光学系（測定アーム）のオフセット動作において、ＯＣＴ画像に基づき設定された方向に測定アームをオフセットさせてから血流計測を行うことができる。したがって、被検眼の光軸に対する測定アームのオフセット方向を好適に設定することができ、眼底血流計測のための入射光のオフセット位置の最適化を図ることが可能である。 According to such an embodiment, in the offset operation of the optical system (measurement arm) for obtaining an optimal Doppler signal in fundus blood flow measurement, the measurement arm is offset in the direction set based on the OCT image, and Flow measurement can be performed. Therefore, the offset direction of the measurement arm with respect to the optical axis of the eye to be examined can be suitably set, and the offset position of the incident light for fundus blood flow measurement can be optimized.
本実施形態によれば、眼底血流計測のための入射光のオフセット位置の最適化を自動で行うことが可能である。 According to the present embodiment, it is possible to automatically optimize the offset position of incident light for fundus blood flow measurement.
本実施形態によれば、眼底血流計測のための入射光のオフセット位置の最適化の一部の動作を手動で行う場合に、ユーザを支援するための情報を提示することが可能である。 According to the present embodiment, it is possible to present information for assisting the user when a part of the operation of optimizing the offset position of the incident light for fundus blood flow measurement is manually performed.
以上に説明した実施形態は、この発明の例示的な態様に過ぎない。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。 The embodiments described above are merely exemplary aspects of the present invention. Therefore, arbitrary modifications (omission, substitution, addition, etc.) can be made within the scope of the present invention.
１ 血流計測装置
１００ ＯＣＴユニット
１５０ 移動機構
２１０ 制御部
２１１ 主制御部
２２０ 画像形成部
２３０ データ処理部
２３２ 血流情報生成部
２３３ 傾き推定部
２６０ 移動条件設定部
２６１ 方向設定部
２６２ 距離設定部
２７０ ケラレ判定部
２９０ データ入出力部
1 blood
Claims (12)
前記スキャン光学系を移動するための移動機構と、
前記スキャン光学系により収集された第１データから画像を形成する画像形成部と、
前記画像を解析して、前記スキャン光学系の光軸に直交する第１方向を設定する方向設定部と、
前記スキャン光学系を前記第１方向に移動させるための第１移動制御を前記移動機構に適用する制御部と、
前記第１移動制御よりも後に前記スキャン光学系により収集された第２データから血流情報を取得する血流情報取得部と
を含む血流計測装置。 A scanning optical system that applies an optical coherence tomography (OCT) scan to the fundus of the subject's eye;
A moving mechanism for moving the scanning optical system,
An image forming unit that forms an image from the first data collected by the scanning optical system;
A direction setting unit that analyzes the image and sets a first direction orthogonal to an optical axis of the scanning optical system;
A control unit that applies a first movement control for moving the scanning optical system in the first direction to the moving mechanism;
A blood flow information acquisition unit that acquires blood flow information from the second data collected by the scan optical system after the first movement control.
前記方向設定部は、前記第１データから形成された前記断面の画像を解析して前記第１方向を設定し、
前記第１移動制御よりも後に、前記スキャン光学系は、前記注目血管にＯＣＴスキャンを適用して前記第２データを収集する
ことを特徴とする、請求項１の血流計測装置。 The scanning optical system collects the first data by applying an OCT scan to a cross section along a blood vessel of interest of the fundus;
The direction setting unit sets the first direction by analyzing an image of the cross section formed from the first data,
The blood flow measuring device according to claim 1, wherein after the first movement control, the scan optical system collects the second data by applying an OCT scan to the blood vessel of interest.
前記断面の画像を解析して前記注目血管の傾きの推定値を求め、
前記傾きの推定値に基づき前記第１方向を設定する
ことを特徴とする、請求項２の血流計測装置。 The direction setting unit,
Analyzing the image of the cross section to obtain an estimated value of the inclination of the blood vessel of interest,
The blood flow measurement device according to claim 2, wherein the first direction is set based on the estimated value of the inclination.
前記断面の画像を解析して前記眼底の表面に相当する画像領域を特定し、
前記画像領域に基づき前記傾きの推定値を求める
ことを特徴とする、請求項３の血流計測装置。 The direction setting unit,
Analyzing the image of the cross section to identify an image region corresponding to the surface of the fundus,
The blood flow measurement device according to claim 3, wherein an estimated value of the inclination is obtained based on the image region.
前記断面の画像を解析して前記注目血管に相当する画像領域を特定し、
前記画像領域に基づき前記傾きの推定値を求める
ことを特徴とする、請求項３の血流計測装置。 The direction setting unit,
Analyzing the image of the cross section to identify an image region corresponding to the blood vessel of interest,
The blood flow measurement device according to claim 3, wherein an estimated value of the inclination is obtained based on the image region.
ことを特徴とする、請求項２〜５のいずれかの血流計測装置。 The blood flow measurement device according to any one of claims 2 to 5, wherein the direction setting unit sets the first direction such that an incident angle of the OCT scan light with respect to the blood vessel of interest falls within a predetermined range. .
ことを特徴とする、請求項１〜６のいずれかの血流計測装置。 The blood flow according to any one of claims 1 to 6, wherein the control unit executes the first movement control so as to move the scan optical system in the first direction by a predetermined distance. Measuring device.
前記瞳孔径情報に基づいて前記距離を設定する第１設定部と
を更に含む
ことを特徴とする、請求項７の血流計測装置。 A pupil diameter information acquisition unit that acquires pupil diameter information of the eye to be examined,
The blood flow measurement device according to claim 7, further comprising: a first setting unit configured to set the distance based on the pupil diameter information.
ことを特徴とする、請求項７の血流計測装置。 The blood flow measurement device according to claim 7, further comprising a second setting unit that sets the distance according to whether a mydriatic agent has been applied to the eye to be examined.
前記制御部は、前記判定部により得られた判定結果に応じて、前記スキャン光学系を更に移動させるための第２移動制御を前記移動機構に適用する
ことを特徴とする、請求項１〜９のいずれかの血流計測装置。 After the first movement control, further includes a determination unit that determines the presence or absence of vignetting based on the detection result of the return light of the light that has entered the subject's eye via the scanning optical system,
The said control part applies the 2nd movement control for further moving the said scanning optical system to the said moving mechanism according to the determination result obtained by the said determination part. The said moving mechanism is characterized by the above-mentioned. Blood flow measuring device.
ことを特徴とする、請求項１０の血流計測装置。 The blood flow measurement according to claim 10, wherein when the determination unit determines that the vignetting does not exist, the scanning optical system applies an OCT scan for collecting the second data to the fundus. apparatus.
ことを特徴とする、請求項１０又は１１の血流計測装置。
When the determination unit determines that the vignetting is present, the control unit causes the scanning optical system to move in a second direction opposite to the first direction by a distance shorter than a movement distance in the first movement control. The blood flow measurement device according to claim 10 or 11, wherein a second movement control for moving the blood flow is applied to the movement mechanism.
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