JP6767762B2 - 情報処理装置、情報処理装置の制御方法、及び該制御方法の実行プログラム - Google Patents

Description

本発明は、被検査物の画像に関する情報を処理する情報処理装置、該情報処理装置の制御方法、及び該制御方法の実行プログラムに関する。

生体などの測定対象の断層像を非破壊、非侵襲で取得する装置として、光干渉断層撮像装置（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ、以下ＯＣＴ装置という）が実用化されている。ＯＣＴ装置は、例えば被検査物として、眼の眼底における網膜の断層像を取得することができることから、網膜の眼科診断等において広く利用されている。

ＯＣＴ装置では、測定対象から反射した光と参照光とを干渉させ、その干渉した光強度の時間依存性または波数依存性を解析することにより断層像を得ている。このようなＯＣＴ装置として、タイムドメインＯＣＴ装置、スペクトラルドメインＯＣＴ装置（ＳＤ−ＯＣＴ：Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、及び波長掃引ＯＣＴ装置（ＳＳ−ＯＣＴ：Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）が知られている。タイムドメインＯＣＴ装置では、参照鏡の位置を変えて、参照光の光路長を変えることで測定対象の深さ情報を得ている。ＳＤ−ＯＣＴ装置では広帯域光源が発する光を使用して深さ情報を得ており、ＳＳ−ＯＣＴ装置では発振波長を変えることができる波長可変光源が発する光を使用することで深さ情報を得ている。なお、ＳＤ−ＯＣＴ装置とＳＳ−ＯＣＴ装置とは総称してフーリエドメインＯＣＴ装置（ＦＤ−ＯＣＴ：Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｄｏｍａｉｎ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）と呼ばれる。

近年、このＦＤ−ＯＣＴ装置を用いた疑似血管造影法が提案されており、ＯＣＴ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ（以下ＯＣＴＡ）と呼ばれている。現代の臨床医療で一般的な血管造影法である蛍光造影法では、体内への蛍光色素（例えばフルオレセインまたはインドシアニングリーン）の注入を必要とする。そして、蛍光色素の通り道となって輝いている部位を撮像することで血管を２次元的に表示する。しかし、造影剤に対する副作用が出ることがあり、吐き気、発疹、咳等が出ることや、まれにショック症状を起こすことがあり、蛍光造影法はある程度のリスクを伴う。一方で、ＯＣＴＡは体内に異物を入れるというリスクなしに非侵襲での疑似的な血管造影を可能にし、血管ネットワークを３次元的に表示することが可能である。さらに、蛍光造影法に比べて高分解能であり、眼底の微小血管を描出することができるため、注目を集めている。

ＯＣＴＡは血管領域検出方法の違いにより複数の方法が提案されている。例えば特許文献１には、干渉光の光スペクトルをいくつかの狭いスペクトル帯域に分割し、縦分解能を落とすことで深さ方向の動きノイズに対する感度を下げ、高感度に血管画像を抽出する方法が提案されている。

米国特許出願公開第２０１４／２２８６８１号明細書

ＯＣＴＡでは同一断面の繰り返し撮影を行い、各撮影間で取得される信号の差異を抽出することで血管領域を特定する。即ち同一断面の画像に関する情報を処理することによって該画像における注目領域の特定を行っている。ここで、血流情報を得るための断面像（血流情報断面像）の生成には、最低でも２枚以上の、複数枚の同一断面の光干渉断層像が必要となる。さらに、血流情報の精度を高めるためには、同一断面の光干渉断層像をより多く得ることが効果的である。

ここで、網膜断層像の撮影等は、通常、被検者に一点を注視してもらい視線を固定した（固視）状態で行われるが、撮影時間の長時間化に伴って固視の安定した画像が得られにくくなる。また、長時間の固視は被検者にとっても負担となることから、この観点からも長時間の固視の容認は難しい。そのため、より少ない撮影時間で多くの光干渉断層像を取得することが求められる。

特許文献１に記載された装置では、同一断面を複数回スキャンし、干渉スペクトルをＭ個のスペクトル帯に分割し、分割したスペクトル各々から光干渉断面像を生成している。そして、分割によって枚数を増やして得られた断面像間の相関値を求めることで精度の高い血流情報を得ようとしている。しかし、ＯＣＴ干渉信号をＭ個のスペクトル帯に分割することで縦分解能を落とすため、血流情報断面像を高解像度で生成することができない。

また、血流情報断面像の生成に限らず、複数の光干渉断層像を加算平均する際にも縦分解能の低下を抑制しながらより少ない撮影時間で多くの光干渉断層像を取得することが求められる。

以上に鑑み、本発明は、縦分解能の低下を抑制しながらより少ない撮影時間で多くの光干渉断層像を取得するように画像情報を処理することを目的とする。

上記の課題を解決する本発明の一態様に係る情報処理装置は、
測定光が走査された被検査物からの戻り光と前記測定光に対応した参照光との干渉光をサンプリングするサンプリング手段の出力から、空間的に同一位置であり互いに異なる波数成分のデータを含む互いに異なる複数のデータセットを生成するように、前記サンプリング手段による前記干渉光のサンプリングの間隔より長いサンプリング間隔で前記出力に含まれるデータセットを部分的に抽出するデータ抽出手段と、
前記生成された複数のデータセットを用いて、複数の断層像を生成する生成手段と、
前記生成された複数の断層像を用いて、前記被検査物の断層情報を形成する形成手段と、を備えることを特徴とする。

本発明によれば、縦分解能の低下を抑制しながらより少ない撮影時間で多くの光干渉断層像を取得することが可能になる。

本発明の一実施形態における撮像装置の全体構成の概略図である。 本実施形態における撮影画面の一例を説明する図である。 本実施形態における撮影画面の他の例を説明する図である。 本実施形態における測定光のスキャン様式を説明する図である。 本実施形態における血流情報断面像を取得する手順を示すフローチャートである。 所定間隔で信号を抽出する方法を説明する図である。 信号を分割した場合に得られる断層像と元の断層像との関係を説明する図である。 所定間隔で抽出した干渉信号同士で脱相関を計算する場合に用いる干渉信号群各々の関係を説明する図である。 インターリーブ機能を利用して信号を増加させ、これより干渉信号群を抽出する場合を説明する図である。 本実施形態における信号処理の手順を説明するフローチャートである。

［撮像装置全体の構成］
以下、図面を参照して、本発明の実施形態について詳しく説明する。なお、以下に述べる実施形態は、特許請求の範囲に関わる本発明を限定するものではない。また、以下に述べる実施形態で説明されている特徴の組み合わせの全てが、本発明の解決手段に必須のものとは限らない。

図１は、本発明の一実施形態における光干渉断層法を用いた撮像装置（ＯＣＴ装置）を含む情報処理装置の構成例を示す図である。ＯＣＴＡに用いる装置（ＯＣＴ装置）としては、例えば上述したＳＤ−ＯＣＴ装置やＳＳ−ＯＣＴ装置があるが、本実施形態ではＳＳ−ＯＣＴ装置を用いた場合の構成を示す。ＳＳ−ＯＣＴ装置では、経時的に出力光の波長を掃引可能な波長掃引型を用い、後述するクロック生成手段により出力されるサンプルクロックに基づいて干渉光の所定の等波数間隔でのサンプリングを行う。

本実施形態に係るＯＣＴ装置は、射出される光周波数が掃引される波長掃引光源１１と、干渉光を生成するＯＣＴ干渉部２０と、干渉光を検出する検出部３０とを有する。また、干渉光に基づいて検出部３０が検出した被検眼１２０の眼底の画像情報を取得し処理するコンピュータ４０と接続されて、情報処理装置を構成している。さらに、当該ＯＣＴ装置は、測定アーム５０と参照アーム６０とを有している。波長掃引光源１１は、後述する想定光と参照光とに分割される分割前の光を射出する。

また、当該ＯＣＴ装置は、走査型検眼鏡（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ：以下、ＳＬＯ）を構成するＳＬＯ光学系８０及び前眼部撮影部９０を有している。ＳＬＯは、ＯＣＴ装置による撮像範囲、ＯＣＴＡによる撮像範囲等の把握や指定に用いる眼底像を得るために用いられ、眼底からの反射光を得るための照明光用のＳＬＯ光源１２を備える。前眼部撮影部９０は、ＯＣＴ装置の後述するＯＣＴ測定系と被検眼１２０とのアライメント等を行うための画像の取得に用いられる。

＜ＯＣＴ測定系の構成＞
ＯＣＴ干渉部２０は、カプラ２１、２２を有している。カプラ２１と波長掃引光源１１、カプラ２１とカプラ２２、カプラ２１と測定アーム５０、及びカプラ２１と参照アーム６０とは、各々光ファイバーにより接続されている。また、カプラ２１とカプラ２２及び参照アーム６０とカプラ２２とも、後述するように各々光ファイバーにより接続されている。まず、カプラ２１は、波長掃引光源１１から射出されて光ファイバーにより導かれた光を、被検眼１２０の眼底へ照射する測定光と参照光とに分岐する。なお、本実施形態において、光の分岐比は測定光：参照光＝２：８とする。測定光は、後述する測定アーム５０を経由して被検眼１２０の眼底に照射される。

より具体的には、カプラ２１から光ファイバーを介して測定アーム５０に導かれる測定光は、該光ファイバーに設けられた偏光コントローラ５１で偏光状態を整えられた後、コリメータレンズ５２から空間光として射出される。その後、測定光は、Ｘ走査スキャナー５３、レンズ５４、５５、Ｙ走査スキャナー５６、ダイクロイックミラー１０３、レンズ５７、フォーカスレンズ５８、ダイクロイックミラー１０５及び対物レンズ１０６を介して被検眼１２０の眼底に照射される。フォーカスレンズ５８はフォーカスステージ５９に固定されており、該フォーカスステージ５９によって同図中矢印で示される光軸方向に移動される。フォーカスレンズ５８の移動により、測定光の眼底への合焦が行われる。

Ｘ走査スキャナー５３及びＹ走査スキャナー５６は、眼底を測定光で走査する機能を有する走査部である。該走査部によって測定光の眼底への照射位置が変えられ、照射位置を連続的に変えることによって眼底上での撮像範囲の測定光による走査が行われる。また、ダイクロイックミラー１０３は、波長１０００ｎｍ〜１１００ｎｍの光を反射し、それ以外の光を透過する特性を有する。従って、測定光は該ダイクロイックミラー１０３によって被検眼１２０方向に反射され、その他の例えばＳＬＯの照明光は該ダイクロイックミラー１０３を透過する。

測定光の眼底からの後方散乱光（反射光）は、上述した光学経路を逆にたどってコリメータレンズ５２により光ファイバーに導かれ、該光ファイバーを介して測定アーム５０からカプラ２１に導かれる。該測定光の被検眼１２０からの戻り光はさらにカプラ２１を経由し、光ファイバーを経てカプラ２２に導かれる。なお、上述した分岐比に従い、眼底からの戻り光の８割がカプラ２２に導かれる。

一方、カプラ２１から光ファイバーを介して参照アーム６０に導かれた参照光は、さらに参照アーム６０を経由し、該参照アーム６０とカプラ２２とを接続する光ファイバーを介してカプラ２２に入射する。より具体的には、カプラ２１から光ファイバーを介して参照アーム６０に導かれる参照光は、偏光コントローラ６１で偏光状態を整えられた後、コリメータ６２から空間光として射出される。その後、参照光は、分散補償ガラス６３、光路長調整光学系６４、分散調整プリズムペア６５、及びコリメータレンズ６６を経て光ファイバーに入射される。これら光学部材を経ることで、参照光の分散、光路長等が測定光のそれらと合わせられる。該参照アーム６０を経た参照光は、上述したように光ファイバーによりカプラ２２に導かれる。

カプラ２２は、測定アーム５０を経由した被検眼１２０からの戻り光と参照アーム６０を経た参照光とを干渉させる合波手段として機能し、干渉光（合波光）を生成する。該干渉光は合波手段からの出力光として、検出部３０でサンプリングされる。検出部３０は、差動検出器３１とＡ／Ｄ変換器３２とを有している。より具体的には、カプラ２２で合波、生成された干渉光は、該カプラ２２により分割される。カプラ２２で分割された各々の光は、対応する光ファイバーを介して差動検出器３１、すなわち検出部３０に導かれる。差動検出器３１は、分割された各々の光より干渉信号を生成する。

差動検出器３１で干渉光を電気信号に変換することで得た干渉信号は、Ａ／Ｄ変換器３２でサンプリングされ、さらにデジタル信号に変換される。ここで、図１に示すＯＣＴ装置（検出部３０）では、干渉光のサンプリングは、波長掃引光源１１の中に組み込まれたｋクロック発生部が発信するｋクロック信号に基づいて、等光周波数（等波数）間隔に行われる。本実施形態においてサンプリング手段として機能する検出部３０においてＡ／Ｄ変換器３２から出力されたデジタル信号（サンプリング手段の出力）は、コンピュータ４０に送られる。

以上のＯＣＴ装置の構成の説明における各構成要素の働きは、被検眼１２０における眼底上のある一点における断層に関する情報の取得プロセスを構成する。このように被検眼１２０の眼底に例示される被検査物の一点に測定光を照射して、深さ或いは奥行き方向の断層に関する情報を取得する測定光の走査をＡスキャンと呼ぶ。また、Ａスキャンと直交する方向で被検査物の走査平面における一方向の断層に関する情報、すなわち該一方向と深さ方向からなる平面についての２次元画像を取得するための測定光の走査をＢスキャンと呼ぶ。さらに、Ａスキャン及びＢスキャンの何れの走査方向とも直交する被検査物の走査平面における他の方向に測定光を走査することをＣスキャンと呼ぶ。

本実施形態の如く、眼底の３次元断層像を取得するために眼底上に測定光を２次元ラスター走査する場合、測定光の高速な走査を行う方向がＢスキャン方向となる。また、Ｂスキャンラインをその直交方向に並べるように測定光を走査する低速な走査を行う方向がＣスキャン方向となる。Ａスキャン及びＢスキャンを行うことで２次元の断層像が得られ、Ａスキャン、Ｂスキャン及びＣスキャンを行うことで、３次元の断層像を得ることができる。Ｂスキャン及びＣスキャンは、上述したＸ走査スキャナー５３及びＹ走査スキャナー５６を各々動作させることにより行われる。

Ｘ走査スキャナー５３及びＹ走査スキャナー５６は、それぞれ回転軸が互いに直交するよう配置された偏向ミラーで構成されている。Ｘ走査スキャナー５３は測定光によるＸ軸方向の走査を行い、Ｙ走査スキャナー５６は測定光によるＹ軸方向の走査を行う。Ｘ軸方向及びＹ軸方向の各方向は、眼球の眼軸方向に対して垂直な方向で、互いに垂直な方向である。また、Ｂスキャン方向及びＣスキャン方向のようなライン走査の方向と、Ｘ軸方向及びＹ軸方向とは、一致していなくてもよい。このため、Ｂスキャン及びＣスキャンのライン走査の方向は、撮像したい２次元の断層像あるいは３次元の断層像に応じて、適宜決めることができる。

なお、本実施形態ではＳＳ−ＯＣＴ装置を用いた場合について述べているが、上述したようにこれをＳＤ−ＯＣＴ装置とすることも可能である。後述するように、本実施形態では、干渉信号をサンプリングして得た出力について、該サンプリングのタイミングより長い一定のタイミングに対応して得られている出力を抽出することとしている。すなわち、等波数間隔で得ている出力から一定の波数間隔にある出力を抽出し、抽出された出力に基づいて血流情報断面像を得ている。ＳＤ−ＯＣＴ装置では、分光手段により測定帯域の光を分光している。分光後の各々の光は、ライン状に配置された複数の受光素子により受光され、各々の受光素子が対応する波数の光を受光して干渉光の強度情報を得ている。すなわち、受光素子の配置によって、干渉光の所定の等波数間隔でのサンプリングを行っている。従って、ＳＳ−ＯＣＴ装置に換えてＳＤ−ＯＣＴ装置を用いる場合には、配置される複数のセンサの内、任意の間隔で配置される特定のセンサの出力を抽出して用いれば、本実施形態と同等の効果を得ることが可能となる。

＜ＳＬＯ測定系の構成＞
ＳＬＯ光源１２から出射された照明光はＳＬＯ光学系８０を介して被検眼１２０の眼底へ照射される。より具体的にはＳＬＯ光学系８０に入射した光は、コリメータレンズ８１から平行光として空間へ射出される。その後、穴あきミラー１０１の穴あき部を通過し、レンズ８２を介し、Ｘ走査スキャナー８３、レンズ８４、８５、及びＹ走査スキャナー８６を介し、ダイクロイックミラー１０２に到達する。なお、Ｘ走査スキャナー８３及びＹ走査スキャナー８６はＳＬＯ用の走査手段の一例であり、ＯＣＴ用のＸ走査スキャナー５３及びＹ走査スキャナー５６をこれらＳＬＯ用の走査手段として共用する構成としても良い。ダイクロイックミラー１０２は、波長７６０ｎｍ〜８００ｎｍの光を反射し、それ以外の波長の光を透過する特性を有する。ダイクロイックミラー１０２にて反射された照明光は、ダイクロイックミラー１０３を経てＯＣＴ測定系と同様の光路を経由し、被検眼１２０の眼底に到達する。

眼底を照射した照明光は、眼底で反射・散乱され、上述したＯＣＴ測定系の光路の一部、及びＳＬＯ光学系８０の光路を逆にたどり穴あきミラー１０１に達する。穴あきミラー１０１で反射された被検眼１２０を経た照明光は、レンズ８７を介し、アバランシェフォトダイオード（以下、ＡＰＤ）８８で受光される。ＡＰＤ８８は、受光した光を電気信号に変換し、これをコンピュータ４０に出力する。なお、穴あきミラー１０１の位置は、被検眼の瞳孔位置と共役となっている。当該配置とすることで、眼底に照射された照明光が反射・散乱された光のうちの瞳孔周辺部を通った光が、穴あきミラー１０１によって反射される。

＜前眼部測定系の構成＞
前眼部撮影部９０は、波長８６０ｎｍの照明光を発するＬＥＤから成る照明光源９５により前眼部を照明する。前眼部で反射され照明光は、対物レンズ１０６を介してダイクロイックミラー１０５に達する。ダイクロイックミラー１０５は、波長８２０ｎｍ〜９２０ｎｍの光を反射し、それ以外の光を透過する特性を有する。ダイクロイックミラー１０５で反射された前眼部からの反射光は、レンズ９１、９２、９３を介し、前眼部カメラ９４で受光される。前眼部カメラ９４で受光された反射光は電気信号に変換され、該電気信号はコンピュータ４０に出力される。

＜内部固視灯１１０＞
内部固視灯１１０は、内部固視灯用表示部１１１及びレンズ１１２で構成される。本実施形態では、内部固視灯用表示部１１１として複数の発光ダイオード（ＬＤ）がマトリックス状に配置されたものを用いる。発光ダイオードの点灯位置は、撮影したい眼底上の部位に合わせて変更される。内部固視灯用表示部１１１からの光は、レンズ１１２を介して被検眼１２０に導かれる。内部固視灯用表示部１１１から出射される光の波長は５２０ｎｍで、設定した所望のパターンが表示される。被検者がこのパターンを注視することにより被検眼１２０の固視が促され、表示位置を変更することで固視の位置が変わって眼底の任意の位置の撮影が可能となる。

＜制御部＞
本実施形態において、コンピュータ４０は制御部として機能する。より詳細には、該コンピュータ４０は、ＯＣＴ装置における各構成要素を制御し、デジタル信号に変換した干渉信号等の上述した各種出力信号を信号処理し、光干渉断層像や血流情報断面像の生成を行う。具体的には、コンピュータ４０は、ＡＰＤ８８から送られてくるデジタル信号に変換されたＳＬＯの出力信号を処理し、ＳＬＯ画像を生成する。また、前眼部カメラ９４から送られてくる出力信号を処理し、前眼部画像を生成する。さらに、これら信号処理の結果得られた眼底及び前眼部の情報は、コンピュータ４０により制御される表示部７０によって表示される。なお、該コンピュータ４０で行われる具体的な干渉信号等の信号処理の内容は、後の信号処理手順の項目にて詳述する。

本実施形態に係る撮像装置たるＯＣＴ装置は、上述したようにカプラ２１、Ｘ走査スキャナー５３とＹ走査スキャナー５６、カプラ２２、検出部３０、及びコンピュータ４０を主たる構成とし有する。これら構成は、各々、本実施形態において光分割手段、走査手段、合波手段、サンプリング手段、及び形成手段として機能する。光分割手段は、光源である波長掃引光源１１からの光を、被検査物である被検眼１２０へ照射する測定光と、該測定光に対応した参照光とへ分割する。該走査手段は、測定光を被検眼１２０の眼底で走査する。合波手段は、測定光が走査された眼底からの戻り光と参照光とを合波する。サンプリング手段は、合波手段からの出力光をサンプリングする。形成手段は、出力光に基づいてサンプリング手段から出力されたデータセットに基づいて、被検眼１２０の断層情報を形成する。

［スキャンエリアの設定］
図２（ａ）は、撮影時に表示部７０に表示される撮影画面であって、ＯＣＴ強度画像を得るＯＣＴモードの際の撮影画面２００を示している。また、図２（ｂ）は、ＯＣＴＡにより血流情報断面像を得るＯＣＴＡモードの際の撮影画面２００を示している。図２（ａ）に示すＯＣＴモードでの同撮影画面２００において、表示領域２０１にはコンピュータ４０が生成した前眼部画像２０２、ＳＬＯ眼底画像２０３、及び光干渉断層像（ＯＣＴ強度画像）２０６が表示される。図２（ｂ）に示すＯＣＴＡモードでは、光干渉断層像２０６に換えて、光干渉断層像（血流情報断面像）２０９が表示される。

上述したように、ＯＣＴＡでは眼底における同一断面についての強度情報を複数回得る必要があることから、同じＢスキャンライン上を測定光で複数回走査することを要する。しかし、先にも述べたように撮影時間の延長は望ましくないことから、Ｂスキャンラインの長さを短くし、眼底上でのスキャンエリアは小さくせざるを得ない。また、実際に血流の状態を把握しようとする網膜中の撮像深さレンジ（画像を得る深さ方向レンジ）は、網膜の各層における一部であって、通常ＯＣＴ装置により取得する強度画像の生成範囲より狭い。このため、強度画像を取得するＯＣＴモードと血流情報断面像を得るＯＣＴＡモードとを切り換えて干渉信号のサンプリングを行う場合もある。

以下、ＯＣＴモード或いはＯＣＴＡモードのスキャンエリアを設定する手順の例について説明する。まず、ＯＣＴモードにおいて、図２（ａ）に示す前眼部画像２０２に基づいて、被検眼１２０に対するＯＣＴ光学系のアライメントを行う。具体的には、例えばＯＣＴ光学系の測定光の光軸上に前眼部画像２２０に表示される瞳孔中心が位置するように、不図示の駆動系を動作させてＯＣＴ光学系を移動させ、アライメントを行う。このアライメントは検者が手動で行っても良いし、前眼画像２０２の画像を認識しながら、コンピュータ４０が自動で行っても良い。次に、ＳＬＯ眼底画像２０３が明瞭に表示されるように、フォーカスレンズ５８を光軸方向に動かしてフォーカス調整を行う。フォーカス調整は撮影画面２００上に表示されるフォーカス調整レバー２０５を用いて検者が手動で行っても良いし、ＳＬＯ眼底画像２０３に基づきコンピュータ４０が自動で行っても良い。

ＳＬＯ眼底画像２０３が表示されると、この画像を用いて眼底上におけるＯＣＴ装置のスキャンエリアを指定する。ＯＣＴスキャンエリアは、例えばＳＬＯ眼底画像２０３上に表示されるガイド２０４より指定することができる。ガイドは任意のサイズ・形状・位置が設定可能であり、例えば６ｍｍ×６ｍｍの四角形や、直径５ｍｍの円に内接する放射状パターン、１６ｍｍのラインパターン等が選択できる。ガイド２０４によるＯＣＴスキャンエリアの指定後、指定されたスキャンエリアにおけるＯＣＴ装置による３次元強度データの取得が実行される。また、取得された３次元強度データに基づいて、該スキャンエリア内の任意位置、本実施形態では断面像取得位置２０４ａの位置における大きな或いは広い撮像深さレンジの眼底断面の強度画像を光干渉断層像２０６として表示する。最後に、光干渉断層像２０６が診断等に適した表示状態となるように、コヒーレンスゲートの調整を行う。該コヒーレンスゲートの調整はゲート調整レバー２０７を用いて検者が手動で行っても良いし、光干渉断層像２０６に基づきコンピュータ４０が自動で行っても良い。

ＯＣＴＡモードの場合では、スキャンエリアの設定においてのみＯＣＴモードとは異なる。すなわち、ＯＣＴＡモードでは、図２（ｂ）に示すように、ＳＬＯ眼底画像２０３上において、新たにＯＣＴＡガイド２０８を用いてＯＣＴスキャンエリアを指定する。なお、ＯＣＴＡガイド２０８は上述したガイド２０４と同様に種々の変形が可能である。ＯＣＴＡガイド２０８によるＯＣＴＡスキャンエリアの指定後、指定されたスキャンエリアにおけるＯＣＴＡの３次元モーションコントラストデータが取得される。

なお、本実施形態では、ＯＣＴＡによる３次元の血流情報を生成するために、先に述べたモーションコントラストデータを計算する必要がある。ここでモーションコントラストとは、被検査物における組織のうち流れのある組織（例えば血液）と流れのない組織の間の対比と定義する。モーションコントラストを表現する特徴量等からなるデータをモーションコントラストデータ或いは特徴量と定義する。モーションコントラスト特徴量についてはのちに詳述する。

また、取得された２次元モーションコントラストデータに基づいて、該スキャンエリア内の任意位置、本実施形態では断面像取得位置２０８ａの位置における小さな或いは狭い撮像深さレンジの眼底断面の光干渉断層像２０９或いは血流情報断面像を表示する。最後に、該光干渉断層像２０９が最適となるように、コヒーレンスゲートの調整を行う。該コヒーレンスゲートの調整はゲート調整レバー２０７を用いて検者が手動で行っても良いし、光干渉断層像２０９に基づきコンピュータ４０が自動で行っても良い。

なお、ここではＯＣＴの３次元強度データ及びＯＣＴＡの３次元モーションコントラストデータを別個に取得する場合について述べている。しかし、これらデータを同時に取得することも可能である。この場合、ガイド２０４とＯＣＴＡガイド２０８とは一致する。なお、上述したモーションコントラストデータは、具体的にはＯＣＴ装置より異なる時間において同一断面より得られた個々の画素値において、時間変調が生じている部分を抽出することで得られるデータである。

後述するように、本実施形態では、データセットの抽出を行う関係上、ＯＣＴＡモードにおける干渉信号のサンプリング時において、実際に表示される断層像の深さ範囲に対して、サンプリングする干渉信号に求める深さ方向レンジは少なくとも２倍以上必要となる。従って、本実施形態では、ＯＣＴＡモードにおいて、スキャンエリアの大きさはＯＣＴモードに対して小さく設定可能であるが、深さ方向レンジにおいてはＯＣＴモードの場合と同等とすることが好ましい。すなわち、ＯＣＴＡにおける実際の測定における深さ方向レンジに対し、血流情報断面像として表示される深さ方向レンジは小さく或いは狭くなる。

［スキャンパターン］
次に、図３を用いて本実施形態における測定光のスキャンパターンを説明する。ＯＣＴＡでは血流による干渉信号の時間変化を計測するため、同じ場所で複数回の計測が必要となる。本実施形態では、ＯＣＴＡにおいては同じ場所でのＢスキャンをｍ回繰り返しつつ、ｎ箇所のＹ位置に移動するスキャンを行う。具体的なスキャンパターンを図３に示す。眼底平面上でｙ１〜ｙｎのｎ箇所のＹ位置について、それぞれＢスキャンをｍ回ずつ繰り返す、ｍ回走査を実施する。

なお、干渉信号の時間変化を正しく計測するためには、このｍ回のＢスキャンは眼底上の同一位置で行われることを要する。しかし、被検眼は常に固視微動していることから、同一走査線でのスキャンを意図したとしても、実際に同一位置での測定光の走査は容易ではない。ここでは、同一位置の走査線で測定光をＢスキャンすることを意図して行われる測定光の走査を、測定光を同一走査線で走査すると述べる。また、意図的に走査線を僅かにずらしながら複数のＢスキャンを実行し、得られた干渉信号について各々対応する画素についての加算平均等を行うことでノイズの低減化を図ることも考えられる。この場合、これら測定光の略同一の走査線は同一走査線と表現し、またこの加算平均等の処理を経て得られる断層像も同一走査線から得られる断層像と表現する。該加算平均は、生成された複数の断層像における各々の画素値を加算平均する演算手段として機能するコンピュータ４０により実行される。

繰り返し回数であるｍが大きいと同じ場所での計測回数が増えるため、血流の検出精度が向上する。その一方で測定光の走査時間が長くなり、前述したスキャン中の眼の動き（固視微動）により画像にモーションアーチファクトが発生したり、被検者の負担が増えたりする可能性が生じる。本実施形態では、測定時間と検出精度との両者のバランスを考慮してｍ＝３とする。なお、この繰り返し回数ｍは、ＯＣＴ装置のＡスキャン速度、或いは被検眼１２０の眼の動き量に応じて、自由に変更しても良い。

図３において、ｐは一つのＢスキャンにおけるＡスキャンのサンプリング数を示している。すなわち、ｐ×ｎにより平面画像サイズが決定される。ｐ×ｎが大きいと、同じ計測ピッチであれば広範囲がスキャンできるが、スキャン時間が長くなり、上述したモーションアーチファクト及び患者負担を考慮する必要が生じる。

図３におけるΔｘは同一Ｂスキャンライン上における隣り合うＡスキャン位置（Ｘ位置）同士の間隔(ｘピッチ)であり、Δｙは隣り合うＢスキャンライン（Ｙ位置）同士の間隔（ｙピッチ）である。本実施形態ではｘピッチは眼底における測定光のビームスポット径の１／２として決定し、１０μｍとする。ピッチを眼底ビームスポット径の１／２より小さくしても生成する画像の精細度を高くする効果は小さい。またΔｙもΔｘと同様に１０μｍとする。スキャン時間短縮のため、Δｙを１０μｍより大きくしても良いが、ビームスポット径である２０μｍを超えない範囲にすると良い。

ｘピッチ及びｙピッチに関しては、眼底ビームスポット径を大きくすると精細度は悪化するが、小さなデータ容量で広い範囲の画像を取得することができる。従って、臨床上の要求に応じて、ｘピッチ及びｙピッチを自由に変更してもよい。

ここで、標準的な成人の眼底では、黄斑と視神経乳頭との間の網膜上での距離は約１４ｍｍとなる。測定光は、被検眼１２０の瞳孔中心を支点として眼底を走査する。従って、成人男性の眼球の平均的な直径である２４ｍｍと、眼球内の平均屈折率である１．３８を考慮すると、黄斑と視神経乳頭とを同一画面に収めるためこの走査角度範囲は、ａｒｃｓｉｎ（１．３８×ｓｉｎ（３３．４度／２））≒４７度となる。すなわち、眼底を測定光で線状に走査する場合、即ち被検査物上で測定光を走査する場合、走査角度範囲が空気中で換算して４７度以上であれば、上述した両組織を含む断層像が得られる。

また、眼底検査用のＯＣＴの場合、検査対象となる網膜の厚さは最厚部分で０．５０ｍｍ、脈絡膜の厚さは０．３０ｍｍ程度である。また、被検眼において、測定光の支点から眼底最深部への距離と、該支点から走査角度範囲の最大角度近傍の眼底位置までの距離が異なり、標準的大きさのモデル眼において１．２ｍｍ程度の差が存在する。従って、例えばモデル眼等におけるこの両距離の差を考慮し、網膜表面から脈絡網の奥側境界までの干渉信号を得ようとした場合、深さ方向レンジとして２×（０．５＋０．３＋１．２）＝４．０ｍｍの深さの情報を得ることが求められる。従って、図２（ａ）或いは（ｂ）で述べた大きな撮像深さレンジの断層像は例えば４．０ｍｍ以上の深さ範囲の断層像に対応させ、小さな撮像深さレンジの断層像は４．０ｍｍ未満（或いは４．０ｍｍ以下）の深さ範囲の断層像に対応させることが好ましい。

本実施形態において、コンピュータ４０は、外部からの指示入力が可能な不図示の入力手段を有する。検者は、例えばＧＵＩとマウスとの組み合わせ等からなる入力手段を介し、ＯＣＴにおいて干渉信号を得る際のこれら走査角度範囲及び深さ方向レンジを入力することができる。また、コンピュータ４０は、このような入力指示に応じて、走査手段に対して、測定光にて所定数の走査線から形成される二次元走査パターンで走査する前記眼底の所定範囲を設定する撮像範囲設定手段を構成する。なお、上述した一般的な目の諸寸法を考慮し、小さな撮像深さレンジの断層像を生成するために抽出された複数のデータセットは、走査手段による測定光の走査角度範囲が４７度未満の条件で得られた出力光に基づくことが好ましい。或いは、データ抽出手段は、走査手段による測定光の走査角度範囲が４７度未満である場合に、小さな撮像深さレンジの断層像を生成する複数のデータセットの抽出を行うことが好ましい。或いは、撮像範囲設定手段は、走査手段による測定光の走査角度を４７度以上である第一の撮像範囲と４７度未満である第二の撮像範囲とで変更可能であることが好ましい。さらにこの場合、検出部３０は被検眼１２０の眼球内において４．０ｍｍ以上の撮像深さレンジの断層情報を得ることが好ましい。

［干渉信号取得手順］
次に、図４を用いて本実施形態の干渉信号取得の具体的な処理の手順を説明する。
ステップＳ１０１において、コンピュータ４０は図３に示すスキャンラインｙｉにおけるインデックスｉの総数としてｎを定義する。定義後、ステップＳ１０２において、ｙｉ位置のインデックスｉを１に設定し、ＯＣＴは測定光の照射位置を位置ｙ１における位置ｘ１に移動するとともに当該位置ｘ１から連続してｐ個のＡスキャン信号を取得するための測定光のＸ方向の走査を開始する。

ステップＳ１０３において、コンピュータ４０は繰り返しＢスキャンにおけるインデックスｊにおける総数ｍを定義する。定義後、ステップＳ１０４において、コンピュータ４０は繰り返しＢスキャンにおけるインデックスｊを１に設定する。設定後、ステップＳ１０５において、コンピュータ４０はＯＣＴにおけるＢスキャン信号の取得を実施する。差動検出器３１は一Ａスキャン毎に干渉信号を検出し、Ａ／Ｄ変換器３２を介して該干渉信号がコンピュータ４０におけるメモリに記憶される。コンピュータ４０は、Ａスキャンの干渉信号をｐ個取得することで、一Ｂスキャン分の干渉信号を得ることとする。

ステップＳ１０６において、コンピュータ４０はフローをステップＳ１０４に戻し、Ｂスキャンの繰り返し回数ｊが所定数（ｍ）に到達したか否かを判断する。すなわち、ポジションｙｉでのＢスキャンがｍ回繰り返されたか否かを判断する。インデックスｊが所定数ｍと一致するまで、ステップＳ１０４において繰り返しＢスキャンのインデックスｊのインクリメントが繰り返される。インクリメント後、さらにフローはステップＳ１０５へ進んで再度同一走査線での一Ｂスキャン分の干渉信号の取得を行い、ステップＳ１０６からステップＳ１０４に戻るループを繰り返す。インデックスｊが所定数ｍに達した場合、フローはステップＳ１０６を経由してステップＳ１０７に進む。このＢスキャンの繰り返しによってｍ個の干渉信号群（データセット群）が得られる。

ステップＳ１０７において、コンピュータ４０はフローをステップＳ１０２に戻し、Ｂスキャンのライン数ｉが所定の計測ライン数（ｎ）に到達したか否かを判断する。すなわち、スキャンエリア内に指定されているｎ箇所の全てのｙポジションでＢスキャンを実施したか否かを判断する。インデックスｉが所定の計測ライン数ｎと一致するまで、ステップＳ１０２においてインデックスｉをインクリメントが繰り返される。インクリメント後、以降のステップＳ１０７からステップＳ１０２に戻るループを繰り返す。インデックスｉが所定の計測ライン数ｎに達した場合、フローはステップＳ１０７を経由してステップＳ１０８に進む。

ステップＳ１０８において、ＯＣＴは測定光を受光しない状態での検出部３０からの出力をバックグラウンドデータとして取得する。バックグラウンドデータの取得に際し、コンピュータ４０はシャッター１０４をＯＣＴの測定光の光路に挿入し、光路を閉じた状態で１００回のＡスキャンによるデータ取得を実行する。コンピュータ４０は、１００回のＡスキャンにより得られたデータを平均化して記憶する。なお、本実施形態ではバックグラウンドの測定回数を１００回としたが、測定回数はこれに限るものではない。以上のステップを実施し、干渉信号取得のためのフローを終了する。

［干渉信号の抽出処理］
次に、本実施形態に係る干渉信号の抽出処理に関して説明する。ここで、抽出処理とは、一般に複数のデータから例えば所定の時間間隔等の特定の条件に沿ってデータを抜き出す処理のことを指す。具体的には、部分的にデータ抽出する際の抽出間隔を、一Ｂスキャンから得たデータセットからの抽出の際に一定としている。この一定の抽出間隔を本実施形態では、元のデータセット生成時のサンプリング間隔に対して、長いサンプリング間隔と称している。しかし、該抽出処理は必ずしも所定間隔として一定間隔で行われる必要はなく、間隔を変えながら等、任意に行っても良く、さらに抽出する範囲も干渉信号の全領域からではなく、任意の領域から行うこととしても良い。また、複数の抽出パターンを用いて複数のデータセットを得る場合、個々の抽出時において重複して抽出されるデータがあってもよい。

ここで、コンピュータ４０は、複数のデータセットを生成するように、検出器による出力光のサンプリングの間隔より長いサンプリング間隔で、出力されたデータセットに含まれるデータを部分的に抽出するデータ抽出手段としての機能を含む。該コンピュータ４０は更に、抽出し、生成された複数のデータセットに基づいて被検眼１２０の断層像、血流情報断面像、及びこれらの生成に用いられる輝度値、変動量を含む断層情報を形成する。

なお、本実施形態においては、ｋクロックに応じて取得された干渉信号群から、特定の条件に対応する干渉信号群を抽出して生成する例を用いて説明する。本実施形態では、干渉信号の抽出処理により、脱相関計算に用いる画像数を増やし、平均化処理によってノイズの低減化を図ることができる。

ここで、以下に説明するように、抽出処理はその態様によってはＯＣＴの撮像深さレンジを減少させる場合がある。ＯＣＴの撮像深さレンジｄは、原理的に干渉信号を検出する最小波数間隔δｋに依存し、次式に従う。

最小波数間隔δｋは、スペクトラルドメイン方式（以下、ＳＤ方式）では分光器の性能やＣＣＤセンサアレイの分解能に依存し、高分解能になるほど撮像レンジは深くなる。一方、波長掃引方式（以下、ＳＳ方式）では波数に同期したクロック信号（以下、ｋクロック）に依存し、ｋクロックが高周波になるほどδｋは細かくなり、撮像深さレンジを深くすることが可能である。

ここで、ＯＣＴ干渉信号に対して所定のクロック信号間隔で存在している干渉信号群を抽出する処理を行うこととする。具体的には、例えばクロック信号のｃ１、ｃ２、ｃ３、ｃ４、ｃ５、ｃ６、・・・、ｃ（ｎ）、ｃ（ｎ＋１）、ｃ（ｎ＋２）、・・・に対応する干渉信号群があるとする。ここから所定のクロック干渉信号間隔ｗ＝３で抽出した場合、抽出された干渉信号群は、ｃ１、ｃ４、ｃ７、・・・、ｃ（３ｎ−２）、・・・となる。この場合、最小波数間隔δｋが広がり、結果として撮像深さレンジｄは上式の通り、最小波数間隔δｋと反比例の関係で減少する。従って、干渉信号を所定のクロック信号間隔ｗで抽出処理してから画像を再構成すると、断層像の撮像深さレンジは１／ｗに減少することになる。

一方で、ＯＣＴの縦分解能Δｚは、コヒーレンス関数がガウシャン形状であると仮定すると、理論的に次式で算出される。

ここで、λ_０は、照射光源の中心波長であり、△λは、スペクトルの半値幅である。上式より、所定のクロック信号間隔で干渉信号を抽出する場合、λ_０も△λも殆ど変化することが無い。従って、本実施形態における抽出処理では撮像深さレンジ（断層画像の深さ方向の表示範囲）が減少する反面、縦分解能（断層像個々の解像度）を落とすことがない。このため、抽出処理により得た干渉信号群の各々から複数の断層像を生成した場合であっても、各々の断層像について縦分解能を落とすことがなくなる。

上述したように、ＯＣＴＡでは、同一走査線上でＢスキャンを複数回行う必要があるため撮影に時間がかかることや、ｘピッチ、ｙピッチ共にビームスポット径より小さくすることが望ましいことが知られている。従って、ＯＣＴＡでは通常のＯＣＴ撮影に比べてスキャンエリアを狭くすることが好ましい。ここで、スキャンエリアが狭くなると、眼底の湾曲を考慮する必要性が低下し、撮像深さレンジを小さくしても所望の断層像が得られることとなる。すなわち、ＯＣＴＡは、通常のＯＣＴにより強度画像を得る場合ほどの撮像深さレンジを必要としない。従って、上述したように、元の干渉信号群から複数の干渉信号群を抽出して各々から撮像深さレンジの小さい断層像を生成しても、目的とする断層像は得られる。

同一走査線から複数の断層像が得られると、例えばこれら画像について加算平均処理等を行うことで血流情報断面像のＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）を効果的に向上させることができる。ここで、特に中心波長１μｍ帯のＳＳ方式の場合では、ＳＤ方式と比較して縦分解能が１０μｍ程度と低い一方で、撮像深度が深いという特徴がある。従って、ＳＳ−ＯＣＴは、本実施形態の如く、抽出処理により干渉信号群を複数生成して撮像深さレンジの小さい画像を多数生成する手法に適している。

ここで、本実施形態の如く、干渉信号群から所定のクロック信号間隔ｗ＝３で干渉信号群の抽出を行う例を図５及び図６を用いて具体的に説明する。図５中の縦の点線はｋクロック信号の発信タイミングに相当し、並んだ点線間の間隔は最小波数間隔δｋを示す。通常のＯＣＴ撮影であれば、干渉光のサンプリングはこの最小波数間隔δｋで行われる。所定のクロック信号間隔ｗ＝３で干渉信号群からの抽出を行う場合、最小波数間隔δｋの３倍の間隔で干渉信号群の抽出を行う。すなわち、検出部３０より出力されるデータについて、抽出条件である長いサンプリング間隔を該データのｗ-１個おきのデータを抽出するような間隔で行うとすると、得られる複数のデータセットである干渉信号群の数はｗ個となる。

図５の場合、黒丸、ばつ、及び白三角各々の印により示される値の干渉信号群の各々を抽出する。より詳細には、黒丸印は、３×（ｎ−１）（ｎは整数）個目の条件に当てはまるクロック信号に対応してサンプリングされた干渉光から得られる出力値を示す。ばつ印は、１＋３×（ｎ−１）個目の条件に当てはまるクロック信号に対応してサンプリングされた干渉光から得られる出力値を示す。白三角印は、２＋３×（ｎ−１）個目の条件に当てはまるクロック信号に対応してサンプリングされた干渉光から得られる出力値を示す。抽出された３つの干渉信号群からは、それぞれ１枚で合計３枚の断層像を生成することが可能である（図６参照）。なお、上述したように、この場合各々の画像生成に用いる干渉信号の最小波数間隔δｋは、図６左の元の断層像を得た場合の最小波数間隔δｋの３倍となる。従って、抽出された３つの干渉信号群から生成される断層像は、図６右に示すように、撮像深さレンジＺの元の断層像に対して撮像深さレンジＺ／３の画像となる。

このように撮像深さレンジが１／３になった場合、断層像の取得位置、該断層像を生成した網膜の湾曲の程度等によって、断層像が下端で折り返すことも考えられる。この場合、網膜層をコヒーレンスゲートに近づけて眼底の再撮像を行い、改めて複数の断層像の生成する必要がある。すなわち、このような折り返しの発生に対しては、例えば図２（ｂ）で説明した撮影画面２００における光干渉断層像２０９として、分割した干渉信号から生成した断層像を表示させ、折り返しを防ぐようにコヒーレンスゲート位置や分割数を調整すると良い。上述したように、コヒーレンスゲート或いは分割数の調整はゲート調整器２０７や不図示の分割数設定手段を用いて検者が手動で行ってもよい。或いは、光干渉断層像２０９に基づき、撮像深さレンジ、測定時間、光源の波長域等に応じてコンピュータ４０が自動で行ってもよい。

血流情報を得るための個々の干渉信号群における脱相関を計算する際には、所定の時間間隔Δｔの間を空けてスキャンされる同一部位の断層像同士（同一走査線より得た異なる時間の干渉信号群同士）の脱相関を計算する。ｔ１時での１回目のＡスキャンで取得される断層像に対しては、ｔ２時での２回目のＡスキャンの断層像が脱相関の計算対象となる。同様に、ｔ２時での２回目のＡスキャンで取得される断層像に対して、１回目を除いたｔ３時での３回目のＡスキャンの断層像が脱相関の計算対象となる。

従って、分割のための所定間隔をサンプリングタイミングのｗ倍、同一部位の繰り返しスキャン回数をｍとする場合、合計でｗ×（ｍ−１）枚の脱相関画像を得ることが可能である。図７は、異なる時間において得られた干渉信号群（断層像）、抽出された干渉信号群（断層像）、及び脱相関画像を得るためこれら干渉信号群からの抽出の仕方を示す説明図である。本実施形態では、分割のための所定間隔をサンプリング間隔の３倍（ｗ＝３）とし、同一部位の繰り返しスキャン回数は３回（ｍ＝３）としている。図７に、この場合において本実施形態において実行した脱相関画像生成のための組み合わせを例示する。図７に示す例では、時刻ｔ１、ｔ２、及びｔ３において得られた干渉信号セット各々からｗ＝３として３枚ずつの干渉信号セット（例えばＦＦＴＴ１−１、ＦＦＴＴ１−２、ＦＦＴＴ１−３）を抽出している。これらｔ１での干渉信号セットとｔ２での干渉信号セットとの間では、３×２の６枚の脱相関画像を得ることが可能である。なお、同図中の矢印により対とされた抽出された干渉信号セットは脱相関画像を得るための組み合わせ方を示している。

さらに、ＳＳ−ＯＣＴの場合、撮像深度を深くする幾つかの手法がある。具体的な手法として、例えばＤＡＱボードのインターリーブ機能やｋクロックの倍化処理、或いは信号処理による波長のリスケーリングなどがある。これらの手法を活用することで、より深い断層像を得ることができる。当該画像が得られる干渉信号群からは、干渉信号をより大きい所定間隔で分割処理することが可能であり、断層像の枚数をさらに増やすことができる。その結果として、よりＳＮＲの高い血流情報断面像を生成することができる。

ここで、コヒーレンスゲート位置の調整は、網膜に対して２．５ｍｍ以内とすることが望ましい。これは、当該数値が、統計上網膜が断層像の下端で折り返さないための、コヒーレンスゲート位置の最大許容範囲と考えられることによる。従って、例えば所定間隔ｗ＝２倍で抽出処理を行う場合を考えると、撮像深さレンジは５ｍｍが必要となる。しかし、後で詳述する、インターリーブ機能やクロックの倍化を行って撮像深度を倍化させる手法を加味した場合であれば、撮像深さレンジは２．５ｍｍとすることも可能である。

さらに、例えば図８に示すように、ＤＡＱのインターリーブ機能を使用してサンプリング点数を倍化するような場合、干渉信号群の抽出処理と等価の処理として、以下に示す手法でも脱相関画像を計算することが可能である。すなわち、ｋクロックに応じて干渉信号を取得する場合、通常は、立ち上がりクロックのみから構成される干渉信号Ａ群（図８における黒丸印で示される値が対応）を取得する。インターリーブ機能を使用した場合、干渉信号Ａ群のみではなく、立ち下りクロックのみから構成される干渉信号Ｂ群（図中白三角印で示される値が対応）も加え、それぞれ別個に取得することとなる。

この場合、脱相関の計算時には、前述の通り所定の時間間隔Δｔの間を空けてスキャンされる同一部位の干渉信号群について、干渉信号Ａ群同士、或いは干渉信号Ｂ群同士の脱相関を計算する。なお、この場合の抽出前の断層像は、立ち上がりクロックのみから構成される干渉信号Ａから、または立ち下りクロックのみから構成される干渉信号Ｂから、或いは立ち上りクロックと立下りクロックの両クロックから構成される全ての干渉信号から生成される。なお、以上の出力されるデータの数を倍加させる処理は、検出部３０とコンピュータ４０とによって実行される。抽出処理はこの倍化によって生成されたデータセットに対して実行される。当該処理により得られる干渉信号群は測定範囲は変わらずにデータ数が増加されていることから、干渉信号をより大きい所定間隔で分割処理することができる。従って、断層像の枚数をさらに増やすことができ、よりＳＮＲの高い血流情報断面像を生成することができる。

［信号処理手順］
次に、図９を用いて本実施形態における具体的な処理の手順を説明する。図９は、干渉信号が入力されているコンピュータ４０が信号処理をした結果として、３次元血流情報を出力するまでの手順を示すフローチャートである。

同フローチャートでは、まずステップＳ２０１において、コンピュータ４０は図３に示すスキャンラインの位置ｙｉ総数としてのデータ数のｎを定義する。定義後、ＯＣＴは位置ｙ１において測定光による眼底のＢスキャンデータの抜き出しを実行する。ステップＳ２０２において、コンピュータ４０は位置ｙ１におけるＢスキャンにより得られた一フレーム分の干渉信号群（以下Ｂスキャンデータと称する。）を抜き出しを支持する。

ステップＳ２０３において、コンピュータ４０は繰り返しＢスキャンにおける繰り返し総数のｍを定義する。ステップＳ２０４において、コンピュータ４０は繰り返しＢスキャン回数ｊを１に設定し、１番目のＢスキャンデータの抜き出しを指示する。ステップＳ２０５において、コンピュータ４０は、上述した干渉信号取得手順にてＯＣＴ装置が取得したバックグラウンドデータを、取得した干渉信号群から減算する。ステップＳ２０６において、コンピュータ４０は、バックグラウンドを減算した元の干渉信号群に対して、上述した所定間隔ｗ倍での抽出処理を行い、複数の干渉信号群を抽出する。

ステップＳ２０７において、コンピュータ４０は、抽出処理により生成されたｗ個の干渉信号群に対し、各々フーリエ変換を行う。本実施形態では高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を適用する。なお、フーリエ変換前にゼロパディング処理を施し、干渉信号を増長させても良い。ゼロパディング処理を施すことでフーリエ変換後の階調性が増し、後述するステップＳ２１２において位置合わせ精度を向上させることができる。

ステップＳ２０８において、コンピュータ４０は、ステップＳ２０７にて実行したフーリエ変換によって得られる複素信号の絶対値を計算する。この値は、当該Ｂスキャンデータにより得られたｗ個の断層像の各々のＩｎｔｅｎｓｉｔｙとなる。ステップＳ２０９において、コンピュータ４０はフローをステップＳ２０４に戻し、ステップＳ２０４では繰り返しＢスキャンのインデックスｊが、所定数（ｍ）に到達したか否かを判断する。すなわち、ポジションｙｉでのＢスキャンデータ各々についてのｗ個のＩｎｔｅｎｓｉｔｙ計算がｍ回繰り返されたか否かを判断する。所定数ｍに達していない場合にはインデックスｊをインクリメントし、さらにステップＳ２０５からステップＳ２０８の処理を繰り返す。すなわち、以降ステップＳ２０８までの同一Ｙ位置での繰り返しＢスキャンデータの抽出処理、及び抽出された各々の干渉信号群に基づくＩｎｔｅｎｓｉｔｙ計算を繰り返す。ｊが所定数ｍに達した場合は、フローはステップＳ２０９を経由してステップＳ２１０へ進む。すなわち、検出部３０から出力されてコンピュータ４０で処理するデータセットは、同一走査線で得られたｍ個のデータセット各々に対してデータ抽出手段による抽出、生成の処理を行うことで得られた複数のデータセットとなる。

ステップＳ２１０において、コンピュータ４０はあるｙｉポジションにおける繰り返しＢスキャン及び抽出処理により得られたｍ×ｗ個のデータセットより得られたフレーム（断層像群）の中で、画像の類似度を計算する。具体的には、コンピュータ４０は、ｍ×ｗ個のフレームの断層像（Ｂスキャンデータ）の内、任意の抽出条件の一枚をテンプレートとして選択し、残りの（ｍ−１）×ｗ個のフレームの画像における対応する抽出条件の一枚との相関値を算出する。なお、干渉信号を分割数ｗで分割しているため、ｍ×ｗ個のフレームの画像があるが、同時刻に撮影された断層像同士は相関値の算出には利用しない。異なる時刻で撮影されたｍ−１個の干渉信号群からの抽出によって生成されたフレームの中から、画像の類似度計算を行う。従って、相関値はｍ−１枚の画像に対応して算出される。

ステップＳ２１１において、コンピュータ４０はステップＳ２１０で算出した相関値の中で、一定の閾値以上である相関の高い画像を選択する。この時、各画像に対して同時刻に取得された残りのｗ−１枚の画像に対しても、各々対応する抽出条件での相関の高い画像であるとして同様にこれら画像を選択する。閾値は任意に設定が可能であり、被検者の瞬きや固視微動によって画像としての相関が低下したフレームを用いることがないように設定する。

上述したように、ＯＣＴＡでは、被検眼の組織のうち流れのある組織（例えば血液）と流れのない組織の間の対比を、画像間の相関値に基づき区別してモーションコントラスト特徴値として取得する技術である。即ち、流れの無い組織は画像間で相関が高いという前提の上で流れのある組織を抽出する。このため、画像として相関が低い場合、モーションコントラスト特徴量を計算する際に、全ての画素が時間変調を示してあたかも画像全体が流れのある組織であるかのように判定してしまう。このステップＳ２１１ではそうした誤検出を回避するために、予め画像として相関の低いものを除き、相関の高い画像のみを選択する。画像選択の結果、同一ポジションｙｉで取得されたｍフレームの画像は適宜取捨選択され、ｒフレームの画像となる。ここで、ｒの取りうる値は、１≦ｒ≦ｍである。

ステップＳ２１２において、コンピュータ４０はあるｙｉポジションにおける繰り返しＢスキャンデータの内、抽出されたｗ個の干渉信号群の内の対応する抽出条件の干渉信号群として相関が高いと判定されたフレームの位置合わせを行う。なお、同時刻に撮影された断層像同士、すなわち同じＢスキャンデータから抽出された干渉信号群より得られた断層像に対しては位置合わせを行わない。

具体的には、まずコンピュータ４０はｍ×ｗフレームのうち、任意の１枚をテンプレートとして選択する。テンプレートとして選択するフレームは、互いに全ての組み合わせで相関を計算し、フレーム別に相関値の和を求め、その和が最大となるフレームを選択してもよい。なお、本実施形態では、図７に示したように、その際に相関を計算する対象となるフレームは、テンプレートとして選択される任意の１枚の抽出条件と同じ抽出条件下で抽出された干渉信号群より生成された断層像に限られる。

次に、テンプレートでフレーム毎に照合し位置ずれ量（δＸ、δＹ、δθ）を求める。具体的にはテンプレート画像の位置と角度を変えながら類似度を表す指標であるＮｏｒｍａｌｉｚｅｄ Ｃｒｏｓｓ−Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＮＣＣ）を計算し、この値が最大となるときの画像位置の差を位置ずれ量として求める。なお、本発明では、類似度を表す指標は、テンプレートとフレーム内の画像の特徴の類似性を表す尺度であれば種々変更が可能である。例えばＳｕｍ ｏｆ Ａｂｓｏｌｕｔｅ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ（ＳＡＤ）、Ｓｕｍ ｏｆ Ｓｑｕａｒｅｄ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ（ＳＳＤ）、Ｚｅｒｏ−ｍｅａｎｓ Ｎｏｒｍａｌｉｚｅｄ Ｃｒｏｓｓ−Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＺＮＣＣ）、Ｐｈａｓｅ Ｏｎｌｙ Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＰＯＣ）、Ｒｏｔａｔｉｏｎ Ｉｎｖａｒｉａｎｔ Ｐｈａｓｅ Ｏｎｌｙ Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＲＩＰＯＣ）等を用いてもよい。

次にコンピュータ４０は位置ずれ量（δＸ、δＹ、δθ）に応じて位置補正をテンプレート以外の（ｒ−１）×ｗフレームに適用し、フレームの位置合わせを行う。ｒが１である場合はこのステップは実行されない。

ステップＳ２１３において、コンピュータ４０は必要に応じて深さ方向に移動平均を計算する。移動平均は各フレームの全ピクセルに対して行い、各ピクセルに対して深さ方向に任意の幅で計算する。この処理は、特にＺ軸方向に動きが大きい画像に対して有効であり、血流由来では無い被検体の軸方向の動きに由来する脱相関の検出感度を落とし、結果として血流の抽出感度を向上させることが可能である。

以上の処理を経ることにより、各々の干渉信号群は血流に由来するモーションコントラストを抽出することが容易な状態となる。ステップＳ２１４において、コンピュータ４０は位置合わせ等を行った断層像各々に基づいて、モーションコントラスト特徴量を計算する。本実施形態では、ステップＳ２１３で移動平均処理されたｒフレームのＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像間において、同じ位置のピクセルごとに分散値を計算し、その分散値をモーションコントラスト特徴量とする。モーションコントラスト特徴量の求め方は種々あり、本発明においてモーションコントラストの特徴量の種類は同一Ｙ位置での複数Ｂスキャン像の各ピクセルの輝度値の変化を表す指標であれば適用が可能である。

なお、ｒ＝１の時、即ち、瞬きや固視微動の影響のために画像として相関が低く、同一ポジションｙｉの位置においてモーションコントラスト特徴量の計算が不可能な場合は異なる処理を行う。例えば、特徴量を０としてステップを終了しても良いし、前後ｙｉ−１、ｙｉ＋１の画像におけるモーションコントラスト特徴量が得られる場合、前後の分散値から値を補間しても良い。

また、ステップＳ２１４と平行して、ステップＳ２１５において、コンピュータ４０はステップＳ２１３で移動平均処理されたＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像を平均化し、Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像を生成する。ステップＳ２１６において、コンピュータ４０は、ステップＳ２１４で出力したモーションコントラスト特徴量の閾値処理をする。閾値の値はコンピュータ４０がステップＳ２１５で出力したＩｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像から、ノイズフロアでランダムノイズのみが表示されているエリアを抽出し、標準偏差σを計算し、ノイズフロアの平均輝度＋２σと設定する。コンピュータ４０は、各Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙが、上述した閾値以下の領域に対応したモーションコントラスト特徴量の値を０に設定する。ステップＳ２１６の閾値処理により、ランダムノイズによるＩｎｔｅｎｓｉｔｙ変化に由来するモーションコントラストを除去することでノイズを軽減することができる。

なお、閾値の値は、小さいほどモーションコントラストの検出感度は上がる一方、ノイズ成分も増す。また、大きいほどノイズは減るがモーションコントラスト検出の感度は下がる。本実施形態では閾値をノイズフロアの平均輝度＋２σとして設定したが、閾値はこれに限るものではない。

ステップＳ２１７において、コンピュータ４０はフローをステップＳ２０２に戻し、Ｂスキャンにおける走査位置ｙｉのインデックスｉが、所定数（ｎ）に到達したかを判断する。すなわち、ｎ箇所の全てのＹ位置において、画像相関度計算、画像選択、位置合わせ、Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ画像平均化計算、モーションコントラスト特徴量の計算、及び閾値処理を行ったか否かを判断する。所定数ｎに満たない場合はインデックスｉをインクリメントし、次の走査位置より以降のステップＳ２０３からステップＳ２１６までの処理を繰り返す。所定数ｎに到達したと判断された場合は、フローはステップＳ２１７を経由して信号処理フローを終了する。ステップＳ２１７を終了した時点で、すべてのＹ位置でのＢスキャン像におけるＩｎｔｅｎｓｉｔｙ平均画像とモーションコントラスト特徴量の３次元ボリュームデータ（３次元血流情報）が取得されたことになる。

すなわち、上述した実施形態では、抽出により生成された複数のデータセット各々に基づいて複数の断層像が断層像を生成する手段により生成される。コンピュータ４０は、演算手段として、この断層像の間において相関演算を行って血流情報を取得する。以上、説明したように、本実施形態に拠れば、測定時間を延長することなく、高解像度且つ高感度な３次元血流情報を生成する撮像装置の提供が可能になる。

なお、上述した図２（ａ）或いは図２（ｂ）に例示した被検眼１２０の断層情報より生成された断層像を含む画像の表示は、表示制御手段として機能するコンピュータ４０の指示により表示部７０が実行する。コンピュータ４０は、上述した信号処理により、第一の撮像深さレンジである大きい撮像深さレンジの画像と、該第一の撮像深さレンジよりも狭い範囲の第二の撮像深さレンジである小さい撮像深さレンジの画像とを生成可能である。また、該コンピュータ４０は、検者等の指示、或いはコヒーレンスゲート位置の調整指示画面の表示等の工程に応じ、これら画像の何れを表示するかを選択し、選択した画像を表示部７０に表示させる。

（その他の実施形態）
なお、本発明は、上述した実施形態の機能（例えば、上述した各部の処理を各工程に対応させたフローチャートにより示される処理）を実現するソフトウェアのプログラムコードを記録した記憶媒体を、システム或いは装置に供給することによっても実現できる。この場合、そのシステム或いは装置のコンピュータ（またはＣＰＵやＭＰＵ）が、コンピュータが読み取り可能に記憶媒体に格納されたプログラムコードを読み出し実行することにより、上述した実施形態の機能を実現する。

また、本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲内において、種々の変形、変更して実施することができる。例えば、上述した実施形態では、被検査物が眼の場合について述べているが、眼以外の皮膚や臓器等の被検査物に本発明を適用することも可能である。この場合、本発明は眼科装置以外の、例えば内視鏡等の医療機器として撮像装置の態様を有する。従って、本発明は眼科装置に例示される被検査物の画像を撮像する撮像装置として把握され、被検眼は被検査物の一態様として把握されることが望ましい。
また、上記の例では血流情報を取得する場合について述べたが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、形成手段は、図５のように得られた複数の干渉信号群を加算平均することで加算平均画像を形成することとしてもよい。

１１ 波長掃引光源
２０ ＯＣＴ干渉部
３０ 検出部
３１ 差動検出器
４０ コンピュータ
５０ 測定アーム
６０ 参照アーム
７０ 表示部
１２０ 被検眼

Claims (25)

1. 測定光が走査された被検査物からの戻り光と前記測定光に対応した参照光との干渉光をサンプリングするサンプリング手段の出力から、空間的に同一位置であり互いに異なる波数成分のデータを含む互いに異なる複数のデータセットを生成するように、前記サンプリング手段による前記干渉光のサンプリングの間隔より長いサンプリング間隔で前記出力に含まれるデータセットを部分的に抽出するデータ抽出手段と、
   前記生成された複数のデータセットを用いて、複数の断層像を生成する生成手段と、
   前記生成された複数の断層像を用いて、前記被検査物の断層情報を形成する形成手段と、を備えることを特徴とする情報処理装置。
2. 前記形成手段は、前記生成された複数の断層像の間において相関演算を行って、前記断層情報として血流情報を形成することを特徴とする請求項１に記載の情報処理装置。
3. 前記形成手段は、前記生成された複数の断層像における各々の画素値の加算平均を行って、前記断層情報として加算平均画像を形成することを特徴とする請求項１に記載の情報処理装置。
4. 前記形成手段は、前記断層情報として、前記生成された複数の断層像を用いて、モーションコントラストデータを形成することを特徴とする請求項１または２の何れか一項に記載の情報処理装置。
5. 前記データ抽出手段が前記データセットを部分的に抽出する長いサンプリング間隔は、前記出力からの抽出の際において一定であることを特徴とする請求項１乃至４の何れか一項に記載の情報処理装置。
6. 前記長いサンプリング間隔は、前記サンプリング手段の出力に含まれるデータのｗ−１個おきの間隔であり、前記複数のデータセットの数はｗ個であることを特徴とする請求項５に記載の情報処理装置。
7. 前記サンプリング手段からの出力は、前記被検査物における同一走査線を前記測定光でｍ回走査して得られるｍ個の出力を含み、
   前記データ抽出手段は、前記ｍ個の出力の各々から前記複数のデータセットを生成することを特徴とする請求項１乃至６の何れか一項に記載の情報処理装置。
8. 前記測定光と前記参照光とを発する光源は、経時的に光の波長を掃引可能な波長掃引型の光源であり、
   前記サンプリング手段は、クロック生成手段により出力されるサンプルクロックに基づいて、前記干渉光を所定の等波数間隔でサンプリングすることを特徴とする請求項１乃至７の何れか一項に記載の情報処理装置。
9. 前記サンプリング手段は、前記サンプリング手段の出力に含まれるデータの数を倍加させる信号処理を行うことを特徴とする請求項８に記載の情報処理装置。
10. 前記サンプリング手段は、前記干渉光を分光する分光手段と、前記分光された光を受光する複数の受光素子とを有し、
    前記受光素子の出力に基づいて所定の等波数間隔で前記干渉光をサンプリングすることを特徴とする請求項１乃至７の何れか一項に記載の情報処理装置。
11. 前記被検査物の断層情報を表示手段に表示させる表示制御手段をさらに備え、
    前記形成手段は、前記サンプリング手段の出力からなるデータセットを用いて第一の撮像深さ範囲の断層情報を形成可能であり、
    前記サンプリング手段の出力を部分的に抽出して生成された前記複数のデータセットを用いて形成された断層情報であって、前記第一の撮像深さ範囲より小さい第二の撮像深さ範囲の断層情報を形成可能であって、
    前記表示制御手段は、前記第一の撮像深さ範囲の断層情報と前記第二の撮像深さ範囲の断層情報との何れかを前記表示手段に表示させることを特徴とする請求項１乃至１０の何れか一項に記載の情報処理装置。
12. 前記第二の撮像深さ範囲は、前記抽出されたデータセットの数で前記第一の撮像深さ範囲を除して得られる範囲であることを特徴とする請求項１１に記載の情報処理装置。
13. 前記表示制御手段は、検者の指示、又は前記表示手段の表示の切り替えに応じて前記表示手段に表示させる断層情報を選択することを特徴とする請求項１１又は１２に記載の情報処理装置。
14. 前記被検査物は、被検眼の眼底であって、
    前記第一の撮像深さ範囲の断層情報は、４．０ｍｍ以上の深さ範囲の断層情報であり、前記第二の撮像深さ範囲の断層情報は、４．０ｍｍ未満の深さ範囲の断層情報であることを特徴とする請求項１１乃至１３の何れか一項に記載の情報処理装置。
15. 前記第二の撮像深さ範囲の断層情報を生成するために用いられる前記生成された複数のデータセットは、前記測定光を前記被検査物上で走査する走査手段による前記測定光の走査角度範囲が４７度未満の条件で得られた干渉光に基づくことを特徴とする請求項１１乃至１４の何れか一項に記載の情報処理装置。
16. 前記データ抽出手段は、前記測定光を前記被検査物上で走査する走査手段による前記測定光の走査角度範囲が４７度未満である場合に、前記第二の撮像深さ範囲の断層情報を生成するために用いられる前記複数のデータセットを生成することを特徴とする請求項１１乃至１４の何れか一項に記載の情報処理装置。
17. 前記被検査物は、被検眼の眼底であって、
    前記測定光にて所定数の走査線から形成される二次元走査パターンで走査する前記眼底の所定範囲を設定する設定手段をさらに備え、
    前記設定手段は、前記測定光の走査角度が４７度以上である第一の撮像範囲と４７度未満である第二の撮像範囲とに、前記所定範囲を変更可能であり、
    前記形成手段は、前記被検眼の眼球内において４．０ｍｍ以上の撮像深さ範囲の断層情報を形成することを特徴とする請求項１乃至１３の何れか一項に記載の情報処理装置。
18. 前記測定光にて所定数の走査線から形成される二次元走査パターンで走査する前記被検査物の所定範囲を設定する設定手段をさらに備え、
    前記設定手段は、前記測定光の走査角度範囲が４７度以上である第一の撮像範囲と４７度未満である第二の撮像範囲とに、前記所定範囲を変更可能であることを特徴とする請求項１乃至１６の何れか一項に記載の情報処理装置。
19. 前記生成手段は、前記生成された複数のデータセットの各々に対応する断層像を含む断層像群を生成することを特徴とする請求項１乃至１８の何れか一項に記載の情報処理装置。
20. 前記形成手段は、前記複数の断層像の位置合わせをして前記断層情報を形成することを特徴とする請求項１乃至１９の何れか一項に記載の情報処理装置。
21. 前記データ抽出手段は、前記サンプリング手段により前記干渉光から得られた１Ａスキャンのデータから前記複数のデータセットを生成するようにデータセットを抽出し、
    前記生成手段は、前記測定光の走査により得た断層像に対応するデータセットを用いて前記複数の断層像を生成することを特徴とする請求項１乃至２０の何れか一項に記載の情報処理装置。
22. 前記生成手段は、前記被検査物において前記測定光を走査して得た複数のデータセットからなる断層像であって、前記生成されたデータセットに対応する断層像セットであって、第一の時間に得た第一の断層像セットに関する第一の断層像群と、前記第一の時間とは異なる時間に得た第二の断層像セットに関する第二の断層像群とを生成し、
    前記形成手段は、前記第一の断層像群の少なくとも一つと、前記第二の断層像群の少なくとも一つとを位置合わせをして前記断層情報を形成することを特徴とする請求項１乃至２１の何れか一項に記載の情報処理装置。
23. 前記被検査物において前記測定光を走査する走査手段と前記サンプリング手段とを含む光干渉断層撮像装置と、請求項１乃至２２の何れか一項に記載の情報処理装置と、を備えることを特徴とするシステム。
24. 測定光が走査された被検査物からの戻り光と前記測定光に対応した参照光との干渉光をサンプリングするサンプリング手段の出力から、空間的に同一位置であり互いに異なる波数成分のデータを含む互いに異なる複数のデータセットを生成するように、前記サンプリング手段による前記干渉光のサンプリングの間隔より長いサンプリング間隔で前記出力に含まれるデータセットを部分的に抽出する工程と、
    前記生成された複数のデータセットを用いて、複数の断層像を生成する工程と、
    前記生成された複数の断層像を用いて、前記被検査物の断層情報を形成する工程と、を含むことを特徴とする情報処理装置の制御方法。
25. 請求項２４に記載の情報処理装置の制御方法の各工程をコンピュータに実行させることを特徴とするプログラム。

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