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WO2019198629A1 - 画像処理装置およびその制御方法 - Google Patents

画像処理装置およびその制御方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2019198629A1
WO2019198629A1 PCT/JP2019/015080 JP2019015080W WO2019198629A1 WO 2019198629 A1 WO2019198629 A1 WO 2019198629A1 JP 2019015080 W JP2019015080 W JP 2019015080W WO 2019198629 A1 WO2019198629 A1 WO 2019198629A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
image
blood flow
image processing
light
motion contrast
Prior art date
Application number
PCT/JP2019/015080
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
宏治 野里
Original Assignee
キヤノン株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by キヤノン株式会社 filed Critical キヤノン株式会社
Publication of WO2019198629A1 publication Critical patent/WO2019198629A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions

Definitions

  • the present invention relates to an image processing apparatus and a control method therefor, and more particularly, to an image processing apparatus that processes an image of an eye to be examined and a control method therefor.
  • an SLO Scnning Laser Ophthalmoscope
  • OCT Optical Coherence Tomography
  • TD-OCT Time Domain OCT: Time Domain Method
  • SD-OCT Spectral Domain OCT: Spectral Domain Method
  • Non-Patent Document 1 discloses AOOCT.
  • These AOSLO and AOOCT generally measure the wavefront of the eye using the Shack-Hartmann wavefront sensor method.
  • Shack-Hartmann wavefront sensor system measurement light is incident on the eye and the reflected light is received by a CCD camera through a microlens array to measure the wavefront.
  • AOSLO and AOOCT can be imaged with high resolution by driving a deformable mirror and a spatial phase modulator to correct the measured wavefront and imaging the fundus oculi through them.
  • OCTA angiographic method using OCT
  • a blood vessel image (hereinafter referred to as an OCTA image) is generated by projecting three-dimensional motion contrast data acquired by OCT onto a two-dimensional plane.
  • the motion contrast data is data obtained by repeatedly photographing the same cross section of the measurement object by OCT and detecting a temporal change of the measurement object during the imaging.
  • the motion contrast data is obtained, for example, by calculating a temporal change in the phase, vector, and intensity of the complex OCT signal from a difference, a ratio, or a correlation (Patent Document 1).
  • SLO and AOSLO it is possible to identify the blood vessel region from the image and analyze the spatiotemporal image to analyze the movement of the particles in the blood vessel and the blood flow. Since the depth of focus is shallow in AOSLO, the range of the imaged layer is limited to several tens of ⁇ m, and the blood flow of only one layer of the retina can be analyzed.
  • the SLO motion contrast data is data obtained by detecting temporal changes at the same imaging position of the measurement target.
  • the SLO image is a continuous moving image of a specific plane, it is possible to create motion contrast data without performing processing such as cutting out a specific slice like OCTA and projecting onto a plane.
  • OCTA changes that can be drawn are limited by the performance of the OCT that captured the OCT image that is the original data. For example, in general OCT, since there is only a horizontal resolution of about 20 ⁇ m, structures and changes on the image below that resolution cannot be captured. In addition, since OCTA images the amount of change between tomographic images, the vascular structure of the retina can be depicted, but information such as the direction and velocity of blood flow in the blood vessel cannot be acquired. Since the fine structure of blood vessels and the direction of blood flow are unknown, it is difficult to determine whether the blood vessel being drawn is an artery or a vein.
  • AOSLO has a very high lateral resolution and can capture very minute changes in the cell level. If it is a blood vessel, it can also capture changes in the internal blood cell level.
  • AOSLO has a high lateral resolution, the field angle of view is relatively narrow with respect to a general fundus photographing apparatus, and it is difficult to grasp the entire image.
  • the SLO including the AOSLO is a plane imaging, it is possible to capture only a specific focus position, there is no information outside the focus depth, and it is difficult to grasp the structural relationship with the structure in the vertical direction.
  • the present invention analyzes a blood vessel structure on the retina that can be rendered with OCT or OCTA and blood flow information that can be captured with SLO or AOSLO, and provides information that cannot be acquired with a single image
  • the purpose is to provide.
  • an image processing apparatus of the present invention is an image processing apparatus that processes a plurality of tomographic images and a plurality of planar images of an imaging region of an object to be inspected.
  • First generation means for generating blood flow second generation means for generating blood flow information from the plurality of planar images, and control means for displaying the blood flow information on the motion contrast image.
  • FIG. 1 It is a schematic diagram of the structural example of the OCT apparatus in Embodiment 1 of this invention. It is a schematic diagram of the structural example of the AOSLO apparatus in Embodiment 1 of this invention. It is a schematic diagram of the structural example of the AOOCT-SLO apparatus in Embodiment 3 of this invention. 3 is a flowchart showing standard control steps in the first embodiment. 4 is a scan pattern example according to the first embodiment. 4 is a scan pattern example according to the first embodiment. It is an example of an image of OCT. It is an example of an image of OCT. It is an example of an image of OCT. It is an example of an image of AOSLO. It is an example of an image of AOSLO. It is an example of an image of AOSLO.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of an image processing unit configuration according to the first embodiment.
  • 4 is a flowchart illustrating control steps of the image processing unit according to the first embodiment.
  • 3 is an example of an analysis result display screen according to the first embodiment.
  • 3 is an example of an analysis result display screen according to the first embodiment.
  • 3 is an example of an analysis result display screen according to the first embodiment.
  • 10 is a flowchart illustrating control steps of the image processing unit according to the second embodiment. 10 is a flowchart illustrating control steps of the image processing unit according to the third embodiment.
  • Embodiment 1 As Embodiment 1, a configuration of an imaging apparatus and an image processing unit that captures a fundus image to which the present invention is applied will be described with reference to FIGS. 1, 2, and 9.
  • an example will be described in which an OCT apparatus and an AOSLO apparatus that captures the fundus by correcting an aberration generated in the eye with an adaptive optical system using an object to be measured as an eye. .
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of OCT
  • FIG. 2 is a diagram showing a configuration of AOSLO
  • FIG. 9 shows a relationship with other configurations of an image processing unit that analyzes data obtained by these apparatuses. It is a block diagram.
  • 110 is an OCT unit.
  • the main unit of the OCT unit 110 includes a light source 101, a fiber coupler 102, a reference optical system 111, a detection optical system 112, and an eyepiece optical system.
  • the 101 is a light source, and an SLD (Super Luminescent Diode) light source having a wavelength of 840 nm was used.
  • the light source 101 only needs to have a low interference property, and an SLD having a wavelength width of 30 nm or more is preferably used.
  • an ultrashort pulse laser such as a titanium sapphire laser can be used as a light source.
  • the light emitted from the light source 101 is guided to the fiber coupler 102 through the single mode optical fiber.
  • the measurement light path 103 and the reference light path 113 are branched by the fiber coupler 102.
  • a fiber coupler having a branching ratio of 10:90 was used so that 10% of the input light amount went to the measurement light path 103.
  • the light that has passed through the measurement light path 103 is irradiated by the collimator 104 as parallel light with the measurement light 105.
  • the polarization of the irradiated light is adjusted by a polarization adjuster (not shown) provided in the path of the single mode optical fiber 103.
  • a polarization adjuster (not shown) provided in the path of the single mode optical fiber 103.
  • an optical component for adjusting polarization is arranged in the optical path after being emitted from the collimator 104.
  • an optical element for adjusting the dispersion characteristic of the measurement light and an optical element for adjusting the chromatic aberration characteristic are provided in the optical path.
  • the measuring beam 105 is relayed by reflecting mirrors 106-1 to 106-3, a lens (not shown), etc., and scanned one-dimensionally or two-dimensionally by the scanning optical system 107-1.
  • two galvano scanners are used for the scanning optical system 107-1 for main scanning (fundus horizontal direction) and sub-scanning (fundus vertical direction).
  • the scanning optical system further includes a tracking mirror 107-2.
  • the tracking mirror 107-2 is composed of two galvano scanners, and can further move the imaging region set on the fundus of the eye 109 in two directions.
  • the scanning optical system 107-1 also serves as the tracking mirror 107-2.
  • a relay optical system (not shown) is often used.
  • the measuring beam 105 scanned by the scanning optical systems 107-1 and 107-2 is irradiated to the eye 109 through the eyepieces 108-1 and 108-2.
  • the measurement light 105 applied to the eye 109 is reflected or scattered by the retina of the fundus.
  • a lens is used for the eyepiece, but a spherical mirror or the like may be used.
  • Reflected light reflected or scattered from the retina of the fundus of the eye 109 travels in the reverse direction when entering, enters the optical fiber 103 through the collimator 104, and returns to the fiber coupler 102.
  • the reference light that has passed through the reference light path 113 is emitted by the collimator 114, reflected by the optical path length variable unit 116, and returned to the fiber coupler 102 again.
  • the reflected light and the reference light that have reached the fiber coupler 102 are combined to form interference light, which is guided to the detection optical system 112 through the optical fiber 117.
  • the interference light that has entered the detection optical system 112 is emitted from the collimator 118 and is split by the grating 119 for each wavelength.
  • the split light is applied to the line sensor 121 through the lens system 120.
  • the line sensor 121 may be composed of a CCD sensor or a CMOS sensor.
  • a tomographic image of the fundus is formed by the control unit 122.
  • the control unit 122 can control the optical path length variable unit 116 and acquire an image at a desired depth position.
  • the control unit 122 also controls the scanning units 107-1 and 107-2 at the same time, and can acquire an interference signal at an arbitrary position.
  • a scanning region set on the fundus is scanned by the scanning units 107-1 and 107-2, and an interference signal at each position is recorded simultaneously with the position information.
  • Three-dimensional volume data is acquired by creating a tomographic image from the obtained interference signal.
  • FIG. 5A is a diagram reflecting an arbitrary scan
  • FIG. 5B is a diagram reflecting numerical values specifically executed in the present embodiment.
  • the OCT apparatus performs a scan that moves to n y positions while repeating the B scan at the same location m times.
  • a specific scan pattern is shown in FIG. 5A.
  • the B scan is repeated m times for n positions y1 to yn on the fundus plane. If m is large, the number of times of measurement at the same place increases, so that blood flow detection accuracy is improved.
  • m 4 (FIG. 5B) was implemented in consideration of the balance between the two. Note that the repetition number m may be changed according to the A-scan speed of the OCT apparatus and the motion analysis of the fundus surface image of the subject.
  • p indicates the sampling number of A scan in one B scan. That is, the plane image size is determined by p ⁇ n.
  • the above n and p can be freely changed as appropriate.
  • ⁇ x in FIG. 5A is an interval between adjacent x positions (x pitch)
  • ⁇ y is an interval between adjacent y positions (y pitch).
  • the x pitch and the y pitch are determined as 1 ⁇ 2 of the beam spot diameter of the irradiation light on the fundus, and in this embodiment, 10 ⁇ m (FIG. 5B).
  • An image to be generated can be formed with high definition by setting the x pitch and the y pitch to 1 ⁇ 2 of the beam spot diameter on the fundus. Even if the x pitch and the y pitch are smaller than 1 ⁇ 2 of the fundus beam spot diameter, the effect of further increasing the definition of the generated image is small. Conversely, if the x pitch and y pitch are made larger than 1 ⁇ 2 of the fundus beam spot diameter, the definition deteriorates, but a wide range of images can be acquired with a small data capacity.
  • the x pitch and y pitch may be freely changed according to clinical requirements.
  • FIG. 6A to 6C are examples of OCTA images.
  • FIG. 6A shows an OCT tomographic image, and a plurality of tomographic images at the same position are taken for the construction of an OCTA image, which are 601 to 604, respectively.
  • a motion contrast image is generated.
  • the OCTA image (FIG. 6B) is generated by aligning and stacking them in the three-dimensional direction, extracting motion contrast data of an arbitrary layer range, and projecting it in the depth direction.
  • 6C is an enlarged view of the range 605 in FIG. 6B.
  • step S101 (see FIG. 9)
  • the image processing unit 901 extract the repeated B-scan interfering signal at the position y k (m sheets).
  • step S102 the image processing unit 901 extracts the j-th B scan interference signal.
  • step S103 the image processing unit 901 subtracts the acquired background data from the interference signal.
  • step S104 the image processing unit 901 converts the interference signal obtained by subtracting the background into a wave number function, and performs a Fourier transform.
  • FFT fast Fourier transform
  • zero padding processing may be performed before Fourier transform to increase the interference signal. By performing the zero padding process, the gradation after Fourier transform is increased, and the alignment accuracy can be improved in step 109 described later.
  • step S105 the image processing unit 901 calculates the absolute value of the complex signal obtained by the Fourier transform executed in step S104. This value becomes the intensity of the tomographic image of the scan.
  • step S106 the image processing unit 901 determines whether the index j has reached a predetermined number (m). That is, it is determined whether the intensity calculation of the tomographic image at the position yk has been repeated m times. When the predetermined number is not reached, the process returns to step S102, and the intensity calculation of the tomographic image at the same Y position is repeated. When the predetermined number is reached, the process proceeds to the next step.
  • m a predetermined number
  • step S107 the image processing unit 901 calculates image similarity between tomographic images at the same photographing position of m frames at a certain y k position. Specifically, the image processing unit 901 selects any one of m frame tomographic images as a template, and calculates a correlation value with the remaining m ⁇ 1 frame images.
  • step S ⁇ b> 108 the image processing unit 901 selects an image having the highest correlation that has a correlation with another image that is equal to or greater than a certain threshold among the correlation values calculated in step S ⁇ b> 107.
  • the threshold value can be arbitrarily set, and is set so as to exclude frames in which the correlation as an image has decreased due to blinking of the subject or slight eye movement.
  • OCTA is a technique for discriminating the contrast between a flowing tissue (for example, blood) and a non-flowing tissue among subject tissues based on a correlation value between images.
  • tissue with no flow is extracted based on the premise that the correlation between images is high, so if the correlation is low as an image, it will be erroneously detected when calculating the motion contrast, and the entire image will flow. It will be judged as if it is a certain organization.
  • tomographic images with low correlation are excluded in advance as images, and only images with high correlation are selected.
  • images of m frames acquired at the same position y k are appropriately selected and become q frame images.
  • a possible value of q is 1 ⁇ q ⁇ m.
  • step S109 the image processing unit 901 aligns the tomographic image of the q frame selected in step S108.
  • correlations may be calculated for all combinations with each other, a sum of correlation coefficients may be obtained for each frame, and a frame having the maximum sum may be selected.
  • the position deviation amounts ( ⁇ X, ⁇ Y, ⁇ ) are obtained by matching each frame with a template.
  • NCC Normalized Cross-Correlation
  • the index indicating the degree of similarity can be variously changed as long as it is a scale representing the similarity between the template and the image feature in the frame. For example, Sum of Absolute Difference (SAD), Sum of Squared Difference (SSD), Zero-means Normalized Cross-Correlation (ZNCC), Phase Only Correlation (POC), and Relative Correlation (POC).
  • SAD Sum of Absolute Difference
  • SSD Sum of Squared Difference
  • ZNCC Zero-means Normalized Cross-Correlation
  • POC Phase Only Correlation
  • Relative Correlation POC
  • the image processing unit 901 applies position correction to (q ⁇ 1) frames other than the template in accordance with the positional deviation amounts ( ⁇ X, ⁇ Y, ⁇ ), and aligns the frames. If q is 1, this step is not executed.
  • step S110 the image processing unit 901 calculates a motion contrast.
  • a variance value is calculated for each pixel at the same position between q Intensity images selected in step S108 and aligned in step S109, and the variance value is used as a motion contrast.
  • the motion contrast can be applied as long as it is an index representing a change in the motion contrast value of each pixel of a plurality of tomographic images at the same Y position.
  • the feature amount may be set to 0 and the step may be terminated, or when motion contrast in images before and after y k ⁇ 1 and y k + 1 is obtained, a value may be interpolated from the previous and next variance values.
  • the abnormality may be notified that the feature quantity that could not be calculated correctly is a complementary value.
  • the Y position where the feature amount could not be calculated may be stored, and rescanning may be performed automatically.
  • a warning prompting remeasurement may be sent without performing automatic rescanning.
  • step S111 the image processing unit 901 averages the intensity image that has been aligned in step S109, and generates an intensity averaged image.
  • step S112 the image processing unit 901 performs the threshold processing for the motion contrast output in step S110.
  • the threshold value is calculated by extracting an area where only random noise is displayed on the noise floor from the intensity averaged image output by the image processing unit 901 in step S111, calculating the standard deviation ⁇ , and calculating the average motion contrast value of the noise floor. Set to + 2 ⁇ .
  • the image processing unit 901 sets the value of motion contrast corresponding to the area where each intensity is equal to or less than the threshold value to 0.
  • noise can be reduced by removing motion contrast derived from random noise.
  • the threshold value is smaller, the motion contrast detection sensitivity increases, but the noise component also increases. Also, the larger the noise, the less noise, but the sensitivity of MC motion contrast detection decreases.
  • the threshold is set as the average motion contrast value of the noise floor + 2 ⁇ , but the threshold is not limited to this.
  • step S113 the image processing unit 901 determines whether the index k has reached a predetermined number (n). That is, it is determined whether image correlation calculation, image selection, alignment, intensity image averaging calculation, motion contrast calculation, and threshold processing have been performed at all the n Y positions.
  • n a predetermined number
  • the process returns to step S101, and when the predetermined number is reached, the process proceeds to the next step S114.
  • the intensity average image and motion contrast three-dimensional volume data three-dimensional OCTA data
  • a motion contrast front image integrated in the depth direction is generated for the generated three-dimensional OCTA data.
  • the image depth range to be integrated may be arbitrarily set.
  • the layer boundary of the fundus retina is extracted based on the intensity averaged image generated in step S111, and a motion contrast front image is generated so as to include a desired layer.
  • the image processing unit 901 ends the signal processing flow.
  • OCTA imaging and OCTA image generation can be performed in a desired area.
  • the depth range to be integrated is limited to several layers on the retina surface layer side (from the inner boundary film to the center of the INL) with respect to the three-dimensional OCTA data created from the OCT tomographic image obtained by photographing the macular region as shown in FIG. 6A, FIG.
  • a motion contrast image of the surface layer of the retina is obtained, and a fundus blood vessel image at the center of the macula can be extracted.
  • the AOSLO of this embodiment has both a confocal imaging function that is almost limited to only reflected and scattered light from the focal position of the irradiation beam and a dark field imaging function that also images reflected and scattered light due to multiple scattering other than that. It was set as the structure which has.
  • 201 is a light source, and an SLD light source (Super Luminescent Diode) having a wavelength of 760 nm was used.
  • the wavelength of the light source 201 is not particularly limited, about 750 to 1500 nm is preferably used for fundus imaging in order to reduce glare and maintain resolution of the subject.
  • an SLD light source is used, but a laser or the like is also used.
  • light sources for fundus photographing and wavefront measurement are shared, but each may be a separate light source and combined in the middle of the optical path.
  • the light irradiated from the light source 201 passes through the single mode optical fiber 202 and is irradiated as a parallel light beam (measurement light 205) by the collimator 203.
  • the polarization of the irradiated light is adjusted by a polarization adjuster (not shown) provided in the path of the single mode optical fiber 202.
  • a polarization adjuster not shown
  • the irradiated measurement light 205 is transmitted through a light splitting unit 204 formed of a beam splitter and guided to an optical system of adaptive optics.
  • the compensation optical system includes a light dividing unit 206, a wavefront sensor 215, a wavefront correction device 208, and reflection mirrors 207-1 to 20-4 for guiding them.
  • the reflection mirrors 207-1 to 20-4 are installed so that at least the pupil of the eye 211, the wavefront sensor 215, and the wavefront correction device 208 are optically conjugate.
  • a beam splitter is used as the light dividing unit 206 in the present embodiment.
  • the measurement light 205 transmitted through the light splitting unit 206 is reflected by the reflection mirrors 207-1 and 207-2 and enters the wavefront correction device 208.
  • the measurement light 205 reflected by the wavefront correction device 208 is further reflected by the reflection mirrors 207-3 and 207-4 and guided to the scanning optical system.
  • a deformable mirror is used as the wavefront correction device 208.
  • the deformable mirror is a mirror in which the reflection surface is divided into a plurality of regions, and the wavefront of the reflected light can be changed by changing the angle of each region.
  • a spatial phase modulator using a liquid crystal element instead of the deformable mirror can be used. In that case, two spatial phase modulators may be used to correct both polarizations of light from the eye to be examined.
  • the light reflected by the reflection mirrors 207-3 and 4 is scanned one-dimensionally or two-dimensionally by the scanning optical system 209-1.
  • one resonance scanner and one galvano scanner are used for the main scanning (horizontal direction of the fundus) and the sub-scanning (vertical direction of the fundus) in the scanning optical system 209-1.
  • two galvano scanners may be used for the scanning optical system 209-1.
  • the scanning optical system further includes a tracking mirror 209-2.
  • the tracking mirror 209-2 is composed of two galvanometer scanners, and can move the imaging region in two directions.
  • the scanning optical system 209-1 also serves as the tracking mirror 209-2
  • the tracking mirror 209-2 is configured only in the resonance scanner direction of the scanning optical system 209-1
  • the tracking mirror 209-2 is a two-dimensional mirror.
  • a relay optical system (not shown) is often used.
  • the measuring light 205 scanned by the scanning optical systems 209-1 and 209-2 is irradiated to the eye 211 through the eyepiece lenses 210-1 and 210-2.
  • the measurement light applied to the eye 211 is reflected or scattered by the fundus.
  • a lens is used for the eyepiece, but a spherical mirror or the like may be used.
  • the reflected light reflected or scattered from the retina of the eye 211 travels in the opposite direction along the incident path, and part of the reflected light is reflected by the wavefront sensor 215 by the light splitting unit 206 and used to measure the wavefront of the light beam. It is done.
  • the light beam reflected by the light splitting unit 206 toward the wavefront sensor 215 passes through the relay optical systems 219-1 and 219-2 and enters the wavefront sensor 215.
  • An aperture 220 is installed between the relay optical systems 219-1 and 219-2 so that unnecessary reflected and scattered light from a lens or the like is not incident on the wavefront sensor.
  • a Shack-Hartmann sensor is used as the wavefront sensor 215.
  • the wavefront sensor 215 is connected to the adaptive optics controller 217 and transmits the received wavefront to the adaptive optics controller 217.
  • the wavefront correction device 208 is also connected to the adaptive optics controller 217, and performs modulation instructed by the adaptive optics controller 217.
  • the adaptive optics control unit 217 calculates a modulation amount (correction amount) for each pixel of the wavefront correction device that corrects to a wavefront having no aberration based on the wavefront information acquired from the measurement result of the wavefront sensor 215, and the wavefront Commands the correction device 208 to do so.
  • the measurement of the wavefront and the instruction to the wavefront correction device are repeatedly processed, and feedback control is performed so that the optimum wavefront is always obtained.
  • a part of the reflected light transmitted through the light dividing unit 206 is reflected by the light dividing unit 204, and is condensed near the hole of the perforated mirror 213 by the condenser lens 212.
  • the hole of the perforated mirror 213 is often adjusted to a diameter in the vicinity of the diffraction limit of the measurement light 205 in order to obtain a confocal effect. When the diameter is large, the sensitivity is improved but the resolution is lowered. When the diameter is small, the resolution is high but the sensitivity tends to be lowered.
  • the light that has passed through the hole of the perforated mirror 213 enters the optical sensor 214-1 and is converted into an electrical signal corresponding to the light intensity.
  • the optical sensor 214-1 is connected to the control unit 218.
  • the control unit 218 constructs a planar image based on the obtained electrical signal and the position of optical scanning, and displays it on the display 219 as a confocal image.
  • the light reflected by the mirror portion other than the hole of the perforated mirror 213 is condensed again in the vicinity of the edge of the knife edge 216 through the relay optical system 215, and is divided into approximately half by the knife edge 216.
  • the divided light enters the optical sensors 214-2 and 214-3.
  • the optical sensors 214-2 and 214-3 are converted into electrical signals corresponding to the light intensity, output to the control unit 218, and imaged as a dark field photographed image.
  • the knife edge 216 may divide the condensed light in any way, and the division direction in the horizontal direction and the vertical direction with respect to the paper surface and the division ratio are not half and non-uniform division such as 40:60 is also possible. . Further, it is possible to divide into more components instead of two. It is also possible to dynamically change such a division method during shooting.
  • the tracking mirror 209-2 is controlled by a tracking control unit (not shown).
  • the tracking control unit obtains the image signal of the imaging unit from the control unit 218, calculates the amount of deviation due to fixation fixation in the imaging region set on the fundus of the eye 211, and controls the tracking mirror 209-2. Control is performed so that the photographing area is always kept at a predetermined position.
  • FIG. 7A1 is a confocal image (planar moving image). Since the blood vessel layer is focused, only blood cells in the blood vessel are partially observed with high brightness.
  • FIG. 7B1 and FIG. 7C1 are dark-field images (planar moving images), which are generated based on signals detected on the right and left sides of the knife edge. Since these images simultaneously acquire the reflected light from the fundus using different methods, the images are constructed from signals derived from exactly the same shooting position. In AOSLO, such images are taken continuously, and each plane moving image is acquired.
  • the image processing unit 901 creates a motion contrast image by analyzing the luminance change between each image captured continuously in AOSLO.
  • a motion contrast image (FIG. 7A2) is obtained from the confocal image (FIG. 7A1)
  • a motion contrast image as shown in FIG. 7B2 is obtained from FIG. 7B1
  • a motion contrast image is obtained from FIG. 7C1.
  • FIGS. 8A to 8C are examples in which the photoreceptor layer is photographed.
  • FIG. 8A is a confocal image, in which a white bright spot is a photoreceptor cell, in which a shadow of a black blood vessel is reflected.
  • FIG. 8B shows an example of photographing at that time.
  • Reference numeral 801 denotes a confocal image
  • reference numeral 802 denotes a blood vessel shadow on the confocal image of the photoreceptor layer.
  • Reference numeral 803 indicates a bright spot that is visible when light passes through only the position of the blood cell. When the blood cell moves, the bright spot moves while drawing a locus like 804. The direction and velocity of the blood flow are analyzed by spatiotemporal image analysis of the bright spot.
  • FIG. 8C is a spatiotemporal image of the blood vessel 802.
  • the spatiotemporal image 805 is arranged with respect to the time T with respect to the pixel row Pt along the blood vessel 802, and reference numeral 806 indicates a blood cell trajectory (white bright line in the spatiotemporal image).
  • blood flow information such as the direction and speed of blood cell movement is calculated. Similar to creating spatiotemporal images from photoreceptor cell images and generating blood flow information, blood flow information can also be generated from confocal images focused on blood vessel layers and non-confocal images in the same way. Good.
  • the image processing unit 901 is connected to the OCT apparatus 903 and the AOSLO apparatus 904, and can acquire respective data.
  • the analyzed data is displayed on the display 902.
  • the image processing unit 901 is described separately from the OCT apparatus 903 and the AOSLO apparatus 904 in FIG. 9, it can be implemented as one function of the OCT apparatus 903 and the AOSLO apparatus 904.
  • step S201 an analysis target layer is selected in accordance with an instruction of the layer to be analyzed by the operator.
  • step S202 an OCTA image corresponding to the selected layer is acquired.
  • an OCTA image may be acquired from an already generated OCTA image, or an OCTA image may be generated using the OCT data of the layer at this time.
  • step S203 the position in the plane direction to be analyzed is specified. The position in the plane direction may be based on SLO image information attached to the OCT data, or may be calculated as a distance from a reference point having a certain feature based on an OCT Enface image.
  • the focus position in the corresponding AOSLO device is calculated from the depth information of the analysis layer. Based on the obtained focus information and position information, the AOSLO moving image is acquired in step S205.
  • the acquired AOSLO moving image may be a confocal image, a dark-field captured image, or an image obtained by calculating them.
  • step S206 the OCTA image and the AOSLO image are aligned. This alignment may be performed by comparing the OCTA image and the AOSLO moving image, or may be performed using a motion contrast image created from the AOSLO image.
  • step S207 a blood vessel region is extracted from the OCTA image, and in step S208, a spatiotemporal image corresponding to the blood vessel region is created from the AOSLO moving image.
  • the obtained spatiotemporal image is analyzed in step S209 to obtain blood flow information such as the moving direction and speed of the blood cells.
  • step S210 an OCTA image is displayed.
  • a blood flow information display method is selected based on the operator's instruction, and in step S215, the blood flow information is displayed together with the OCTA image.
  • Examples of the display method include displaying blood flow as a line on the blood vessel region as in step S212, changing the line width, color, and linearity according to the blood flow condition, or displaying the blood flow rate and blood as in step S213.
  • the blood vessel region is colored according to the flow direction, or blood flow information is displayed as characters in the vicinity of the blood vessel region as in step S214.
  • FIG. 11A is a display example of each image.
  • an AOSLO moving image 1101 at the same location an AOSLO motion contrast image 1102 (AOSLO angio) created based on the AOSLO moving image 1101, and an OCTA image 1103 at the position are displayed.
  • AOSLO angio AOSLO motion contrast image 1102
  • FIG. 11B shows an example in which the direction of blood flow is displayed on the OCTA image.
  • a line 1104 indicating the direction of blood flow is superimposed on the blood vessel region of OCTA and displayed.
  • FIG. 11C shows an example in which the direction of blood flow and the blood flow velocity are displayed on the OCTA image.
  • a line indicating the blood flow is 1105, and the display color is changed or the line width is changed according to the blood flow velocity.
  • blood flow information is superimposed and displayed as characters 1106 in the vicinity of the blood vessel region.
  • An arrow is shown as an example of blood flow, but the present invention is not limited to this, and a moving image display in which symbols such as white bright spots representing blood cells move along blood vessels according to the direction of blood flow / blood flow ( Animation display).
  • a blood vessel region of AOSLO may be extracted and superimposed on a blood vessel corresponding to the OCTA image as a moving image.
  • the positional relationship between the position of the optic nerve head and the blood vessel to be analyzed can be understood, so that the blood vessel being analyzed based on the positional information and the direction of blood flow Whether it is an artery or a vein may be estimated and displayed as blood flow information in an identifiable manner.
  • the AOSLO still image and the OCT tomographic image are not displayed, but these may be displayed and blood flow information may be displayed thereon. Further, in order to emphasize the blood flow information display, it is also possible to enlarge / reduce the image or moving image of the area.
  • the operator can comprehend the vascular blood flow state of the subject in a composite manner, and can determine the characteristics of each blood vessel and blood flow. It becomes possible.
  • an AOSLO image is designated based on an instruction from the operator.
  • the focus position is specified in step S302, and the XY position is specified in step S303.
  • the AO state at that time is stored as additional information, and the focus position taken from the AO state can be known.
  • the visual cell layer which is the highest luminance layer, is often the focus origin, so that it is possible to know how much optical power has been applied and to know the amount of focus movement. More precisely, the exact amount of movement can be determined by using parameters such as the diopter of the subject and the pupil position at the time of imaging.
  • the layer in the retina is specified from the focus information.
  • step S305 an OCTA image of the layer is acquired.
  • the OCTA image has a larger imaging range than the AOSLO image
  • an OCTA image region in a range corresponding to the AOSLO imaging range is specified in step S306.
  • step S307 OCTA and AOSLO are aligned.
  • step S308 a blood vessel region is extracted from the OCTA image, and in step S309, a spatiotemporal image corresponding to the blood vessel region is created from the AOSLO moving image.
  • the obtained spatiotemporal image is analyzed in step S310 to obtain blood flow information such as blood cell movement direction and velocity.
  • step S311 an OCTA image is displayed.
  • step S312 a blood flow information display method is selected, and in step S316, blood flow information is displayed together with the OCTA image.
  • An example of the display method is the same as in the first embodiment. Similar to the embodiment, the GUI display example has a configuration as shown in FIGS. 11A to 11C.
  • Embodiment 3 the configuration of a fundus imaging apparatus to which the present invention is applied will be described with reference to FIG.
  • an example of adaptive optics OCT-SLO will be described in which an object to be measured is an eye and both functions of AOSLO and AOOCT are provided in the same apparatus.
  • 318 is an AOSLO unit
  • 324 is an AOOCT unit
  • 301 is a light source, and an SLD light source (Super Luminescent Diode) having a wavelength of 760 nm was used.
  • the wavelength of the light source 301 is not particularly limited, about 750 to 1500 nm is preferably used for fundus imaging in order to reduce the glare of the subject and maintain the resolution.
  • an SLD light source is used, but a laser or the like is also used.
  • light sources for fundus photographing and wavefront measurement are shared, but each may be a separate light source and combined in the middle of the optical path.
  • a wavelength different from the wavelength of the OCT light source is selected in order to branch from the optical path to the OCT, and the optical path is branched by the dichroic mirror.
  • the light irradiated from the light source 301 passes through the single mode optical fiber 302 and is irradiated as a parallel light beam (measurement light 305) by the collimator 303.
  • the polarization of the irradiated light is adjusted by a polarization adjuster (not shown) provided in the path of the single mode optical fiber 302.
  • a polarization adjuster not shown
  • the irradiated measurement light 305 passes through a light splitter 304 formed of a beam splitter, and further passes through a beam splitter 319 for splitting with OCT, and is guided to an optical system of adaptive optics.
  • the compensation optical system includes a light splitting unit 306, a wavefront sensor 314, a wavefront correction device 308, and reflection mirrors 307-1 to 307-1 for guiding them.
  • the reflection mirrors 307-1 to 307-1 are installed so that at least the pupil of the eye 311 and the wavefront sensor 314 and the wavefront correction device 308 are optically conjugate.
  • a beam splitter is used as the light splitting unit 306 in the present embodiment.
  • the measurement light 305 transmitted through the light splitting unit 306 is reflected by the reflection mirrors 307-1 and 307-2 and enters the wavefront correction device 308.
  • the measurement light 305 reflected by the wavefront correction device 308 is further reflected by the reflection mirrors 307-3 and 307-4 and guided to the scanning optical system.
  • a deformable mirror is used as the wavefront correction device 308.
  • the deformable mirror is a mirror in which the reflection surface is divided into a plurality of regions, and the wavefront of the reflected light can be changed by changing the angle of each region.
  • a spatial phase modulator using a liquid crystal element instead of the deformable mirror can be used. In that case, two spatial phase modulators may be used to correct both polarizations of light from the eye to be examined.
  • the light reflected by the reflection mirrors 307-3 and 4 is scanned one-dimensionally or two-dimensionally by the scanning optical system 309-1.
  • one resonance scanner and one galvano scanner are used for the main scanning (horizontal direction of the fundus) and the sub-scanning (vertical direction of the fundus) in the scanning optical system 309-1.
  • two galvano scanners may be used for the scanning optical system 309-1.
  • the scanning optical system further has a tracking mirror 309-2.
  • the tracking mirror 309-2 is composed of two galvanometer scanners, and can move the imaging region in two directions.
  • the scanning optical system 309-1 also serves as the tracking mirror 309-2
  • the tracking mirror 309-2 is configured only in the resonance scanner direction of the scanning optical system 309-1
  • the tracking mirror 309-2 is a two-dimensional mirror.
  • a relay optical system (not shown) is often used.
  • the measuring light 305 scanned by the scanning optical systems 309-1 and 309-2 is irradiated to the eye 311 through the eyepieces 310-1 and 310-2.
  • the measurement light applied to the eye 311 is reflected or scattered by the fundus.
  • a lens is used for the eyepiece, but a spherical mirror or the like may be used.
  • Reflected light reflected or scattered from the retina of the eye 311 travels in the reverse direction when incident, and is partially reflected by the light splitting unit 306 to the wavefront sensor 314 and used to measure the wavefront of the light beam. It is done.
  • the light beam reflected by the light splitting unit 306 toward the wavefront sensor 314 passes through the relay optical systems 316-1 and 316-2 and enters the wavefront sensor 314.
  • An aperture 317 is installed between the relay optical systems 316-1 and 316-2 so that unnecessary reflected and scattered light from a lens or the like is not incident on the wavefront sensor.
  • a Shack-Hartmann sensor is used as the wavefront sensor 314.
  • the wavefront sensor 314 is connected to the adaptive optics controller 315 and transmits the received wavefront to the adaptive optics controller 315.
  • the wavefront correction device 308 is also connected to the adaptive optics controller 315 and performs modulation instructed by the adaptive optics controller 315.
  • the adaptive optics control unit 315 calculates a modulation amount (correction amount) for each pixel of the wavefront correction device that corrects to a wavefront having no aberration based on the wavefront acquired from the measurement result of the wavefront sensor 314, and corrects the wavefront. Commands device 308 to do so.
  • the measurement of the wavefront and the instruction to the wavefront correction device are repeatedly processed, and feedback control is performed so that the optimum wavefront is always obtained.
  • the reflected light that has passed through the light splitting unit 306 is partly reflected by the light splitting unit 304, collected by the condensing lens 312 on the optical sensor 313 having a pinhole, and converted into an electrical signal corresponding to the light intensity.
  • the optical sensor 313 is connected to the control unit 334, and the control unit 334 constructs a planar image based on the obtained electrical signal and the position of optical scanning, and displays it on the display 335 as an SLO image.
  • AOOCT unit which includes a light source 320, a fiber coupler 321, a reference optical path 325, and a spectrometer 326 as main units.
  • an SLD light source having a wavelength of 840 nm was used.
  • the light source 320 only needs to have a low interference property, and an SLD having a wavelength width of 30 nm or more is preferably used.
  • an ultrashort pulse laser such as a titanium sapphire laser can be used as a light source.
  • it is desirable that the wavelength is different from that of the light source of the SLO and the light is branched by a dichroic mirror or the like.
  • the light emitted from the light source 320 is guided to the fiber coupler 321 through the single mode optical fiber.
  • the fiber coupler 321 branches the signal light path 322 and the reference light path.
  • a fiber coupler having a branching ratio of 10:90 was used, and 10% of the input light amount went to the signal light path 322.
  • the light that has passed through the signal light path 322 is irradiated with measurement light as parallel light by the collimator 323.
  • the polarization of the irradiated light is adjusted by a polarization adjuster (not shown) provided in the path of the single mode optical fiber 322.
  • a polarization adjuster (not shown) provided in the path of the single mode optical fiber 322.
  • an optical component for adjusting polarization is arranged in the optical path after being emitted from the collimator 323.
  • an optical element for adjusting the dispersion characteristic of the measurement light and an optical element for adjusting the chromatic aberration characteristic are provided in the optical path.
  • the measurement light is combined with the SLO measurement light by the beam splitter 319 for light branching, and follows the same optical path as the SLO as the measurement light 305 to irradiate the eye 311 to be examined. Similar to SLO, the light scattered and reflected from the eye 311 travels in the same direction as the forward path in the opposite direction, is reflected by the beam splitter 319, and returns to the fiber coupler 321 through the optical fiber 322.
  • the wavefront of the OCT light is also measured by the wavefront sensor 314 and corrected by the wavefront correction device 308.
  • the wavefront correction method is not limited to such a method, and an optical filter is added in front of the wavefront sensor 314 when measuring only the wavefront of OCT light or measuring only the wavefront of SLO light. It is supposed to be configured. Also, it is possible to control to switch the light to be measured by dynamically inserting and removing or changing the optical filter.
  • the reference light that has passed through the reference light path is emitted by the collimator 327, reflected by the optical path length variable unit 329, and returned to the fiber coupler 321 again.
  • the signal light and the reference light that have reached the fiber coupler 321 are combined and guided to the spectroscope 326 through the optical fiber.
  • the light that enters the spectroscope 326 is emitted from the collimator 330 and is split by the grating 331 for each wavelength.
  • the split light is applied to the line sensor 333 through the lens system 332.
  • the line sensor 333 may be composed of a CCD sensor or a CMOS sensor.
  • a tomographic image of the fundus is constructed by the control unit 334.
  • the control unit 334 controls the optical path length variable unit 329 and can acquire an image at a desired depth position.
  • the control unit 334 also controls the scanning units 309-1 and 309-2 at the same time, and can acquire an interference signal at an arbitrary position.
  • Three-dimensional volume data is acquired by creating a tomographic image from the obtained interference signal.
  • the OCT scan pattern control and the OCTA image construction method are the same as those in the first embodiment.
  • This embodiment is an apparatus in which AOOCT and AOSLO are combined, and both images are acquired simultaneously.
  • the shooting position of both images is the same as the focus position, and in AOOCT shooting, since the focus is generally designated for the layer of interest, the focus position and the position of the layer to be analyzed are also the same. Therefore, by specifying either the AOOCT image or AOSLO, the position and layer to be analyzed are determined, and the target AOOCT and AOSLO data are determined.
  • step S401 an AOOCT image to be analyzed is selected based on an instruction from the operator.
  • step S402 an AOSLO image corresponding to the selected layer is acquired.
  • an AOSLO image recorded at the same timing may be acquired.
  • step S403 a blood vessel region is extracted from the OCTA image.
  • step S404 a spatiotemporal image corresponding to the blood vessel region is created from the AOSLO moving image.
  • the obtained spatiotemporal image is analyzed in step S405 to obtain blood flow information such as the direction and speed of blood cells.
  • step S406 an OCTA image is displayed.
  • step S407 a blood flow information display method is selected, and in step S411, the blood flow information is displayed together with the OCTA image.
  • An example of the display method is selected in steps S408, S409, and S410 as in steps S212, S213, and S214 of the first embodiment. Similar to the first embodiment, the GUI display example has a configuration as shown in FIGS. 11A to 11C.
  • the present invention can also be applied to an object to be inspected other than the eye, such as skin or organ.
  • the present invention has an aspect as a medical device such as an endoscope other than the ophthalmologic photographing apparatus. Therefore, it is preferable that the present invention is grasped as an image processing apparatus exemplified by an ophthalmologic photographing apparatus, and the eye to be examined is grasped as one aspect of the inspection object.
  • the present invention can also be achieved by configuring the apparatus as follows. That is, a recording medium (or storage medium) that records software program codes (computer programs) that implement the functions of the above-described embodiments may be supplied to the system or apparatus. In addition to the form of the recording medium, a computer-readable recording medium may be used. Then, the computer (or CPU or MPU) of the system or apparatus reads and executes the program code stored in the recording medium. In this case, the program code itself read from the recording medium realizes the functions of the above-described embodiment, and the recording medium on which the program code is recorded constitutes the present invention.
  • the embodiment can also be realized by a circuit (for example, ASIC) that realizes one or more functions.

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Abstract

被検査物の撮影領域の複数の断層画像と複数の平面画像を処理する画像処理装置であって、前記複数の断層画像からモーションコントラスト画像を生成する第１の生成手段と、前記複数の平面画像から血流情報を生成する第２の生成手段と、前記モーションコントラスト画像に前記血流情報を表示する制御手段とを有する。

Description

画像処理装置およびその制御方法
　本発明は、画像処理装置およびその制御方法に関し、特に、被検眼の画像を処理する画像処理装置およびその制御方法に関する。
　近年、眼科用の撮影装置として、眼底に２次元的にレーザ光を照射してその反射光を受光して平面画像を取得するＳＬＯ（Ｓｃａｎｎｉｎｇ　Ｌａｓｅｒ　Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ：走査レーザ検眼鏡）や、低コヒーレンス光の干渉を利用したイメージング装置が開発されている。低コヒーレンス光の干渉を利用したイメージング装置は、ＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：光干渉断層装置あるいは光干渉断層法）と呼ばれ、特に、眼底あるいはその近傍の断層画像を得る目的で用いられている。ＯＣＴの種類としては、ＴＤ－ＯＣＴ（Ｔｉｍｅ　Ｄｏｍａｉｎ　ＯＣＴ：タイムドメイン法）や、ＳＤ－ＯＣＴ（Ｓｐｅｃｔｒａｌ　Ｄｏｍａｉｎ　ＯＣＴ：スペクトラルドメイン法）等を含め、種々のものが開発されてきている。
　特に、このような眼科用の撮影装置は、近年において、照射レーザの高ＮＡ化等によってさらなる高解像度化が進められている。しかしながら、眼底を撮影する場合には、角膜や水晶体等の眼の光学組織を通して撮影をしなければならない。そのため、高解像度化が進むに連れて、これら角膜や水晶体の収差が撮影画像の画質に大きく影響するようになってきた。
　そこで、眼の収差を測定し、その収差を補正する補償光学（Ａｄａｐｔｉｖｅ　Ｏｐｔｉｃｓ：ＡＯ）機能を光学系に組み込んだ、ＡＯＳＬＯやＡＯＯＣＴの研究が進められている。例えば、非特許文献１に、ＡＯＯＣＴが開示されている。これらＡＯＳＬＯやＡＯＯＣＴは、一般的にはシャックハルトマン波面センサー方式によって眼の波面を測定する。シャックハルトマン波面センサー方式とは、眼に測定光を入射し、その反射光を、マイクロレンズアレイを通してＣＣＤカメラに受光することによって波面を測定するものである。測定した波面を補正するように可変形状ミラーや、空間位相変調器を駆動し、それらを通して眼底の撮影を行うことにより、ＡＯＳＬＯやＡＯＯＣＴは高分解能な撮影が可能となる。
　また最近、造影剤を用いずに網膜の血管等の構造を撮影する方法として、ＯＣＴを用いた血管造影法（ＯＣＴ　Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴＡ）が利用されている。ＯＣＴＡでは、ＯＣＴにより取得した三次元のモーションコントラストデータを二次元平面に投影することで、血管画像（以下、ＯＣＴＡ画像という。）を生成する。ここで、モーションコントラストデータとは、測定対象の同一断面をＯＣＴで繰り返し撮影し、その撮影間における測定対象の時間的な変化を検出したデータである。モーションコントラストデータは、例えば、複素ＯＣＴ信号の位相やベクトル、強度の時間的な変化を差、比率、又は相関等から計算することによって得られる（特許文献１）。
　同様に、ＳＬＯやＡＯＳＬＯにおいては、画像から血管領域を特定し、その時空間画像を解析することで血管内の粒子の動作や血流を解析することが可能である。ＡＯＳＬＯでは焦点深度が浅いために、撮影される層の範囲は数十μｍに限定され、ほぼ網膜の１層のみの血流が解析可能である。
　また、ＯＣＴＡと同様に、ＳＬＯやＡＯＳＬＯにおいても、その平面画像のモーションコントラストデータから血管画像（以下ＳＬＯＡ、ＡＯＳＬＯＡ画像）を生成する方法も研究されている。ＳＬＯのモーションコントラストデータもＯＣＴＡのモーションコントラストデータと同じく、測定対象の同撮影位置における時間的な変化を検出したデータである。しかしながら、ＳＬＯ画像とは特定平面の連続動画であるため、ＯＣＴＡのような特定断層の切り出しや、平面への投射といった処理をすることなく、モーションコントラストデータを作成することが可能である。
特開２０１５－１３１１０７
Ｙ．Ｚｈａｎｇ　ｅｔ　ａｌ，Ｏｐｔｉｃｓ　Ｅｘｐｒｅｓｓ，Ｖｏｌ．１４，Ｎｏ．１０，１５Ｍａｙ２００６
　ＯＣＴＡにおいては、その元データとなるＯＣＴ画像を撮像したＯＣＴの性能により、描出できる変化が限定される。例えば、一般的なＯＣＴでは２０μｍ程度の水平方向解像度しかないため、その解像度以下の画像上の構造物や変化をとらえることができない。また、ＯＣＴＡは断層画像間の変化量を画像化するため、網膜の血管構造を描出することが可能であるが、血管内の血流の方向や速度などの情報を取得することができない。血管の微細な構造も血流の方向もわからないため、描出している血管が動脈なのか静脈なのかも判別困難である。
　一方でＡＯＳＬＯでは横解像度が非常に高く、細胞レベルの非常に微細な変化も捉えることが可能で、血管であれば内部の血球レベルの変化まで捉えることが可能である。しかし、ＡＯＳＬＯは横解像度が高い反面、一般的な眼底撮影装置に対して相対的に撮影画角が狭くなり、全体像を把握することが困難であった。また、ＡＯＳＬＯを含むＳＬＯは平面撮影のため、特定のフォーカス位置のみ撮影可能で、フォーカス深度外の情報がなく、上下方向の構造物との構造的関連性を把握しにくかった。
　本発明は、上記問題を鑑み、ＯＣＴやＯＣＴＡで描出可能な網膜上の血管構造と、ＳＬＯやＡＯＳＬＯで撮影可能な血流情報を解析し、単独の画像では取得できない情報を提供する画像処理装置を提供することを目的とする。
　上記課題を解決するために本発明の画像処理装置は、被検査物の撮影領域の複数の断層画像と複数の平面画像を処理する画像処理装置であって、前記複数の断層画像からモーションコントラスト画像を生成する第１の生成手段と、前記複数の平面画像から血流情報を生成する第２の生成手段と、前記モーションコントラスト画像に前記血流情報を表示する制御手段とを有する。
本発明の実施形態１におけるＯＣＴ装置の構成例の模式図である。 本発明の実施形態１におけるＡＯＳＬＯ装置の構成例の模式図である。 本発明の実施形態３におけるＡＯＯＣＴ－ＳＬＯ装置の構成例の模式図である。 実施形態１における標準的な制御ステップを示すフローチャートである。 実施形態１のスキャンパターン例である。 実施形態１のスキャンパターン例である。 ＯＣＴの画像例である。 ＯＣＴの画像例である。 ＯＣＴの画像例である。 ＡＯＳＬＯの画像例である。 ＡＯＳＬＯの画像例である。 ＡＯＳＬＯの画像例である。 ＡＯＳＬＯの画像例である。 ＡＯＳＬＯの画像例である。 ＡＯＳＬＯの画像例である。 ＡＯＳＬＯの視細胞画像および血流解析例である。 ＡＯＳＬＯの視細胞画像および血流解析例である。 ＡＯＳＬＯの視細胞画像および血流解析例である。 実施形態１の画像処理ユニット構成の模式図である。 実施形態１の画像処理ユニットの制御ステップを示すフローチャートである。 実施形態１の解析結果表示画面の一例である。 実施形態１の解析結果表示画面の一例である。 実施形態１の解析結果表示画面の一例である。 実施形態２の画像処理ユニットの制御ステップを示すフローチャートである。 実施形態３の画像処理ユニットの制御ステップを示すフローチャートである。
　以下、本発明の一実施形態を、図面を用いて詳細に説明する。以下の説明は本質的に、説明的及び例示的なものにすぎず、いかなる形でも、本開示及びその用途又は使用を限定することを意図していない。実施形態において示されるコンポーネントの相対的構成、並びに、ステップ、数値表現及び数値は、別段の具体的な指示がない限り、本開示の範囲を限定しない。当業者によってよく知られている技法、方法及びデバイスは、以下で論考する実施形態を可能にするために当業者がこれらの詳細を知る必要がないので、詳細に論考されていない場合がある。
　［実施形態１］
　実施形態１として、本発明を適用した眼底画像を撮影する撮影装置および画像処理ユニットの構成について図１、図２、図９を用いて説明する。
　なお、本実施形態においては、測定対象である被検査物を眼とし、ＯＣＴ装置と眼で発生する収差を補償光学系で補正して眼底を撮影するＡＯＳＬＯの装置との組み合わせによる一例について説明する。
　図１がＯＣＴの構成を示す図であり、図２がＡＯＳＬＯの構成を示す図であり、図９がこれらの装置で得られたデータを解析する画像処理ユニット他の構成との関係を示した構成図である。
　図１において、１１０がＯＣＴユニットである。ＯＣＴユニット１１０の主要なユニットとして、光源１０１、ファイバーカプラー１０２、参照光学系１１１、検出光学系１１２および接眼光学系から構成されている。
　１０１は光源であり、波長８４０ｎｍのＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ　ＬｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔＤｉｏｄｅ）光源を用いた。光源１０１は低干渉性のものであれば良く、波長幅３０ｎｍ以上のＳＬＤが好適に用いられる。また、チタンサファイアレーザなどの超短パルスレーザなどを光源に用いることもできる。
　光源１０１から照射された光は、単一モード光ファイバーを通って、ファイバーカプラー１０２まで導光される。ファイバーカプラー１０２によって、測定光経路１０３と参照光経路１１３に分岐される。ファイバーカプラーは１０：９０の分岐比のものを使用し、投入光量の１０％が測定光経路１０３に行くように構成した。
　測定光経路１０３を通った光は、コリメータ１０４により、測定光１０５が平行光線として照射される。照射される光の偏光は、単一モード光ファイバー１０３の経路に具備された不図示の偏光調整器により調整される。別の構成としては、コリメータ１０４から出射された後の光路に偏光を調整する光学部品を配置する構成がある。また、光路中に測定光の分散特性を調整する光学素子や色収差特性を調整する光学素子を具備する場合もある。
　測定光１０５は反射ミラー１０６－１～３や不図示のレンズ等でリレーされ、走査光学系１０７－１によって、１次元もしくは２次元に走査される。本実施形態では走査光学系１０７－１に主走査用（眼底水平方向）と副走査用（眼底垂直方向）として二つのガルバノスキャナーを用いた。走査光学系１０７－１内の各スキャナーを光学的な共役状態にするために、各スキャナーの間にミラーやレンズといった光学素子を用いる装置構成の場合もある。本実施形態では、走査光学系にさらにトラッキングミラー１０７－２を持つ。トラッキングミラー１０７－２は２つのガルバノスキャナーから構成され、眼１０９の眼底に設定される撮影領域をさらに２方向に移動させることが可能である。別の構成では、走査光学系１０７－１がトラッキングミラー１０７－２を兼ねる構成もある。また、１０７－１と１０７－２を光学的に共役関係とするために、不図示のリレー光学系が用いられることが多い。
　走査光学系１０７－１および１０７－２で走査された測定光１０５は、接眼レンズ１０８－１および１０８－２を通して眼１０９に照射される。眼１０９に照射された測定光１０５は、眼底の網膜で反射もしくは散乱される。接眼レンズ１０８－１および１０８－２の位置を調整することによって、眼１０９の視度にあわせて最適な照射を行うことが可能となる。ここでは、接眼部にレンズを用いたが、球面ミラー等で構成しても良い。
　眼１０９の眼底の網膜から反射もしくは散乱された反射光は、入射した時の経路を逆向きに進行し、コリメータ１０４を通して光ファイバー１０３に入り、ファイバーカプラー１０２に戻る。
　一方、参照光経路１１３を通った参照光はコリメータ１１４で出射され、光路長可変部１１６で反射して再度ファイバーカプラー１０２に戻る。
　ファイバーカプラー１０２に到達した反射光と参照光は合波されて干渉光となり、光ファイバー１１７を通して検出光学系１１２に導光される。検出光学系１１２に入った干渉光はコリメータ１１８で出射され、グレーティング１１９により波長ごとに分光される。分光された光はレンズ系１２０を通してラインセンサー１２１に照射される。ラインセンサー１２１はＣＣＤセンサーで構成される場合もあるし、ＣＭＯＳセンサーで構成される場合もある。
　検出光学系１１２によって分光された干渉光をもとに、制御部１２２によって眼底の断層画像が構成される。制御部１２２は光路長可変部１１６を制御し、所望の深さ位置の画像を取得できる。また、制御部１２２は走査部１０７－１、１０７－２も同時に制御しており、任意の位置の干渉信号が取得可能である。一般的には、走査部１０７－１、１０７－２によって眼底上に設定される撮影領域をラスタースキャンし、その各々の位置での干渉信号が位置情報と同時に記録される。得られた干渉信号から断層画像を作成することにより、３次元ボリュームデータが取得される。
　次に、図５Ａ、Ｂを用いて本実施形態のスキャンパターンの一例を説明する。図５Ａは任意のスキャンについて、図５Ｂは本実施形態で具体的に実行した数値を反映させた図である。ＯＣＴＡでは血流によるＯＣＴ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ＯＣＴ装置は同じ場所でのＢスキャンをｍ回繰り返しつつ、ｎ箇所のｙポジション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５Ａに示す。眼底平面上でｙ１～ｙｎのｎ箇所のｙポジションについて、Ｂスキャンをｍ回繰り返す。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。その一方でスキャン時間が長くなり、スキャン中の眼の動き（固視微動）によりＯＣＴＡ画像にモーションアーチファクトが発生する問題と被検者の負担が増える。本実施形態では両者のバランスを考慮してｍ＝４（図５Ｂ）として実施した。なお、ＯＣＴ装置のＡスキャン速度、被検体の眼底表面画像の運動解析に応じて、繰り返し数ｍを変更してもよい。図５Ａにおいてｐは１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、上述のモーションアーチファクトおよび患者負担の問題が生じる。本実施形態では両者のバランスを考慮してｎ＝ｐ＝３００として実施した。なお、上記ｎ，ｐは適宜自由に変更が可能である。また、図５ＡにおけるΔｘは隣り合うｘポジションの間隔（ｘピッチ）であり、Δｙは隣り合うｙポジションの間隔（ｙピッチ）である。本実施形態ではｘピッチ、ｙピッチは眼底における照射光のビームスポット径の１／２として決定し、本実施形態では、１０μｍ（図５Ｂ）とする。ｘピッチ、ｙピッチを眼底上ビームスポット径の１／２とすることで生成する画像を高精細に形成することができる。ｘピッチ、ｙ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それ以上高くする効果は小さい。逆にｘピッチ、ｙピッチを眼底ビームスポット径の１／２より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。臨床上の要求に応じてｘピッチ、ｙピッチを自由に変更してもよい。本実施形態の撮影範囲は、ｘ方向がｐ×Δｘ＝３ｍｍ、ｙ方向がｎ×Δｙ＝３ｍｍである（図５Ｂ参照）。
　図６Ａ～ＣがＯＣＴＡ画像の例である。図６ＡがＯＣＴ断層画像であり、ＯＣＴＡ画像構築のために同じ位置の断層画像が複数枚撮影され、それぞれ６０１～６０４となっている。各断層画像６０１～６０４のそれぞれの画像間の差異を計算することにより、モーションコントラスト画像が生成される。それを３次元方向に位置合わせスタックし、任意の層範囲のモーションコントラストデータを抜き出して深さ方向に投影することにより、ＯＣＴＡ画像（図６Ｂ）が生成される。図６Ｂの範囲６０５を拡大したものが図６Ｃである。
　次に、図６Ｂの様なＯＣＴＡ画像を生成する方法について、図４を用いて説明する。
　ステップＳ１０１において、画像処理ユニット９０１（図９参照）はポジションｙｋにおける繰り返しＢスキャン干渉信号（ｍ枚分）を抜き出す。ステップＳ１０２において、画像処理ユニット９０１はｊ番目のＢスキャン干渉信号を抜き出す。
　ステップＳ１０３において、画像処理ユニット９０１は取得したバックグラウンドデータを当該干渉信号から減算する。
　ステップＳ１０４において、画像処理ユニット９０１は、バックグラウンドを減算した干渉信号に対して波数関数に変換処理を施し、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。尚、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１０９において位置合わせ精度を向上させることが出来る。
　ステップＳ１０５において、画像処理ユニット９０１は、ステップＳ１０４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。この値が当該スキャンの断層画像のＩｎｔｅｎｓｉｔｙとなる。
　ステップＳ１０６において、画像処理ユニット９０１はインデックスｊが、所定数（ｍ）に到達したかを判断する。すなわち、ポジションｙｋでの断層画像のＩｎｔｅｎｓｉｔｙ計算がｍ回繰り返されたかを判断する。所定数に満たない場合はステップＳ１０２に戻り、同一Ｙ位置における断層画像のＩｎｔｅｎｓｉｔｙ計算を繰り返す。所定数に達した場合は、次ステップへ進む。
　ステップＳ１０７において、画像処理ユニット９０１はあるｙｋポジションにおけるｍフレームの同一撮影位置の断層画像の間で、画像の類似度を計算する。具体的には、画像処理ユニット９０１はｍフレームの断層画像の内、任意の一枚をテンプレートとして選択し、残りのｍ－１フレームの画像との相関値を算出する。
　ステップＳ１０８において、画像処理ユニット９０１はステップＳ１０７で算出した相関値の中で、他の画像との相関が一定の閾値以上である相関が最も高い画像を選択する。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排除することができるように設定する。前述したように、ＯＣＴＡでは、被検体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を計算する際に誤検出となり、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断層画像を排除し、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ｙｋで取得されたｍフレームの画像は適宜取捨選択され、ｑフレームの画像となる。ここで、ｑの取りうる値は、１≦ｑ≦ｍである。
　ステップＳ１０９において、画像処理ユニット９０１は、ステップＳ１０８にて選択されたｑフレームの断層画像の位置合わせを行う。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、フレーム別に相関係数の和を求め、その和が最大となるフレームを選択してもよい。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。
　本実施形態では、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。
　次に画像処理ユニット９０１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（ｑ－１）フレームに適用し、フレームの位置合わせを行う。ｑ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Ｓ１１０において、画像処理ユニット９０１はモーションコントラストを計算する。本実施形態では、ステップＳ１０８で選択し、ステップＳ１０９で位置合わせを行ったｑ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とする。モーションコントラスト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は同一Ｙ位置での複数の断層画像の各ピクセルのモーションコントラスト値の変化を表す指標であれば適用が可能である。尚、ｑ＝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ｙｋの位置においてモーションコントラスト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ｙｋ－１、ｙｋ＋１の画像におけるモーションコントラストが得られる場合、前後の分散値から値を補間しても良い。この場合、正しく計算できなかった特徴量は補完値であるとして異常を通知しても良い。また、特徴量の計算が出来なかったＹ位置を記憶しておき、自動で再スキャンを行っても良い。或いは、自動の再スキャンを行うことをせず、再測定を促す警告を通知しても良い。
　ステップＳ１１１において、画像処理ユニット９０１はステップＳ１０９にて位置合わせを行ったＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像を平均化し、Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像を生成する。
　ステップＳ１１２において画像処理ユニット９０１は、ステップＳ１１０で出力したモーションコントラストの閾値処理をする。閾値の値は画像処理ユニット９０１がステップＳ１１１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モーションコントラスト値＋２σと設定する。
　画像処理ユニット９０１は、各Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙが、上記閾値以下の領域に対応したモーションコントラストの値を０に設定する。この閾値処理により、ランダムノイズ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。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ＭＣ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モーションコントラスト値＋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Ｓ１１３において、画像処理ユニット９０１はインデックスｋ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の計算、及び閾値処理を行ったかを判断する。所定数に満たない場合はステップＳ１０１に戻り、所定数に到達した場合は、次のステップＳ１１４へ進む。ステップＳ１１３を終了した時点で、すべてのＹ位置での断層画像におけるＩｎｔｅｎｓｉｔｙ平均画像とモーションコントラストの３次元ボリュームデータ（３次元ＯＣＴＡデータ）が生成されたことになる。
　ステップＳ１１４では生成された３次元のＯＣＴＡデータに対し、深さ方向に積算したモーションコントラスト正面画像を生成する。この時、モーションコントラスト正面画像の生成にあたり、積算する画像深さ範囲は任意に設定して良い。例えば、ステップＳ１１１にて生成されたＩｎｔｅｎｓｉｔｙの平均化画像を元に眼底網膜の層境界を抽出し、所望の層を含むようにモーションコントラスト正面画像を生成する。モーションコントラスト正面画像を生成した後、画像処理ユニット９０１は信号処理フローを終了する。
　以上説明した装置構成、撮影方法、信号処理手順を用いることにより、所望領域においてＯＣＴＡの撮影と、ＯＣＴＡ画像生成を行うことが可能となる。本実施形態では、ｍ＝４の条件下でＯＣＴＡ画像を取得している。
　図６Ａのような黄斑部を撮影したＯＣＴ断層画像より作成した３次元のＯＣＴＡデータに対して、積算する深さ範囲を網膜表層側数層（内境界膜からＩＮＬ中心部）に限定すると図６Ｂの如くの網膜表層（Ｓｕｐｅｒｆｉｃｉａｌ　Ｃａｐｉｌｌａｒｙ）のモーションコントラスト画像が得られ黄斑中心の眼底血管画像が抽出できる。
　次に図２を用いて、本実施形態のＡＯＳＬＯの構成を説明する。本実施形態のＡＯＳＬＯは、照射ビームの焦点位置からの反射散乱光のみにほぼ限定される共焦点撮影機能と、それ以外の多重散乱等による反射散乱光も画像化する暗視野撮影機能の両方を有する構成とした。
　図２において、２０１は光源であり、波長７６０ｎｍのＳＬＤ光源（Ｓｕｐｅｒ　Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ　Ｄｉｏｄｅ）を用いた。光源２０１の波長は特に制限されるものではないが、眼底撮影用としては被検者の眩しさの軽減と分解能維持のために、７５０～１５００ｎｍ程度が好適に用いられる。本実施形態においてはＳＬＤ光源を用いたが、その他にレーザ等も用いられる。本実施形態では眼底撮影と波面測定のための光源を共用しているが、それぞれを別光源とし、光路の途中で合波する構成としても良い。
　光源２０１から照射された光は、単一モード光ファイバー２０２を通って、コリメータ２０３により、平行光線（測定光２０５）として照射される。照射される光の偏光は、単一モード光ファイバー２０２の経路に具備された不図示の偏光調整器により調整される。別の構成としては、コリメータ２０３から出射された後の光路に偏光を調整する光学部品を配置する構成がある。
　照射された測定光２０５はビームスプリッターからなる光分割部２０４を透過し、補償光学の光学系に導光される。
　補償光学系は、光分割部２０６、波面センサー２１５、波面補正デバイス２０８および、それらに導光するための反射ミラー２０７－１～４から構成される。
　ここで、反射ミラー２０７－１～４は、少なくとも眼２１１の瞳と波面センサー２１５、波面補正デバイス２０８とが光学的に共役関係になるように設置されている。また、光分割部２０６として、本実施形態ではビームスプリッターを用いた。
　光分割部２０６を透過した測定光２０５は、反射ミラー２０７－１と２０７－２で反射されて波面補正デバイス２０８に入射する。波面補正デバイス２０８で反射された測定光２０５は、さらに反射ミラー２０７－３と２０７－４で反射され、走査光学系に導光される。
　本実施形態では、波面補正デバイス２０８として可変形状ミラーを用いた。可変形状ミラーは反射面が複数領域に分割されており、各領域の角度を変えることにより、反射光の波面を変化させることができるミラーである。波面補正デバイスとしては、可変形状ミラーの代わりに液晶素子を用いた空間位相変調器を用いることも可能である。その場合、被検眼からの光の両偏光を補正するために、２つの空間位相変調器を用いる場合もある。
　図２において、反射ミラー２０７－３、４で反射された光は、走査光学系２０９－１によって、１次元もしくは２次元に走査される。本実施形態では走査光学系２０９－１に主走査用（眼底水平方向）と副走査用（眼底垂直方向）として一つの共振スキャナーと一つのガルバノスキャナーを用いた。別の構成では、走査光学系２０９－１に二つのガルバノスキャナーを用いることもある。走査光学系２０９－１内の各スキャナーを光学的な共役状態にするために、各スキャナーの間にミラーやレンズといった光学素子を用いる装置構成の場合もある。
　本実施形態では、走査光学系にさらにトラッキングミラー２０９－２を持つ。トラッキングミラー２０９－２は２つのガルバノスキャナーから構成され、撮影領域をさらに２方向に移動させることが可能である。別の構成では、走査光学系２０９－１がトラッキングミラー２０９－２を兼ねる構成、トラッキングミラー２０９－２が走査光学系２０９－１の共振スキャナー方向のみの構成、トラッキングミラー２０９－２が２次元ミラーである構成もある。また、２０９－１と２０９－２を光学的に共役関係とするために、不図示のリレー光学系が用いられることが多い。
　走査光学系２０９－１および２０９－２で走査された測定光２０５は、接眼レンズ２１０－１および２１０－２を通して眼２１１に照射される。眼２１１に照射された測定光は眼底で反射もしくは散乱される。接眼レンズ２１０－１および２１０－２の位置を調整することによって、眼２１１の視度にあわせて最適な照射を行うことが可能となる。ここでは、接眼部にレンズを用いたが、球面ミラー等で構成しても良い。
　眼２１１の網膜から反射もしくは散乱された反射光は、入射した時の経路を逆向きに進行し、光分割部２０６によって一部は波面センサー２１５に反射され、光線の波面を測定するために用いられる。光分割部２０６で波面センサー２１５に向けて反射された光線は、リレー光学系２１９－１、２１９－２を通り、波面センサー２１５に入射する。リレー光学系２１９－１と２１９－２の間にはアパーチャー２２０が設置されており、レンズ等からの不要な反射散乱光を波面センサーに入射させないようにする。本実施形態では、波面センサー２１５としてシャックハルトマンセンサーを用いた。
　波面センサー２１５は補償光学制御部２１７に接続され、受光した波面を補償光学制御部２１７に伝える。波面補正デバイス２０８も補償光学制御部２１７に接続されており、補償光学制御部２１７から指示された変調を行う。補償光学制御部２１７は波面センサー２１５の測定結果により取得された波面情報を基に、収差のない波面へと補正するような波面補正デバイスの画素ごとの変調量（補正量）を計算し、波面補正デバイス２０８に対してそのように変調するように指令する。波面の測定と波面補正デバイスへの指示は繰り返し処理され、常に最適な波面となるようにフィードバック制御が行われる。
　図２において、光分割部２０６を透過した反射光は光分割部２０４によって一部が反射され、集光レンズ２１２によって穴あきミラー２１３の穴付近に集光させる。穴あきミラー２１３の穴は、共焦点効果を得るために、測定光２０５の回折限界付近の径に調整されることが多い。径が大きいと感度は向上するが分解能は低下し、径が小さいと分解能は高いが感度は低下する傾向となる。穴あきミラー２１３の穴を通過した光は光センサー２１４－１に入射し、光強度に応じた電気信号に変換される。
　光センサー２１４－１は制御部２１８に接続され、制御部２１８は得られた電気信号と光走査の位置を基に平面画像を構築し、共焦点画像としてディスプレー２１９に表示する。
　穴あきミラー２１３の穴以外のミラー部分で反射された光はリレー光学系２１５を通して再度ナイフエッジ２１６のエッジ付近に集光し、ナイフエッジ２１６によって略半分に分割される。分割された光は光センサー２１４－２と２１４－３に入射する。光センサー２１４－２と２１４－３では光強度に応じた電気信号に変換され、制御部２１８に出力されて、暗視野撮影画像として画像化される。ナイフエッジ２１６は、集光光をどのように分割しても良く、紙面と水平方向や垂直方向の分割方向や、分割する比率に関しても半々ではなく４０：６０等の非均等分割も可能である。さらに２分割ではなく、より多くの成分に分割させることも可能である。また、このような分割方法を撮影中に動的に変更することも可能である。
　トラッキングミラー２０９－２は不図示のトラッキング制御ユニットによる制御される。トラッキング制御ユニットは、制御部２１８から撮影部の画像信号を取得し、眼２１１の眼底に設定される撮影領域の固視微動によるズレ量を計算し、トラッキングミラー２０９－２を制御することにより、撮影領域を常に所定の位置に保つように制御を行う。
　本実施形態のＡＯＳＬＯで撮影した撮影画像例を図７Ａ１～Ｃ２に示す。
　図７Ａ１が共焦点画像（平面動画像）である。血管層にフォーカスしているため、血管内の血球のみ一部高輝度で観察される。図７Ｂ１と図７Ｃ１が暗視野撮影の画像（平面動画像）であり、ナイフエッジの右側と左側で検出した信号を基に生成した画像である。これらの画像は眼底からの反射光を異なる方法で同時に取得しているのであり、厳密に同じ撮影位置由来の信号から構築した画像となる。ＡＯＳＬＯではこのような画像を連続で撮影し、それぞれの平面動画像が取得される。
　ＯＣＴＡと同様に、画像処理ユニット９０１が、ＡＯＳＬＯの連続で撮影された各画像間での輝度変化を解析することにより、モーションコントラスト画像を作成する。共焦点画像（図７Ａ１）よりモーションコントラスト画像（図７Ａ２）、図７Ｂ１からは図７Ｂ２、図７Ｃ１からは図７Ｃ２の様なモーションコントラスト画像が得られる。
　また、図７Ａ１～Ｃ２は血管層にフォーカスしている画像であるが、それよりも下層の視細胞層にフォーカスしていても血球の動態を撮影することが可能である。図８Ａ～Ｃは視細胞層を撮影した例である。図８Ａは共焦点画像であり、白い輝点が視細胞であり、その中に黒い血管の影が映っている。血管に特定の種類の血球が通った場合、その部分は光が透過し、影がなくなり輝点として撮影される。図８Ｂはその際の撮影例を示している。８０１が共焦点画像であり、８０２が視細胞層の共焦点画像上の血管の影である。８０３が血球の位置だけ光が透過することで見える輝点を示しており、血球が動くことによりこの輝点も８０４の様な軌跡を描きながら移動する。この輝点の時空間画像解析により血流の方向と速度が解析される。図８Ｃが血管８０２の時空間画像である。時空間画像８０５は、血管８０２にそった画素列Ｐｔに関して、時間Ｔに関して並べたものであり、８０６が血球の軌跡（時空間画像内の白い輝線）を示している。この傾きから、血球動作の方向と速度といった血流情報を算出する。視細胞画像から時空間画像を作成して血流情報を生成するのと同様に、血管層にフォーカスした共焦点画像や、非共焦点画像からも同様の方法で血流情報を生成してもよい。
　なお、図８Ａの様な視細胞層の画像であっても、動画の各画像間の輝度変化を解析することにより、モーションコントラスト画像を作成することが可能である。この場合、視細胞層に影を形成する血管が描出されるため、血管にフォーカスしたモーションコントラスト画像よりも多くの層の情報が含まれたモーションコントラスト画像となることが多い。一方で影の変化が必要であるため、血球の通過によっても影の状態が変わらないような血管は描出が難しい。
　次に図９を用いて画像処理ユニットに関して説明する。画像処理ユニット９０１はＯＣＴ装置９０３とＡＯＳＬＯ装置９０４と接続され、それぞれのデータを取得することが可能である。解析されたデータはディスプレー９０２に表示される。図９は画像処理ユニット９０１がＯＣＴ装置９０３やＡＯＳＬＯ装置９０４と別個に記載されているが、ＯＣＴ装置内９０３やＡＯＳＬＯ装置９０４の一つの機能として実装することも可能である。
　次に画像処理ユニット９０１の処理を、図１０を用いて説明する。本実施形態は、操作者がＯＣＴＡ画像を選択することにより、合致するＡＯＳＬＯ画像が選択され、ＡＯＳＬＯ画像を解析した結果の血流情報をＯＣＴＡ画像と併せて表示するものである。
　ステップＳ２０１において、操作者により解析する層の指示に応じて、解析対象の層を選択する。ステップＳ２０２において、選択された層に該当するＯＣＴＡ画像を取得する。このステップでは、すでに生成されているＯＣＴＡ画像から取得しても良いし、この時点で当該層のＯＣＴデータを用いてＯＣＴＡ画像を生成しても良い。次にステップＳ２０３において、解析する平面方向の位置を特定する。平面方向の位置は、ＯＣＴデータに付随するＳＬＯ画像情報を基にしても良いし、ＯＣＴのＥｎｆａｃｅ画像を基にし、ある特徴を持つ基準点からの距離として算出しても良い。一般的にＯＣＴよりもＡＯＳＬＯの画角は小さいので、取得したＯＣＴＡ画像からさらに平面方向の範囲を限定してＯＣＴＡ画像を生成する場合が多い。ステップＳ２０４において、解析層の深さ情報から、相当するＡＯＳＬＯ装置におけるフォーカス位置を算出する。得られたフォーカス情報、位置情報を基に、ステップＳ２０５で当該ＡＯＳＬＯ動画を取得する。取得するＡＯＳＬＯ動画は、共焦点画像でもよいし、暗視野撮影画像、またそれらを演算した画像でもよい。
　ステップＳ２０６において、ＯＣＴＡ画像とＡＯＳＬＯ画像の位置合わせを行う。この位置合わせは、ＯＣＴＡ画像とＡＯＳＬＯ動画と比較することで行っても良いし、ＡＯＳＬＯ画像から作成したモーションコントラスト画像を用いて行っても良い。
　ステップＳ２０７において、ＯＣＴＡ画像から血管領域を抽出し、ステップＳ２０８において前記血管領域に応じた時空間画像をＡＯＳＬＯ動画から作成する。得られた時空間画像はステップＳ２０９において解析されて、血球の動作方向や速度といった血流情報を得る。
　ステップＳ２１０において、ＯＣＴＡ画像を表示する。ステップＳ２１１において、操作者の指示に基づき血流情報の表示方法を選択し、ステップＳ２１５において、ＯＣＴＡ画像に血流情報を併せて表示する。表示方法の例としては、ステップＳ２１２のように血流を線として血管領域上に、血流条件によって線幅や色や線形を変化させて表示したり、ステップＳ２１３のように血流速や血流の方向によって血管領域を色付けしたり、ステップＳ２１４のように血管領域近傍に血流情報を文字として表示する。
　図１１Ａが各画像の表示例である。本実施形態では、同一箇所のＡＯＳＬＯ動画１１０１、それを基に作成したＡＯＳＬＯのモーションコントラスト画像１１０２（ＡＯＳＬＯ　ａｎｇｉｏ）、当該位置のＯＣＴＡ画像１１０３を表示している。
　ＯＣＴＡ画像に対して、血流の方向を表示した例が図１１Ｂである。ＯＣＴＡの血管領域に血流の方向を示す線１１０４を重合して表示する。
　ＯＣＴＡ画像に対して、血流の方向および血流速を表示した例が図１１Ｃである。血流を示す線が１１０５であり、血流速に応じて表示色を変えたり、線幅を変えたりする。また、血管領域近傍に血流情報を文字１１０６として重合表示する。血流を示すものとして矢印を例示したが、これに限定されるものではなく、血球を表す白い輝点などの記号が血流の方向／血流に応じて血管に沿って移動する動画表示（アニメーション表示）としてもよい。更に、ＡＯＳＬＯの血管領域を抽出し、ＯＣＴＡ画像に動画像として対応する血管に重畳表示するようにしてもよい。
　また、ＯＣＴ断層画像やＡＯＳＬＯ平面画像を解析することで、視神経乳頭の位置および解析対象である血管の位置関係が分かるので、その位置情報と血流の方向を元に、解析している血管が動脈か静脈かを推定し、血流情報として識別可能に表示しても良い。
　本実施形態ではＡＯＳＬＯの静止画像やＯＣＴ断層画像は表示しなかったが、これらを表示して、その上に血流情報を表示しても良い。また、血流情報表示を強調するために、当該領域の画像や動画を拡大・縮小表示することも可能である。
　このように、ＯＣＴＡと血流情報を解析表示することにより、操作者は被検者の血管血流状態を複合的に把握することが可能で、各血管・血流の特性を判断することが可能となる。
　［実施形態２］
　図１２のフローチャートを用いて、本発明を適用した実施形態１とは異なる形態の眼底撮影装置の制御方法の例について説明する。本実施形態において、基本的な装置構成は実施形態１と同様である。また、撮影の基本的なフローも実施形態１と同様であり、画像処理ユニット９０１の処理のみが異なる。
　ステップＳ３０１において、操作者の指示に基づいてＡＯＳＬＯ画像を指定する。選択したＡＯＳＬＯ画像に関して、ステップＳ３０２においてフォーカス位置、ステップＳ３０３においてＸＹ位置を特定する。ＡＯＳＬＯの画像データには、その時点でのＡＯ状態が付加情報として保存されており、ＡＯ状態から撮影したフォーカス位置が分かるようになっている。一般的にＡＯは最高輝度層である視細胞層がフォーカス原点となる場合が多いため、それからどれくらいの光学パワーを与えたかが分かり、フォーカス移動量が分かる。より厳密には被検者の視度や撮影時の瞳位置等のパラメータを利用することで、厳密な移動量が分かる。しかし、ＡＯＳＬＯは一定の被写界深度を有するため、それほどの厳密性は求められない場合が多い。ステップＳ３０４において、当該フォーカス情報から網膜での層を特定する。
　ステップＳ３０５において、当該層のＯＣＴＡ画像を取得する。一般的にＯＣＴＡ画像はＡＯＳＬＯ画像よりも撮影範囲が大きいので、ステップＳ３０６でＡＯＳＬＯ撮影範囲に該当する範囲のＯＣＴＡ画像領域を特定する。
　ステップＳ３０７において、ＯＣＴＡとＡＯＳＬＯの位置合わせを行う。
　ステップＳ３０８において、ＯＣＴＡ画像から血管領域を抽出し、ステップＳ３０９において前記血管領域に応じた時空間画像をＡＯＳＬＯ動画から作成する。得られた時空間画像はステップＳ３１０において解析されて、血球の動作方向や速度といった血流情報を得る。
　ステップＳ３１１において、ＯＣＴＡ画像を表示する。ステップＳ３１２で血流情報の表示方法を選択し、ステップＳ３１６でＯＣＴＡ画像に血流情報を併せて表示する。表示方法の例としては、実施形態１と同様である。ＧＵＩの表示例も実施形態と同じく、図１１Ａ～Ｃの様な構成である。
　このように、ＡＯＳＬＯ画像から解析領域を選択することにより、より詳細な位置指定が可能となり、操作者は被検者の血管血流状態を複合的に把握することが可能で、各血管・血流の特性を判断することが可能となる。
　［実施形態３］
　次に、実施形態３として、本発明を適用した眼底撮影装置の構成について図３を用いて説明する。本実施形態においては、測定対象である被検査物を眼とし、同一装置内にＡＯＳＬＯとＡＯＯＣＴの両機能を有する、補償光学ＯＣＴ－ＳＬＯの一例について説明する。
　図３において、３１８がＡＯＳＬＯユニットであり、３２４がＡＯＯＣＴユニットである。
　まず、ＡＯＳＬＯユニットに関して説明する。図３において、３０１は光源であり、波長７６０ｎｍのＳＬＤ光源（Ｓｕｐｅｒ　Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ　Ｄｉｏｄｅ）を用いた。光源３０１の波長は特に制限されるものではないが、眼底撮影用としては被検者の眩しさの軽減と分解能維持のために、７５０～１５００ｎｍ程度が好適に用いられる。本実施形態においてはＳＬＤ光源を用いたが、その他にレーザ等も用いられる。本実施形態では眼底撮影と波面測定のための光源を共用しているが、それぞれを別光源とし、光路の途中で合波する構成としても良い。また、本実施形態ではＯＣＴと一部の光学系を共用するため、ＯＣＴとの光路と分岐するために、ＯＣＴ光源の波長とは異なる波長を選択し、ダイクロイックミラーで光路を分岐する構成としている。
　光源３０１から照射された光は、単一モード光ファイバー３０２を通って、コリメータ３０３により、平行光線（測定光３０５）として照射される。照射される光の偏光は、単一モード光ファイバー３０２の経路に具備された不図示の偏光調整器により調整される。別の構成としては、コリメータ３０３から出射された後の光路に偏光を調整する光学部品を配置する構成がある。
　照射された測定光３０５はビームスプリッターからなる光分割部３０４を通過し、さらにＯＣＴとの光分岐用ビームスプリッター３１９を通過し、補償光学の光学系に導光される。
　補償光学系は、光分割部３０６、波面センサー３１４、波面補正デバイス３０８および、それらに導光するための反射ミラー３０７－１～４から構成される。ここで、反射ミラー３０７－１～４は、少なくとも眼３１１の瞳と波面センサー３１４、波面補正デバイス３０８とが光学的に共役関係になるように設置されている。また、光分割部３０６として、本実施形態ではビームスプリッターを用いた。
　光分割部３０６を透過した測定光３０５は、反射ミラー３０７－１と３０７－２で反射されて波面補正デバイス３０８に入射する。波面補正デバイス３０８で反射された測定光３０５は、さらに反射ミラー３０７－３と３０７－４で反射され、走査光学系に導光される。
　本実施形態では、波面補正デバイス３０８として可変形状ミラーを用いた。可変形状ミラーは反射面が複数領域に分割されており、各領域の角度を変えることにより、反射光の波面を変化させることができるミラーである。波面補正デバイスとしては、可変形状ミラーの代わりに液晶素子を用いた空間位相変調器を用いることも可能である。その場合、被検眼からの光の両偏光を補正するために、２つの空間位相変調器を用いる場合もある。
　反射ミラー３０７－３、４で反射された光は、走査光学系３０９－１によって、１次元もしくは２次元に走査される。本実施形態では走査光学系３０９－１に主走査用（眼底水平方向）と副走査用（眼底垂直方向）として一つの共振スキャナーと一つのガルバノスキャナーを用いた。別の構成では、走査光学系３０９－１に二つのガルバノスキャナーを用いることもある。走査光学系３０９－１内の各スキャナーを光学的な共役状態にするために、各スキャナーの間にミラーやレンズといった光学素子を用いる装置構成の場合もある。本実施形態では、走査光学系にさらにトラッキングミラー３０９－２を持つ。トラッキングミラー３０９－２は２つのガルバノスキャナーから構成され、撮影領域をさらに２方向に移動させることが可能である。別の構成では、走査光学系３０９－１がトラッキングミラー３０９－２を兼ねる構成、トラッキングミラー３０９－２が走査光学系３０９－１の共振スキャナー方向のみの構成、トラッキングミラー３０９－２が２次元ミラーである構成もある。また、３０９－１と３０９－２を光学的に共役関係とするために、不図示のリレー光学系が用いられることが多い。
　走査光学系３０９－１および３０９－２で走査された測定光３０５は、接眼レンズ３１０－１および３１０－２を通して眼３１１に照射される。眼３１１に照射された測定光は眼底で反射もしくは散乱される。接眼レンズ３１０－１および３１０－２の位置を調整することによって、眼３１１の視度にあわせて最適な照射を行うことが可能となる。ここでは、接眼部にレンズを用いたが、球面ミラー等で構成しても良い。
　眼３１１の網膜から反射もしくは散乱された反射光は、入射した時の経路を逆向きに進行し、光分割部３０６によって一部は波面センサー３１４に反射され、光線の波面を測定するために用いられる。光分割部３０６で波面センサー３１４に向けて反射された光線は、リレー光学系３１６－１、３１６－２を通り、波面センサー３１４に入射する。リレー光学系３１６－１と３１６－２の間にはアパーチャー３１７が設置されており、レンズ等からの不要な反射散乱光を波面センサーに入射させないようにする。本実施形態では、波面センサー３１４としてシャックハルトマンセンサーを用いた。
　波面センサー３１４は補償光学制御部３１５に接続され、受光した波面を補償光学制御部３１５に伝える。波面補正デバイス３０８も補償光学制御部３１５に接続されており、補償光学制御部３１５から指示された変調を行う。補償光学制御部３１５は波面センサー３１４の測定結果による取得された波面を基に、収差のない波面へと補正するような波面補正デバイスの画素ごとの変調量（補正量）を計算し、波面補正デバイス３０８にそのように変調するように指令する。波面の測定と波面補正デバイスへの指示は繰り返し処理され、常に最適な波面となるようにフィードバック制御が行われる。
　光分割部３０６を透過した反射光は光分割部３０４によって一部が反射され、集光レンズ３１２によってピンホールを有する光センサー３１３に集光され、光強度に応じた電気信号に変換される。
　光センサー３１３は制御部３３４に接続され、制御部３３４は得られた電気信号と光走査の位置を基に平面画像を構築し、ＳＬＯ画像としてディスプレー３３５に表示する。
　次にＡＯＯＣＴユニット３２４に関して説明する。
　３２４がＡＯＯＣＴユニットであり、主要なユニットとして、光源３２０、ファイバーカプラー３２１、参照光路３２５、分光器３２６から構成されている。
　３２０は光源であり、波長８４０ｎｍのＳＬＤ光源を用いた。光源３２０は低干渉性のものであれば良く、波長幅３０ｎｍ以上のＳＬＤが好適に用いられる。また、チタンサファイアレーザなどの超短パルスレーザなどを光源に用いることもできる。本実施形態では、ＳＬＯと一部の光学系を共用するため、ＳＬＯの光源と異なる波長とし、ダイクロイックミラー等で分岐する構成が望ましい。
　光源３２０から照射された光は、単一モード光ファイバーを通って、ファイバーカプラー３２１まで導光される。ファイバーカプラー３２１によって、信号光経路３２２と参照光経路に分岐される。ファイバーカプラーは１０：９０の分岐比のものを使用し、投入光量の１０％が信号光経路３２２に行くように構成した。
　信号光経路３２２を通った光は、コリメータ３２３により、測定光が平行光線として照射される。照射される光の偏光は、単一モード光ファイバー３２２の経路に具備された不図示の偏光調整器により調整される。別の構成としては、コリメータ３２３から出射された後の光路に偏光を調整する光学部品を配置する構成がある。また、光路中に測定光の分散特性を調整する光学素子や色収差特性を調整する光学素子を具備する場合もある。
　測定光は光分岐用ビームスプリッター３１９でＳＬＯ測定光と合波され、測定光３０５としてＳＬＯと同様の光路をたどり、被検眼３１１を照射する。被検眼３１１から散乱反射された光はＳＬＯと同様に往路と同じ経路を逆向きに進んで光分岐用ビームスプリッター３１９で反射され、光ファイバー３２２を通してファイバーカプラー３２１に戻る。
　ＯＣＴの光も波面センサー３１４で波面が測定され、波面補正デバイス３０８で補正される。波面補正の方法はこのような方式に限定されるわけではなく、ＯＣＴ光の波面のみを測定する場合や、ＳＬＯ光の波面のみを測定する場合には、波面センサー３１４の前に光学フィルターを追加する構成とされる。また、光学フィルターを動的に抜差ししたり、変更したりすることで、測定する光を切り替える制御も可能である。
　一方、参照光経路を通った参照光はコリメータ３２７で出射され、光路長可変部３２９で反射して再度ファイバーカプラー３２１に戻る。
　ファイバーカプラー３２１に到達した信号光と参照光は合波され、光ファイバーを通して分光器３２６に導光される。分光器３２６に入った光はコリメータ３３０で出射され、グレーティング３３１により波長ごとに分光される。分光された光はレンズ系３３２を通してラインセンサー３３３に照射される。ラインセンサー３３３はＣＣＤセンサーで構成される場合もあるし、ＣＭＯＳセンサーで構成される場合もある。分光器３２６によって分光された干渉光情報をもとに、制御部３３４によって眼底の断層画像が構成される。制御部３３４は光路長可変部３２９を制御し、所望の深さ位置の画像を取得できる。また、制御部３３４は走査部３０９－１、３０９－２も同時に制御しており、任意の位置の干渉信号が取得可能である。得られた干渉信号から断層画像を作成することにより、３次元ボリュームデータが取得される。
　ＯＣＴのスキャンパターン制御や、ＯＣＴＡ画像の構築方法は実施形態１と同様である。
　次に図１３を用いて、本実施形態での画像処理ユニットの制御方法を説明する。
　本実施形態は、ＡＯＯＣＴとＡＯＳＬＯが組み合わされた装置であり、両画像が同時に取得される。両画像の撮影位置も、フォーカス位置も同じであり、ＡＯＯＣＴ撮影では一般的に注目層にフォーカスを指定するので、フォーカス位置と解析対象である層の位置も該同一となる。故に、ＡＯＯＣＴ画像もしくは、ＡＯＳＬＯどちらかを指定することで、解析対象となる位置および層が決定し、対象となるＡＯＯＣＴおよびＡＯＳＬＯデータが決定される。
　ステップＳ４０１において、操作者の指示に基づいて解析するＡＯＯＣＴ画像が選択される。ステップＳ４０２において、選択された層に該当するＡＯＳＬＯ画像を取得する。本ステップでは、同じタイミングで記録されたＡＯＳＬＯ画像を取得すればよい。
　次にステップＳ４０３において、ＯＣＴＡ画像から血管領域を抽出する。
　ステップＳ４０４において、血管領域に応じた時空間画像をＡＯＳＬＯ動画から作成する。得られた時空間画像はステップＳ４０５において解析されて、血球の動作方向や速度といった血流情報を得る。
　ステップＳ４０６において、ＯＣＴＡ画像を表示する。ステップＳ４０７において血流情報の表示方法を選択し、ステップＳ４１１においてＯＣＴＡ画像に血流情報を併せて表示する。表示方法の例としては、実施形態１のステップＳ２１２、Ｓ２１３、Ｓ２１４と同様に、ステップＳ４０８、Ｓ４０９、Ｓ４１０において選択される。ＧＵＩの表示例も実施形態１と同じく、図１１Ａ～Ｃの様な構成である。
　このように、操作者が注目するＡＯＯＣＴかＡＯＳＬＯ画像を指定するだけで、自動的に複数画像が解析され、操作者は被検者の血管血流状態を複合的に把握することが可能で、各血管・血流の特性を判断することが可能となる。
　［その他の実施例］
　なお、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、本発明は眼科撮影装置以外の、例えば内視鏡等の医療機器としての態様を有する。従って、本発明は眼科撮影装置に例示される画像処理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好ましい。
　また、本発明は、以下のように装置を構成することによっても達成できる。即ち、上述した実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラムコード（コンピュータプログラム）を記録した記録媒体（又は記憶媒体）をシステム或いは装置に供給することとしてもよい。また、該記録媒体の態様だけでなく、コンピュータの読み取り可能な記録媒体としてもよい。そして、そのシステム或いは装置のコンピュータ（又はＣＰＵやＭＰＵ）が記録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。この場合、該記録媒体から読み出されたプログラムコード自体が上述した実施形態の機能を実現することになり、そのプログラムコードを記録した記録媒体は本発明を構成することになる。また、該実施形態は、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために以下の請求項を添付する。
　本願は、２０１８年４月１２日提出の日本国特許出願特願２０１８－０７７１３７を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てをここに援用する。

Claims (10)

  1. 　被検査物の撮影領域の複数の断層画像と複数の平面画像を処理する画像処理装置であって、
    　前記複数の断層画像からモーションコントラスト画像を生成する第１の生成手段と、
    　前記複数の平面画像から血流情報を生成する第２の生成手段と、
    　前記モーションコントラスト画像に前記血流情報を表示する制御手段とを有することを特徴とする画像処理装置。
  2. 　前記制御手段は、前記血流情報を示す記号及び文字、又は、アニメーションを前記モーションコントラスト画像に重ねて表示することを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
  3. 　前記血流情報が血流の方向およびもしくは速度であることを特徴とする請求項１又は２に記載の画像処理装置。
  4. 　前記モーションコントラスト画像から血管領域を検出する検出手段を更に有し、
    　前記制御手段は、前記血流情報に応じて、検出した前記血管領域を色付けすることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  5. 　前記モーションコントラスト画像から血管領域を検出する検出手段を更に有し、
    　前記第２の生成手段は、前記血管領域の位置情報に基づいて、前記平面画像から血流情報を生成することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  6. 　前記モーションコントラスト画像から血管領域を検出する検出手段と、
    　検出した血管が動脈か静脈かを判断する判断手段を更に有し、
    　前記制御手段は、前記血流情報及び動脈であるか静脈であるかを識別可能に表示することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  7. 　前記第２の生成手段は、
    　前記モーションコントラスト画像を生成した断層画像の層の位置情報を取得し、
    　前記層の位置情報に該当するフォーカス位置を算出し、
    　前記フォーカス位置において取得した前記平面画像を用いて血流情報を作成することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  8. 　被検査物の撮影領域の複数の断層画像と複数の平面画像を処理する画像処理装置の制御方法であって、
    　前記複数の断層画像からモーションコントラスト画像を生成する第１の生成工程と、
    　前記複数の平面画像から血流情報を生成する第２の生成工程と、
    　前記モーションコントラスト画像に前記血流情報を表示する制御工程とを有することを特徴とする画像処理装置の制御方法。
  9. 　請求項１乃至７のいずれか１項に記載の画像処理装置を、コンピュータで実現するためのプログラム。
  10. 　請求項９に記載のプログラムを記憶したコンピュータが読み取り可能な記憶媒体。
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