(57)【要約】【課題】ＯＣＴ装置において適切なΔｔを用いてＯＣＴＡ画像を得ることを可能とする。【解決手段】測定光を被検査物上で走査して被検査物の断層の断層像を取得する画像取得手段と、複数の異なる断層からなる断層セットにおいて断層像を取得する断層の位置を順次変更しながら複数の異なる断層の断層像を連続的に取得した後に、断層セットにおける複数の異なる断層像の取得を繰り返すように、画像取得手段を制御する制御手段と、同一の断層の断層像として取得される複数枚の断層像に基づいて、被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、を検査装置に備えさせる。【選択図】  図７
2019080808.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
測定光を被検査物上で走査して前記被検査物の断層像を取得する画像取得手段と、
複数の異なる断層からなる断層セットにおいて前記断層像を取得する断層の位置を順次変更しながら前記複数の異なる断層の断層像を連続的に取得した後に、前記断層セットにおける前記複数の異なる断層像の取得を繰り返すように、前記画像取得手段を制御する制御手段と、
同一の断層の断層像として取得される複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、を備えることを特徴とする検査装置。
【請求項２】
前記断層セットは、連続した複数の断層により構成されることを特徴とする請求項１に記載の検査装置。
【請求項３】
前記断層セットが配置される前記被検査物上の領域は、一部が互いに重なるようにオフセットして配置されることを特徴とする請求項２に記載の検査装置。
【請求項４】
前記血管画像生成手段は、前記領域から得られた正面画像の各々を用いて位置合わせを行って合成し、合成画像を生成することを特徴とする請求項３に記載の検査装置。
【請求項５】
前記正面画像は、前記合成画像を任意の方向に分割した部分領域画像であることを特徴とする請求項４に記載の検査装置。
【請求項６】
前記断層セットは、所定の間隔を空けて配置される複数の断層より構成されることを特徴とする請求項１に記載の検査装置。
【請求項７】
前記血管画像生成手段は、前記断層セットから得られた正面画像の各々を合成し、合成画像を生成することを特徴とする請求項６に記載の検査装置。
【請求項８】
前記断層に対応するように前記測定光のライン像を前記被検査物上に形成するライン像形成光学系と、
前記被検査物上から反射散乱して戻ってくる前記ライン像の反射光を同時に検出して前記断層像を生成するための信号を取得する信号取得手段と、を更に備えることを特徴とする請求項１乃至７の何れか１項に記載の検査装置。
【請求項９】
前記制御手段は、前記断層セットの内の断層の数を変更することにより、前記複数枚の断層像を繰り返し取得する際の、前記複数枚の断層像の各々を取得する間に経過する時間間隔を変更することを特徴とする請求項１乃至８の何れか１項に記載の検査装置。
【請求項１０】
前記被検査物における前記血管の画像を生成する被撮像領域が変更された場合に、前記制御手段は前記被撮像領域の変更量に応じて前記断層セットの内の断層の数を変更することを特徴とする請求項１乃至９の何れか１項に記載の検査装置。
【請求項１１】
前記制御手段は、前記血管画像生成手段が前記血管の画像を生成するために前記被検査物において位置変化する組織の変化を検出できる最低数以上となるように、前記断層セット内の断層の数を設定することを特徴とする請求項１乃至１０の何れか１項に記載の検査装置。
【請求項１２】
前記制御手段は、前記血管の径に応じるように、前記断層セットの内の断層の数を変更することを特徴とする請求項１乃至１１の何れか１項に記載の検査装置。
【請求項１３】
測定光のライン像を被検査物上に照射して前記被検査物の断層像を連続的に取得し、前記ライン像を前記被検査物上で走査して前記被検査物の３次元断層像を取得する画像取得手段と、
同一の断層の断層像として前記連続的に取得された複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、
所定の時間間隔を空けて取得されている断層像を、前記連続的に取得された複数枚の断層像から前記血管の画像の生成に用いる断層像として前記血管画像生成手段に抽出させる制御手段と、を備えることを特徴とする検査装置。
【請求項１４】
前記制御手段は、前記抽出された断層像間にて前記被検査物において位置変化する組織の変化を認識可能な最低時間間隔以上となるように、前記血管画像生成手段に前記所定の時間間隔を設定させることを特徴とする請求項１３に記載の検査装置。
【請求項１５】
前記制御手段は、前記血管の径に応じるように、前記血管画像生成手段に前記所定の時間間隔を設定させることを特徴とする請求項１３又は１４に記載の検査装置。
【請求項１６】
生成された前記血管の画像を表示手段に表示させる表示制御手段を更に備え、
前記表示制御手段は、前記所定の時間を変えて得られた複数の前記血管の画像において所望の血管の径に関する画像評価値の高い画像を前記表示手段に表示させることを特徴とする請求項１３乃至１５の何れか１項に記載の検査装置。
【請求項１７】
測定光を被検査物上で走査して前記被検査物の断層像を取得する画像取得手段と、
同一の断層の断層像として取得される複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、を備えた検査装置において、
複数の異なる断層からなる断層セットにおいて前記断層像を取得する断層の位置を順次変更しながら前記複数の異なる断層の断層像を連続的に取得した後に、前記断層セットにおける前記複数の異なる断層像の取得を繰り返す工程、を含むことを特徴とする検査装置の制御方法。
【請求項１８】
測定光のライン像を被検査物上に照射して前記被検査物の断層像を連続的に取得し、前記ライン像を前記被検査物上で走査して前記被検査物の３次元断層像を取得する画像取得手段と、
同一の断層の断層像として前記連続的に取得された複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、を備えた検査装置において、
所定の時間間隔を空けて取得されている断層像を、前記連続的に取得された複数枚の断層像から前記血管の画像の生成に用いる断層像として前記血管画像生成手段に抽出させる工程、を含むことを特徴とする検査装置の制御方法。
【請求項１９】
請求項１７又は１８に記載の検査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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、検査装置、該検査装置の制御方法、及びプログラムに関する。より詳細には、例えば被検眼の光干渉像を取得する光干渉断層検査装置に例示される検査装置、該検査装置の制御方法、及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
眼科分野において非侵襲で眼底及び前眼部の断層を観察／検査できる光干渉断層検査法（Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）を用いた装置（以下ＯＣＴ装置と記す。）が普及している。ＯＣＴ装置は、医療において研究から臨床まで広く使われている。ＯＣＴは、タイムドメインＯＣＴ（ＴＤ−ＯＣＴ）及びフーリエドメインＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ）の２種に大別される。更にＦＤ−ＯＣＴには、スペクトラルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）とスウェプトソースＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）とがある。ＦＤ−ＯＣＴは、広い波長帯域を有する光源を利用し、被検眼から得られる干渉光を分光して干渉信号の取得を行い、取得した干渉信号にフーリエ変換等の信号処理を行って被検眼の断層に関する情報を取得する。ＳＤ−ＯＣＴでは分光器により干渉光を空間的に分光して干渉信号の取得を行い、ＳＳ−ＯＣＴでは時間的に異なる波長の光を発する光源からの光より得た干渉光を時間的に分光して干渉信号の取得を行う。
【０００３】
ＯＣＴで取得される前眼部や眼底の断層像は、単一の断層像によってもこれらの組織状態等を観察することができる。更に近年では、この断層像を用いて眼底の血流に関する画像を生成し、従来の眼底蛍光造影検査による画像に類似した画像（以下ＯＣＴＡ画像と記す。）を取得することが可能となっている。このＯＣＴを用いた血管造影法は、ＯＣＴ‐Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ（ＯＣＴＡ）と呼ばれている。ＯＣＴにおける干渉信号から血管を効果的に識別する方法は様々であり、信号強度の時間的な揺らぎを検出する手法や、位相情報を利用する手法などがある。
【０００４】
特許文献１に開示するＯＣＴ装置では、眼底上の同一走査線上で測定光を繰り返して走査する。そして、時間間隔Δｔ（以下、Δｔと記載）を隔て同一走査線上より得られる画像間において、位相限定相関法を用いて位置合わせを行い、ＯＣＴＡ画像を生成する。位置合わせの際には、干渉信号の位相差プロファイルが不連続にならないようにΔｔを適切に変更している。該ＯＣＴ装置では、以上の構成とすることで、連続的なプロファイルを持つモーションコントラストを取得し、移動物体の分布等を確認することができる。ここで、モーションコントラストとは、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指すものである。
【０００５】
現在、例えば非特許文献１に開示される、ライン走査式マイケルソン型のＯＣＴ装置の導入が始まっている。このＯＣＴ装置では、被検眼の眼底上にライン像とした測定光を照射し、眼底から戻ってきた測定光とライン状に成形した参照光とを合波させ、得られた干渉信号から断層情報を得ている。干渉光学系によらず、ライン状の光を用いるＯＣＴ装置を以下Ｌ−ＯＣＴ装置と称する。Ｌ−ＯＣＴ装置によれば、従来眼底にスポット光を照射してこれをライン状に走査して取得していた情報を、ライン像として一括で並列に取得することができる。従って、一走査線からの信号取得に要する時間を大幅に低減させることができ、ＯＣＴＡに適用することができればＯＣＴＡ画像を得るための診察時間の短縮や被検者の負担軽減が見込まれる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２０１６−１０６６５２号公報
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】D. J. Fechtig, B. Grajciar, T. Schmoll, C. Blatter, R. M. Werkmeister, W. Drexler, and R. a Leitgeb, “Line-field parallel swept source MHz OCT for structural and functional retinal imaging.,” Biomed. Opt. Express, vol. 6, no. 3, pp. 716-35, Mar. 2015.（https://www.osapublishing.org/boe/fulltext.cfm?uri=boe-6-3-716&id=311687）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
ＯＣＴＡでは、例えば上述したΔｔを経る間に生じた、血管内での血球等の被検体組織の移動をモーションコントラストとして検出する。そして得られたモーションコントラストより、血管の推定や血管画像の生成を行っている。従って、内部の血流が遅い例えば毛細血管等は、Δｔが小さい場合には血球等の移動量が小さすぎで十分なモーションコントラストが得られないことがある。例えば上述したＬ−ＯＣＴ装置においては、一走査線より断層像を得るために要する時間がごく短い。この様な場合には、次の走査までの待機時間を設け且つこれを大きくしなければ適当なモーションコントラストが得られなくなり、Ｌ−ＯＣＴ装置のメリットが生かせなくなる。また、スポット光を測定光に用いる従来のＯＣＴ装置を用いた場合であっても、干渉信号の取得時間の短縮化を図ると同様のことが生じる。従って、一走査線上での走査を意図した測定光の走査等による略同一断面からの画像の繰り返し取得に際し、適切にΔｔを設定することが望まれる。
【０００９】
本発明は以上の状況に鑑みたものであって、ＯＣＴ装置において適切なΔｔを用いてＯＣＴＡ画像を得ることを可能とすることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記課題を解決するために、本発明の一態様に係る検査装置は、
測定光を被検査物上で走査して前記被検査物の断層像を取得する画像取得手段と、
複数の異なる断層からなる断層セットにおいて前記断層像を取得する断層の位置を順次変更しながら前記複数の異なる断層の断層像を連続的に取得した後に、前記断層セットにおける前記複数の異なる断層像の取得を繰り返すように、前記画像取得手段を制御する制御手段と、
同一の断層の断層像として取得される複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、を備える。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、ＯＣＴ装置において適切なΔｔを用いてＯＣＴＡ画像を得ることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明の第１の実施例に係る光干渉断層検査装置の光学系を説明するための概略構成図である。
【図２】図１に示した第１の実施例に係る光干渉断層検査装置の制御部を説明するためのブロック図である。
【図３】本実施例において眼底上から干渉信号を取得する方法を説明するための概念図である。
【図４】ＯＣＴＡ画像を生成するための信号処理の手順を示すフローチャートである。
【図５】本発明の第２の実施例に係る光干渉断層検査装置の光学系を説明するための概略構成図である。
【図６】本発明の第３の実施例に係る画像生成方法であって、対象領域をオフセットしながら取得した画像を用いて、画像取得領域の画像を合成画像として生成する方法を説明する図である。
【図７】第３の実施例に係る画像生成方法において、撮像時に実行する信号の取得手順を説明するためのフローチャートである。
【図８】第３の実施例に係る画像生成方法において、複数の断層セットから得られる画像を合成して画像取得領域の合成画像を生成する方法を説明する図である。
【図９】本発明の第４の実施例に係る画像生成方法であって、複数の画像から画像取得領域の画像を合成画像として生成する方法の説明図である。
【図１０】本発明の第５の実施例に係る光干渉断層検査装置において、略同一箇所を連続撮像し、モーションコントラストを計算する方法を説明する概念図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、本発明を実施するための例示的な実施例について、図面を参照して説明する。ただし、以下の実施例で説明する寸法、材料、形状、及び構成要素の相対的な位置等は任意であり、本発明が適用される装置の構成又は様々な条件に応じて変更できる。また、図面において、同一であるか又は機能的に類似している要素を示すために図面間で同じ参照符号を用いる。
【００１４】
［第１の実施例］
以下、図１乃至４を参照して、本発明の第１の実施例について説明する。具体的には、本実施例において用いた光干渉断層検査装置（以下ＯＣＴ装置と記す。）の構成や、該ＯＣＴ装置を用いて被検査物上で同一走査線を測定光で走査する際の上述したΔｔの設定方法について説明する。なお、以下の説明において、人眼（被検眼）における眼底を被検査物とする場合について説明する。また、本実施例では上述したＳＤ−ＯＣＴ装置を用いているが、用いるＯＣＴ装置はこれに限られず公知の種々のＯＣＴ装置を用いることができる。また、被検眼は常に固視微動を行っており、公知の追尾機能を用いても同一走査線を測定光で正しく走査することは困難である。従って、以降で、同一走査線を測定光で走査すると述べた場合、同一走査線上を測定光で走査するようガルバノメトリックミラー等を操作することを意図する。また、同一断面の断層像として取得する断層像と述べた場合、同一位置の測定光の走査による同一の断層の断層像の取得を意図して制御される測定光に基づいて取得する断層像を意図する。
【００１５】
［装置構成］
図１は本実施例で用いたＯＣＴ装置の概略的な光学的な構成を示し、図２は該ＯＣＴ装置の制御部を説明するためのブロック図を示す。ＯＣＴ装置は、光源００１、カプラ００２、サンプル光学系１０２、参照光学系１０３、及び撮像光学系１０４を有する。本実施例において、光源００１にはＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ  Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ  Ｄｉｏｄｅ）光源を用い、射出された光をカプラ００２によって所望の分割比の下で測定光と参照光とに分割する。なお、本実施例では低コヒーレンス光を得るためにＳＬＤ光源を用いているが、所望の構成に応じて任意の光源を用いてよい。
【００１６】
（サンプル光学系）
カプラ００２を介して得られた測定光は、光ファイバを通じてコリメータ０２１より平行光としてサンプル光学系１０２へ出射される。サンプル光学系１０２は、コリメータ０２１、フォーカスレンズ０２２、Ｘガルバノメトリックミラー０２３、Ｙガルバノメトリックミラー０２４、レンズ０２５、及びレンズ０２６を有する。Ｘガルバノメトリックミラー０２３とＹガルバノメトリックミラー０２４とは、共に測定光を反射し、該測定光の反射の際に各々Ｘ方向及びＹ方向の反射角度を変更する。レンズ０２５及びレンズ０２６は、対物レンズ系を形成し、測定光はこれらを経由することで被検眼０２７の眼底上に測定光によるスポットを形成する。
【００１７】
眼底上に導かれる測定光のスポットは、Ｘガルバノメトリックミラー０２３とＹガルバノメトリックミラー０２４の駆動により、眼底上で２次元に走査される。被検眼０２７の眼底で反射散乱した測定光はこれまでの光路を逆に辿り、サンプル光学系１０２を射出した後、カプラ００２を経由して撮像光学系１０４へ導かれる。
【００１８】
（参照光学系）
一方、参照光は、カプラ００２より参照光学系１０３へ導かれる。参照光学系１０３は、コリメータレンズ０３１、ＮＤフィルター０３２、及び参照ミラー０３３を有する。参照光は光ファイバによって参照光学系１０３に導かれる。なお、この光ファイバには複数の環状に束ねた偏光調整用パドル００３が設けられている。この偏光調整用パドル００３を駆動することで、測定光と参照光との干渉状態が良くなるように、測定光の偏光状態に対する参照光の偏光状態を調整できる。
【００１９】
参照光は、コリメータレンズ０３１によりコリメート光として射出され、ＮＤフィルター０３２を通過し所定光量に減衰される。その後、参照光はコリメートされた状態を保持したまま、参照ミラー０３３により反射される。参照ミラー０３３は光軸方向に移動可能とされており、これによりサンプル光学系１０２における測定光の光路長と参照光の光路長との光路長差を調整することができる。参照ミラー０３３で反射された参照光は、同じ光路を逆に辿り、ＮＤフィルター０３２、コリメータレンズ０３１を介して参照光学系１０３を射出した後、カプラ００２を経由して撮像光学系１０４へ導かれる。
【００２０】
（撮像光学系）
サンプル光学系１０２から戻ってきた測定光と参照光学系１０３から戻ってきた参照光とは、カプラ００２により合波され、干渉光として撮像光学系１０４に導かれる。撮像光学系１０４は、コリメータ０４２、回折格子０４３、レンズ０４４、及びラインセンサ０４５を有する。光ファイバにより撮像光学系１０４に導かれた干渉光は、コリメータ０４２により出射され、回折格子０４３にて分光される。波長に応じて分光された後の干渉光は、レンズ０４４を介してラインセンサ０４５で受光され、該干渉光に応じた出力信号が該ラインセンサ０４５より出力される。なお、ラインセンサ０４５は、各画素が回折格子０４３によって分光された光の波長成分に対応して受光するように配置される。
【００２１】
（制御部）
図２に示すように、本実施例に用いたＯＣＴ装置は、制御部としてサンプリング部０５１、メモリ０５２、信号処理手段０５３、制御手段０５４、モニタ０５５、及び操作入力手段０５６を有する。サンプリング部０５１、メモリ０５２、信号処理手段０５３、モニタ０５５、及び操作入力手段０５６は各々制御手段０５４に接続され、該制御手段０５４により制御される。なお、制御手段０５４及びこれに接続される一部の構成は、汎用のコンピュータを用いて構築してもよいし、ＯＣＴ装置に専用のコンピュータによって構成してもよい。また、モニタ０５５は、任意のモニタを用いて構成することができる。同様に操作入力手段０５６は、公知のキーボード、マウス等の任意の入力装置を用いて構成することができる。また、本実施例では、ＯＣＴ光学系、制御手段０５４、モニタ０５５、等がそれぞれ別個に構成されているが、これらの一部又は全部を一体的に構成してもよい。
【００２２】
メモリ０５２は、信号処理手段０５３によって生成された後述するＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像、ＯＣＴＡ画像、各断層像の位置合せ等に用いた各種データや入力された被検者の情報、信号処理手段０５３を構成するプログラム等を記憶する。制御手段０５４は、表示制御部としてモニタ０５５を制御し、メモリ０５２に記憶された各種画像や被検者の情報等をモニタ０５５に表示させる。信号処理手段０５３の各構成要素は、信号処理手段０５３のＣＰＵやＭＰＵで実行されるモジュールにて構成することができる。また、信号処理手段０５３の各構成要素は、ＡＳＩＣなどの特定の機能を実現する回路等により構成されてもよい。メモリ０５２は、メモリや光学ディスク等の任意の記憶装置・記憶媒体を用いて構成することができる。
【００２３】
また、ＯＣＴ光学系は、上述した光学部材を駆動制御するためのフォーカス駆動手段０６１、ガルバノ駆動手段０６２、ミラー駆動手段０６３、及び偏光調整駆動手段０６４を有する。フォーカス駆動手段０６１は、フォーカスレンズ０２２を図中矢印として示すように光軸方向に移動させ、被検眼０２７の眼底に対する測定光の合焦状態の調整を行う。ガルバノ駆動手段０６２は、Ｘガルバノメトリックミラー０２３及びＹガルバノメトリックミラー０２４を駆動制御し、眼底上での測定光の照射位置等を制御する。ミラー駆動手段０６３は、参照ミラー３３を図中矢印として示す光軸方向に移動させ、測定光と参照光との光路長差を調整する。
【００２４】
これらフォーカス駆動手段０６１、ガルバノ駆動手段０６２、ミラー駆動手段０６３、及び偏光調整駆動手段０６４は、制御手段０５４に各々接続されている。また、光源００１も制御手段０５４に接続されており、制御手段０５４はこれら構成を介してＯＣＴ光学系の各構成を駆動制御する。ＯＣＴ光学系におけるラインセンサ０４５はサンプリング部０５１を介して制御手段０５４に接続されており、ラインセンサ０４５の出力信号である干渉信号はサンプリング部０５１によりサンプリングされる。サンプリングされた干渉信号は、制御手段０５４を介して信号処理手段０５３に送られ、後述する信号処理により断層像、ＯＣＴＡ画像、ＥｎＦａｃｅ画像等が生成される。生成された画像はモニタ０５５によって表示され、表示様式やＯＣＴ光学系の駆動制御の指示等は操作入力手段０５６を介してユーザーにより行われる。
【００２５】
［撮像方法］
（断層像取得用のスキャン制御）
上述したＯＣＴ装置において、断層像生成のための干渉信号の取得時において、眼底を測定光で走査する際には次の測定光のスキャン制御が行われる。即ち、ガルバノ駆動手段０６２によって駆動されたＸガルバノメトリックミラー０２３の駆動角度に応じて、ラインセンサ０４５からの出力信号が取得される。取得された出力信号は、サンプリング部０５１により干渉信号として制御手段０５４に出力される。続いて、ガルバノ駆動手段０６２によってＹガルバノメトリックミラー０２４の駆動角度を所定量オフセットし、その位置におけるＸガルバノメトリックミラー０２３の駆動角度に応じて、同じ手順で干渉信号が出力される。以降はこの繰り返しで干渉信号が次々に生成される。サンプリング部０５１で生成された干渉信号は、メモリ０５２にガルバノメトリックミラーの駆動角度に関する情報と共に記憶される。メモリ０５２に記憶された干渉信号は、信号処理手段０５３により周波数解析され、被検眼０２７の眼底の断層像或いは３次元のボリューム像としてモニタ０５５に表示される。
【００２６】
また、制御手段０５４は、撮像中の任意のタイミングでバックグラウンドデータを取得する。バックグラウンドデータとは、被検眼０２７に測定光が入射しない状態の信号、即ち参照光のみから得られる信号を指す。バックグラウンドデータは、例えばガルバノ駆動手段０６２によりガルバノメトリックミラーの何れかを駆動し、サンプル光学系１０２から測定光が戻らないように測定光の走査位置を調整した状態で信号取得を行うことで得られる。干渉信号、或いは周波数解析後のデータからこのバックグラウンドデータを減算することにより、より実態に沿った眼底の断層像が得られる。
【００２７】
（ＯＣＴＡ用のスキャン制御）
次に、本実施例に特有のＯＣＴＡ用のスキャン制御の方法に関して説明する。図３はＯＣＴＡのデータを取得する際の測定光の走査軌跡と断層像の取得方法を説明した概念図である。まず、ガルバノ駆動手段０６２は眼底上の画像取得領域を網羅するようにＸガルバノメトリックミラー０２３とＹガルバノメトリックミラー０２４をそれぞれｐステップとｎステップで駆動する。Ｘガルバノメトリックミラー０２３とＹガルバノメトリックミラー０２４の測定光の走査方向は、本実施例ではそれぞれ主走査方向（Ｘ方向）と副走査方向（Ｙ方向）とする。即ち、画像取得範囲において、主走査方向においては間隔Δｘでｘ１〜ｘｐの干渉信号を取得する。この干渉信号に基づいて、位置ｘの各々からは深さ方向の断層情報が得られる。このｘ１〜ｘｐの撮像点数ｐに対応する数の干渉信号が１走査線より得られる。これら干渉信号から得られた断層情報を合成することにより、走査線ｙにおける断層像が得られる。そして、画像取得範囲において、副走査方向においては間隔Δｙにてｙ１〜ｙｎの本数ｎの走査線に対応する断層からの断層像のセットを得る。これらｐ×ｎの各々位置より深さ方向の断層情報を得ることにより、画像取得範囲における３次元断層情報（ボリュームデータ）、即ち３次元断層像が得られる。
【００２８】
実際の断層像の取得に際しては、両ガルバノメトリックミラーの駆動に応じて眼底上で測定光の照射位置が走査され、該測定光の各照射位置（ｘ１〜ｘｐ）において干渉信号がサンプリング部０５１によって取得される。ここではこの測定光の走査と干渉信号の取得とをあわせた操作をスキャンと称する。ＯＣＴＡに際し、従来では次に同様のスキャンを同じ走査線に対して実行する。しかし、本実施例では次の走査線に対してスキャンを実行するようにし、ある程度の数の走査線を含む対象領域に対する測定光の走査の終了後に元の走査線でのスキャンを再度行う。なお、対象領域とは、画像取得範囲内において、ＯＣＴＡ画像生成のために、測定光が連続的に走査される複数の走査線からなる走査線セットによって規定される被検眼上の領域をいう。或いは、走査線セットにより画像の取得位置が規定される被検眼の複数の断層からなる断層セットにより規定される被検眼上の領域をいう。即ち、ある対象領域における一連の走査線セット又は断層セットからのＯＣＴの干渉信号（断層像）を取得した後に、再度同一の対象領域の最初の走査線或いは断層から干渉信号（断層像）を取得する。このような対象領域から断層情報の取得、即ち３次元のボリュームデータを取得する処理を、ＯＣＴＡ画像の生成に必要な所定回数分だけ繰り返す。これは、局所的な画像取得範囲を撮像する場合に特に有効である。図３を参照して、以下にその理由を説明する。
【００２９】
従来のＯＣＴＡにおける干渉信号の取得方法では、Ｘガルバノメトリックミラー０２３かＹガルバノメトリックミラー０２４の何れか一方を駆動する。そして、眼底上の同一位置での断層像が得られるように、所望の断層の位置（所望の位置の走査線）に沿って測定光を繰り返して走査する。そして、所定の繰り返し回数が終わった段階で、他方のミラー位置をオフセットする方式を採る。ここで同一断層を繰り返し走査する場合において、一の走査の走査開始位置から次の走査の走査開始位置に測定光が戻るまでに要する時間間隔を本実施例においてΔｔ１と定義する。
【００３０】
即ち、図３において従来技術として示すように、同一ライン上の測定光の走査において、１回目の走査開始から２回目の走査開始にかかる時間がΔｔ１となる。該Δｔ１は、例えば、主走査がＸガルバノメトリックミラー０２３である場合、式１のようになる。
【数１】
2019080808.tif 000003
ここで、ｐはＸガルバノメトリックミラー０２３が測定光を走査する際に干渉信号を取得する位置のステップ数である。ｔＡＣＱはサンプリング部０５１がＸガルバノメトリックミラー０２３の各駆動角度において干渉信号を取得するのに要する時間、即ちラインセンサ０４５の信号の取得レートである。また、ｔreturnはＸガルバノメトリックミラー０２３が走査開始点に戻るために要する時間であり、ｔwaitは走査開始点にてミラーが安定するまで待つ待機時間である。
【００３１】
例えば疾患眼における新生血管や毛細血管、ポリープのような微細構造を局所的に撮像して表示しようとする場合、通常の画像取得範囲を適用すると不要な領域を含む画像を撮像することとなる。このため、効率性の観点から画像取得範囲をこの局所に対応する範囲とし、この範囲に応じて元の撮像点数ｐを減らすことが考えられる。しかし、式１に示すようにΔｔ１は撮像点数ｐに依存するため、撮像点数ｐの減少に伴いΔｔ１も減少することになる。
【００３２】
しかし、毛細血管などの微小血管では血流速度が毎秒１ｍｍ程度と遅く、Δｔ１が短すぎると血管内を流れる血球等の組成物の位置が殆ど変わらず、得られるモーションコントラストが小さくなってしまう。この問題を解決するため、Ｘガルバノメトリックミラー０２３の戻り時間や待機時間を延ばすと、信号取得の効率性を損なう。更に、局所領域の撮像にも関わらず撮像に長時間を要することになるため、画像取得領域に対して被検眼の動きが不要に増大し、撮像失敗の原因となる。
【００３３】
そこで、同一の断層を繰り返し走査する従来法ではなく、本実施例では、１走査線からではなく複数の走査線からなる走査線セットからの断層像の取得を繰り返すこととする。即ち、複数の走査線からの干渉信号を取得した後に、この干渉信号の取得時の測定光の走査開始位置に測定光の照射位置を復帰して、再度この複数の干渉信号の取得を繰り返す。例えば、図３に例示するように、連続する２つの走査線に対する測定光の走査を連続して行い、２つ目の走査線に対する走査終了後に測定光の照射位置を１つ目の走査線における測定光の照射位置（走査開始位置）に戻す。この場合、２本の走査線に沿って測定光を走査する時間をモーションコントラスト生成のための経過時間Δｔ２とできるため、Δｔ２＝２×Δｔ１となる。また、ｎ本の走査線を走査線セットとして断層像の取得と繰り返す場合には、経過時間Δｔｎ＝ｎ×Δｔ１となる。このように一度にスキャンする走査線セット内の走査線の数を変更することにより、毛細血管であっても造影が可能となるモーションコントラストが得られる下限値以上のΔｔを確保することが可能となると共に、任意にΔｔを変更することも可能となる。また、本方式によれば、Δｔを変えても対象領域の撮像に要する合計時間ｔｔｏｔａｌは従来法と変わらず、効率的に信号取得を行うことが可能である。
【００３４】
このことについて次に説明する。例えば、比較として従来法でガルバノメトリックミラーを駆動する例を考える。Ｘガルバノメトリックミラー０２３を主走査方向においてｐステップで駆動し、Ｙガルバノメトリックミラー０２４を副走査においてｎステップで駆動する場合を想定する。この場合、各走査線でのスキャンの所定の繰り返し回数をｍ回とすると、画像取得領域の撮像に要する合計時間ｔｔｏｔａｌは次式で表される。
【数２】
2019080808.tif 000004
一方、本実施例の場合ではｎステップまでの撮像をｍ回繰り返すことになるので合計時間ｔｔｏｔａｌは次式で表される。
【数３】
2019080808.tif 000005
式２と式３は等式である。従って、本実施例の方式では、Δｔを可変としながらも画像取得領域の全体に対する撮像時間は従来の同一ラインにおける断層の繰り返し撮像を行う場合に要する撮像時間と等しくなる。即ち、本実施例によればΔｔを任意に変更した場合であっても画像取得領域に対する撮像時間が変わらず、よって毛細血管等を対象とした高速かつ高感度なＯＣＴＡの撮像を行うことが可能となる。
【００３５】
（ＯＣＴＡ信号処理）
［信号処理手順］
本発明では、ＯＣＴＡ画像を生成するために、モーションコントラスト特徴量を計算する必要がある。ここで、モーションコントラストを表現する特徴量をモーションコントラスト特徴量と定義する。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。以下に、図４を参照してＯＣＴＡ画像を生成するための具体的な信号処理の手順を説明する。図４は、上述したＯＣＴＡ画像生成のための干渉信号が入力された場合において、信号処理手段０５３が信号処理を実行してＯＣＴＡ画像を出力するまでの手順を示すフローチャートである。
【００３６】
信号処理が開始されると、ステップＳ１０１において、信号処理手段０５３は予め得られているポジションｙｋにおけるｍフレーム分の断層に対応する繰り返しスキャンにより取得した干渉信号における例えば１フレーム目の断層に対応する干渉信号を抜き出す。ステップＳ１０２において、信号処理手段０５３はｍフレームの断層におけるｊ番目の断層に対応する干渉信号を抜き出す。ステップＳ１０３において、信号処理手段０５３は、予め取得してある上述したバックグラウンドデータを抜き出した干渉信号から減算する。続くステップＳ１０４において、信号処理手段０５３は、バックグラウンドデータを減算した干渉信号に対して、フーリエ変換を行う。本実施例では、当該処理に高速フーリエ変換（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よい。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で行われる処理において位置合わせ精度を向上させることができる。
【００３７】
ステップＳ１０５において、信号処理手段０５３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。この値が当該断層の画像における各画素のＩｎｔｅｎｓｉｔｙとなる。このＩｎｔｅｎｓｉｔｙの計算により、各断層におけるＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像が得られる。ステップＳ１０６において、信号処理手段０５３は断層のインデックスｊが、所定数（ｍ）に到達したかを判断する。即ち、ポジションｙｋでの断層像のＩｎｔｅｎｓｉｔｙの計算がｍ回繰り返されたか否かを判断する。所定数であるｍ回に満たない場合、信号処理手段０５３はフローをステップＳ１０２に戻し、同一ｙ位置（ｙｋ）における断層像のＩｎｔｅｎｓｉｔｙの計算を繰り返す。所定数としている繰り返し回数ｍに達したと判断された場合、信号処理手段０５３によりフローは次のステップへ進められる。
【００３８】
ステップＳ１０７において、信号処理手段０５３はポジションｙｋにおけるｍフレームの同一断層の画像における各々の類似度を計算する。具体的には、信号処理手段０５３はｍフレームの断層像の内、任意の一枚をテンプレートとして選択し、残りのｍ−１フレームの断層像各々とこのテンプレートとの相関値を算出する。
【００３９】
ステップＳ１０８において、信号処理手段０５３はステップＳ１０７で算出した相関値の中で、一定の閾値以上となるテンプレートと相関の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。上述したように、ＯＣＴＡは、被検査物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、後述するモーションコントラスト特徴量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Ｓ１０８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、例えばｑフレームの画像が選択される。ここで、ｑの取りうる値は、１≦ｑ≦ｍである。
【００４０】
ステップＳ１０９において、信号処理手段０５３は、ステップＳ１０８にて選択されたｑフレームの断層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て各々の位置ずれ量（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。
【００４１】
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）、又はＺｅｒｏ‐ｍｅａｎｓ Ｎｏｒｍａｌｉｚｅｄ Ｃｒｏｓｓ‐Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＺＮＣＣ）を用いてもよい。或いは、Ｐｈａｓｅ Ｏｎｌｙ Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＰＯＣ）、又はＲｏｔａｔｉｏｎ Ｉｎｖａｒｉａｎｔ Ｐｈａｓｅ Ｏｎｌｙ Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＲＩＰＯＣ）等を用いてもよい。
【００４２】
次に、信号処理手段０５３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。なお、ｑが１である場合はこのステップは実行されない。（ｑ−１）フレーム全ての位置合せが終了した後、フローはステップＳ１１０及びＳ１１１に進められ、モーションコントラスト特徴量の計算及びＩｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像の計算が行われる。
【００４３】
ステップＳ１１０において、信号処理手段０５３はモーションコントラスト特徴量を計算する。本実施例では、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、同じ位置の画素毎に分散値を計算し、その分散値をモーションコントラスト特徴量とする。なお、モーションコントラスト特徴量の求め方は種々あり、本発明において求めたモーションコントラスト特徴量の種類は同一ｙ位置での複数の断層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。即ち、モーションコントラスト特徴量とは、被検査物の組織においてΔｔを隔てて変化或いは移動した物質の変化量又は移動量を特徴量として定義したものとなる。
【００４４】
なお、ｑ＝１の時、即ち、瞬きや固視微動の影響のために各々の断層像の画像として相関が低く、同一ポジションｙｋの断層像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よいし、前後のポジションｙｋ−１及びポジションｙｋ＋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よい。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よい。また、特徴量の計算ができなかった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出してもよい。
【００４５】
ステップＳ１１１における処理は、ステップＳ１１０の処理と平行して行われる。ステップＳ１１１において、信号処理手段０５３はステップＳ１０９にて位置合わせを行った複数のＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像を平均化し、Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像を生成する。
【００４６】
ステップＳ１１２において、信号処理手段０５３はステップＳ１１０で得られ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、信号処理手段０５３がステップＳ１１１で出力したＩｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像から計算する。具体的には、Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像において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、該エリアにおける輝度値の標準偏差σを計算する。そして、本実施例では、ノイズフロアの平均輝度＋２σを閾値として設定する。信号処理手段０５３は、各画素におけるＩｎｔｅｎｓｉｔｙが、設定された閾値以下の画素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。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、モーションコントラスト特徴量におけるノイズを軽減することができる。
【００４７】
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の検出感度は下がる。以上より本実施例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。
【００４８】
ステップＳ１１３において、信号処理手段０５３はポジションｙｋのインデックスｋが、画像取得範囲の走査線の総数である所定数（ｎ）に到達したか否かを判断する。即ち、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平均化画像の計算、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。所定数に満たないと判断された場合、信号処理手段０５３はフローをステップＳ１０１に戻してインデックスｋを１増やした後にステップＳ１０２からの処理を繰り返す。また、所定数に到達したと判断された場合、信号処理手段０５３はフローを次のステップＳ１１４へ進める。ステップＳ１１３を終了した時点で、すべてのｙ位置の断層における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ＯＣＴＡデータ）が生成されたことになる。
【００４９】
ステップＳ１１４において、信号処理手段０５３は生成された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を用いて、該データを眼底の深さ方向に積算して得られるＥｎｆａｃｅ画像を生成する。ＯＣＴＡにおける血管の存在の特定等に用いられるモーションコントラスト特徴量等のデータは上述したステップＳ１１３においてすでに得られている。しかし、このＥｎＦａｃｅ画像を表示することにより、例えば眼底において血管がどのように存在しているか等を視覚的に把握することができる。よって、本実施例では、ＯＣＴＡ画像として、血管の存在を視覚的に把握容易な眼底の正面画像であるこのＥｎＦａｃｅ画像を表示対象としている。なお、Ｅｎｆａｃｅ画像の生成にあたり、積算する画像深さの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Ｅｎｆａｃｅ画像を生成してもよい。Ｅｎｆａｃｅ画像を生成した後、信号処理手段０５３はフローを更に進めて一連の信号処理を終了する。
【００５０】
以上に説明した構成からなるＯＣＴ装置を用い、干渉信号の取得方法を実施し、得られた干渉信号に対する信号処理を行うことにより、局所領域において毛細血管等を造影する場合であっても、高速かつ高感度でＯＣＴＡ画像を生成することが可能となる。即ち、本実施例によれば、撮像する走査線の位置である撮像位置を変更しながら所定の数の走査線における断層像を取得する。そして、複数の断層像に対応する干渉信号を得た後に最初の撮像位置に戻って所定の数の走査線における断層像の取得することとし、この撮影位置の復帰の操作を繰り返して行っている。その際の所定の数を適宜変更することにより、画像取得範囲からのＯＣＴＡ画像の取得に要する時間を大きく変えることなく、上述したΔｔを任意に変更することができる。
【００５１】
例えば造影対象となる毛細血管の径によっては、ある程度以上のΔｔを保持しなければ造影ができなくなるといったΔｔの下限値が存在する。本実施例によれば、Δｔを常に下限値以上に設定することが可能となり、従来造影対象とすることが困難であった毛細血管であっても、モーションコントラストを得ることができる。また、血流速度は例えば血管の径や疾患部の状況に応じて変化することから、造影対象における血流に応じたΔｔにてモーションコントラストを得ることが望ましい。本実施例によれば、一度に測定光を走査する走査線の本数を適宜決定する等、走査パターンを変更することにより最適なΔｔを設定して同一走査線に対する測定光の走査が可能となる。従って、Δｔを設定することで観察したい血管、所望の径を有する血管等を絞って表示することが可能となり、血管造影における造影対象に対する自由度が確保しやすくなる。また、観察したい範囲が極端に狭くなった場合であっても、最適なΔｔを設定してモーションコントラストを得ることが可能となる。
【００５２】
ここで、Δｔを長くするため、繰り返しスキャンを行う際のスキャン間の待機時間を設定する特許文献１に開示される方法や、撮像点数を増加させる方法を採ると、一枚の断層像の取得に要する時間が長くなる。このことは、撮像時間が長くなることによる被検者に対する負担の増加や、固視が維持できなくなること等による撮像失敗の原因となる。特に疾患眼の場合では固視が安定しないケースが多く、撮像時間を極力短く抑えたいというニーズがある。このため、疾患部に限定した局所領域について、高速にＯＣＴＡの撮影ができることが望ましい。しかし、従来は、短時間で局所領域のみのＯＣＴＡ画像を得ようとした場合、走査線が短くなるために十分なΔｔを確保することが困難となっていた。本実施例によれば、そのような場合であってもモーションコントラストを得るために十分なΔｔを確保しつつ短時間で該局所領域からのＯＣＴＡ画像を得ることができる。即ち、本実施例によれば、撮像時間を維持或いは短く抑えながら、ＯＣＴＡのためのＯＣＴ信号取得において、Δｔの調整が可能となる。
【００５３】
なお、以上に述べた実施例においては、画像取得範囲を変更せずに毛細血管等のモーションコントラストを好適に取得する方法について述べている。しかし、上述したように、疾患眼の場合等、実際にモーションコントラストを取得してＯＣＴＡ画像を生成したい領域が、当初設定している画像取得範囲より小さい場合も考えられる。このような場合として、画像取得範囲が狭まって走査線の長さが半分となるような場合が例示される。このように走査線の長さが例えば１/ｄとなった場合の対処法として、一度に干渉信号を取得する走査線の数をｄ倍することが考えられる。これによって、元のΔｔを維持することができ、画像取得範囲を変える前と同じ程度の太さの血管を描出することができる。また、走査線の数を適宜調整することにより、上述した毛細血管等のモーションコントラストを取得し得る下限値以上のΔｔを確保することも可能となる。
【００５４】
なお、上述した式（３）からも理解されるように、ｎは走査線セットに含まれる走査線の数であり、この整数倍が画像取得領域における走査線の総数に対応する。従って、ｎはこの走査線総数の約数でなければならない。しかし、待機時間を設ければｎを約数としなくてもよい。この場合、最後の走査線セットにおいてのみ、ｎに対して不足する走査線の数に対応した待機時間を設けることによって、画像取得範囲の全体領域において同一ΔｔによるＯＣＴＡ画像の取得が可能となる。
【００５５】
以上に述べたように、本実施例に係る検査装置は、画像取得手段、該画像取得手段を制御する制御手段、及び血管画像生成手段を備える。本実施例において、画像取得手段は、ラインセンサ０４５、サンプリング部０５１、制御手段０５４、及び信号処理手段０５３より構成され、測定光を眼底上で走査して眼底の断層の断層像若しくは断層信号を取得する。制御手段０５４は、画像取得手段を制御し、複数の異なる断層からなる断層セットにおいて断層像を取得する断層の位置を順次変更しながら複数の異なる断層の断層像を連続的に取得させる。そして一連の断層像を取得した後、断層セットにおいて最初に断層像を取得した断層からの複数の断層像の取得を繰り返すように、画像取得手段を制御する。信号処理手段０５３より構成される血管画像生成手段は、同一の断層より取得する複数枚の断層像に基づいて、眼底内（被検査物内）に走行する血管の画像を生成する。
【００５６】
本実施例において、制御手段０５４は、上述した断層セットの内の断層の数を変更する。これにより、血管の画像の生成に用いる複数枚の断層像の繰り返し取得時に経過する時間としての時間間隔Δｔを変更する。なお、上述したように、血管の画像を生成、撮像する被撮像領域の大きさが例えば走査線の方向において縮小される場合がある。このように領域が変更された場合には、制御手段０５４は該被撮像領域の変更量に応じて断層セットの内の断層の数を倍加する等の変更を行うとよい。
【００５７】
なお、血管画像を生成する場合、上述したように、モーションコントラストが得られる最低限のΔｔを維持することが必要である。本実施例において、制御手段０５４は、信号処理手段０５３が血管の画像を生成する際に眼底において位置変化する組織である例えば血球等の位置変化を認識可能な最低数以上となるように、断層セット内の断層の数を設定する。また、制御手段０５４は、更に好適な血管画像を得るために、観察目的とする血管の径に応じるように、断層セットの内の断層の数を変更するとよい。
【００５８】
［第２の実施例］
以下、図５を参照して、本発明の第２の実施例について説明する。上述した第１の実施例では、スポット状に集光された測定光（スポット光）を走査して干渉信号を得ている。これに対して、本実施例では、測定光をライン像として眼底に照射し、該測定光によって眼底を１方向に走査して撮像を行うＬ−ＯＣＴの装置を用いた例を示す。なお、本実施例ではＳＳ−ＯＣＴ型のＬ−ＯＣＴ装置を用いた場合について示しているが、必ずしもその構成である必要はない。例えばＳＤ−ＯＣＴ型等の公知の種々のタイプのＯＣＴ装置をこのＬ−ＯＣＴ装置に適用してもよい。また、本実施例において取得した断層像からＯＣＴＡ画像を生成する信号処理に関しては第１の実施例と同様であるためここでの説明を省略する。以下では、第１の実施例との相違点である装置構成と、上述したΔｔの設定に関するＯＣＴ装置の制御方法について説明する。
【００５９】
［装置構成］
図５は、本実施例で用いたＬ−ＯＣＴ装置の概略的な光学構成を示す。なお、該Ｌ−ＯＣＴ装置における制御部については、ガルバノ駆動手段０６２がＸガルバノメトリックミラー０２３及びＹガルバノメトリックミラー０２４の両者の制御ではなく、ガルバノメトリックミラー１２４単独を制御する点において異なる。Ｌ−ＯＣＴ装置は、光源００１、カプラ００４、ビームスプリッタ１０５、ライン像形成光学系２０１、サンプル光学系２０２、参照光学系２０３、及び撮像光学系２０７を有する。本実施例において、光源００１はＳＳ（Ｓｗｅｐｔ  Ｓｏｕｒｃｅ：波長掃引）光源を用い、射出された光をカプラ００４によって所望の分割比の下で光を測定光と参照光とに分割する。
【００６０】
（ライン像形成光学系）
カプラ００４を介して得られた測定光は、光ファイバを通じてライン像形成光学系２０１へ導かれる。ライン像形成光学系２０１は、コリメータレンズ１１１、シリンドリカルレンズ１１２、及びレンズ１１３を有する。ライン像形成光学系２０１に導かれた測定光はコリメータレンズ１１１によりコリメート光となり、シリンドリカルレンズ１１２及びレンズ１１３によって、仮想平面１１４上にライン像を形成する。なお、図中、実線は紙面に垂直のサジタル方向において仮想平面１１４上で集光する光線、破線は紙面に平行のタンジェンシャル方向において仮想平面１１４上でコリメートされている光線をそれぞれ示している。
【００６１】
（サンプル光学系）
ライン像を形成した測定光はビームスプリッタ１０５を通過し、サンプル光学系２０２へ導かれる。サンプル光学系２０２は、フォーカスレンズ１２２、絞り１２８、ガルバノメトリックミラー１２４、レンズ１２５、及びレンズ１２６を有する。絞り１２８は、測定光によりライン像を形成する際の不用光をカットする。ガルバノメトリックミラー１２４は測定光を反射して特定の方向にライン状の測定光を走査し、被検眼０２７の前眼部と略共役な位置に配置される。レンズ１２５及びレンズ１２６は対物レンズ系を形成し、測定光を被検眼０２７へ導いて眼底上にライン像を形成する。
【００６２】
フォーカスレンズ１２２は、フォーカス駆動手段０６１によって仮想平面１１４と被検眼０２７の眼底とが光学的に共役になるように、図中矢印にて示す光軸方向に移動される。本実施例では、眼底上に導かれたライン状の測定光は、ガルバノ駆動手段０６２に駆動されるガルバノメトリックミラー１２４の駆動により、ライン像の延在方向と垂直な方向に眼底上で走査される。なお、本実施例において、ライン像は第１の実施例における主走査方向（Ｘ方向）に延在し、ガルバノメトリックミラー１２４は副走査方向（Ｙ方向）に該ライン像を走査する。被検眼０２７の眼底で反射散乱した測定光は、サンプル光学系２０２の光路を逆に辿って戻り光として射出され、ビームスプリッタ１０５に至る。その後、測定光はビームスプリッタ１０５によって反射され、撮像光学系２０７へ導かれて後述する仮想平面１７１上に測定光（戻り光）のライン像を形成する。
【００６３】
（参照光学系）
一方、参照光は、光ファイバを介してカプラ００４より参照光学系２０３へ導かれる。この光ファイバには複数の環状に束ねた偏光調整用パドル００３が設けられている。この偏光調整用パドル００３を偏光調整駆動手段０６４により駆動することで、測定光と参照光との干渉状態が良くなるように、測定光の偏光状態に対する参照光の偏光状態を調整できる。参照光学系２０３は、コリメータレンズ１３１、ＮＤフィルター１３２、ミラー１３３、ミラー１３４、レトロリフレクタ１３５、シリンドリカルレンズ１３６、及びレンズ１３７を有する。
【００６４】
参照光は、コリメータレンズ１３１によりコリメート光として射出され、ＮＤフィルター１３２を通過して所定光量に減衰される。その後、参照光はコリメートされた状態を保持したまま、ミラー１３３及びミラー１３４で反射され、レトロリフレクタ１３５で折り返される。レトロリフレクタ１３５はミラー駆動手段０６３により図中矢印で示す光軸方向に移動され、これにより参照光の光路長と測定光の光路長との光路長差を調整することができる。レトロリフレクタ１３５で折り返された参照光は、更にミラー１３４及びミラー１３３で反射され、シリンドリカルレンズ１３６に導かれる。シリンドリカルレンズ１３６に導かれた参照光は、該シリンドリカルレンズ１３６とレンズ１３７によって、ビームスプリッタ１０５を透過した後の仮想平面１７１上に、参照光によるライン像を形成する。
【００６５】
（撮像光学系）
サンプル光学系２０２から射出された測定光と参照光学系２０３から射出された参照光とは、ビームスプリッタ１０５により合波され、仮想平面１７１上で参照光と測定光との各々のライン像が合波され、互いに干渉する。撮像光学系２０７には、被検眼０２７の眼底及び仮想平面１１４と光学的に共役な上述した仮想平面１７１が存在する。撮像光学系２０７は、レンズ１７２、レンズ１７３、シリンドリカルレンズ１７４、シリンドリカルレンズ１７５、及びラインセンサ０４５を有する。
【００６６】
仮想平面１７１は、レンズ１７２、レンズ１７３、シリンドリカルレンズ１７４、及びシリンドリカルレンズ１７５を介してラインセンサ０４５の受光面とも共役となっている。このため、眼底上のライン像から反射散乱された測定光は、ライン像としてラインセンサ０４５へと達することになる。即ち、測定光と参照光とが干渉したライン像は、リレー光学系を構成するレンズ１７２、レンズ１７３、シリンドリカルレンズ１７４及びびシリンドリカルレンズ１７５を介して、ラインセンサ０４５へ導かれる。このライン像はラインセンサ０４５で受光され、ラインセンサ０４５は受光した光に応じた出力信号を出力する。
【００６７】
［撮像方法］
（断層像取得用のスキャン制御）
上述したＬ−ＯＣＴ装置においては、断層像生成のための干渉信号の取得時において、眼底を測定光で走査する際には次に述べる測定光のスキャン制御が行われる。即ち、ラインセンサ０４５からの出力信号が、ガルバノ駆動手段０６２によって駆動されたガルバノメトリックミラー１２４の駆動角度に応じて取得される。取得された出力信号は、ラインセンサ０４５の画素毎に光源００１の１回の波長掃引に対応して受光されて、画素に対応した眼底上の位置の深さ方向の情報を含む１つの干渉信号となる。従って、ラインセンサ０４５としては、１回の波長掃引によってライン像に対応する１枚の断層像を生成できる干渉信号が得られる。そして、ガルバノメトリックミラー１２４の次の駆動角度においても、同様に画素毎に光源００１の次の波長掃引に対応して、この光を受光したラインセンサ０４５により次の干渉信号のための出力信号が得られる。以降はこの繰り返しで個々のライン像に対応する断層像を生成できる干渉信号の群が次々に取得される。サンプリング部０５１で該出力信号から生成された干渉信号は、ガルバノメトリックミラー１２４の駆動角度に関する情報と共にメモリ０５２に記憶される。メモリ０５２に記憶された干渉信号は、信号処理手段０５３により周波数解析され、被検眼０２７の眼底の断面像或いは３次元の眼底ボリューム像としてモニタ０５５に表示される。
【００６８】
（ＯＣＴＡ用のスキャン制御）
上述したように、Ｌ−ＯＣＴでは、空間的に１次元に広げられた測定光を被検眼０２７の眼底上に照射し、更に光源００１が順次波長を掃引するタイミングでサンプリング部０５１が干渉信号の取得を行う。この様な様式にて干渉信号を取得することにより、ライン像に対応した断層からの２次元的な干渉信号が取得できる。被検眼眼底の断層像は、この２次元の干渉信号から得られる波形を波数空間方向にフーリエ変換することで得られる。このため、断層像内の全画素で得られる干渉信号は実質的に同時刻で取得された信号とみなすことができる。
【００６９】
即ち、第１の実施例におけるポイントスキャンによって断層像を取得した場合と異なり、Ｌ−ＯＣＴでは断層像内の主走査方向への測定光の走査に伴う時間の経過が存在しない。従って、同一の断層像を連続的に取得することは、ラインセンサを常時露光状態にしておいて干渉信号を取得し続けることとなる。このことはΔｔが０であることとほぼ等価であり、Δｔを設けることで得ることのできるモーションコントラストは、実際にはほとんど得られなくなってしまう。
【００７０】
本実施例によれば、このような状態を回避することも可能となる。即ち、ＯＣＴＡ画像の撮像時において、同一断層からの干渉信号を連続的に取得するのではなく、ライン像を連続的にずらせて（オフセットして）個々の断層から干渉信号を連続的に取得している。そして、画像取得範囲の各断層から干渉信号を得た後に再度最初の断層からの干渉信号の取得を開始する。そして、この操作を繰り返すことで、モーションコントラストの生成に必要な同一断層からの複数の干渉信号を取得することとしている。具体的には、ガルバノ駆動手段０６２によりガルバノメトリックミラー１２４の位置をオフセットしながらライン像に対応する断層の干渉信号を連続的に取得していく。そして、画像取得領域の干渉信号群を取得した後、再度同じ干渉信号群を取得する操作を繰り返す。以上に述べた干渉信号の取得方法を行うことにより、画像取得領域をライン像で走査する間にΔｔを設けることが可能となり、Ｌ−ＯＣＴにおいてもモーションコントラストを得ることができる。
【００７１】
また、ライン像により繰り返し走査する領域を画像取得領域全体とするのではなく、例えば２つの断層分をライン像で走査し、この２つの断層からの干渉信号の取得を繰り返してもよい。即ち、第１の実施例と同様に、任意の数の断層に対応する領域を繰り返し走査の対象領域とし、該対象領域からの干渉信号の取得を繰り返す態様とすることもできる。本実施例の場合、この断層の数はライン像を一時的に停止して干渉信号を取得する位置の数に対応し、この位置を走査線とするとこの断層の数は第１の実施例における走査線セットにおける走査線の数に対応する。この対象領域を網羅する断層セットにおける断層（走査線）の数を適宜設定することによって、毛細血管等のモーションコントラストを取得するための下限値以上のΔｔを確保することが可能となる。また、該断層セットに含まれる断層の数を変えることで上述したΔｔを任意に設定することが可能となり、所望の血管等に対する明瞭なモーションコントラストを得ることができる。従って、Ｌ−ＯＣＴ装置において画像取得に要する時間を大きく変えることなく、且つ高感度にＯＣＴＡのための干渉信号を取得することができる。
【００７２】
Ｌ−ＯＣＴ装置では、これまでのスポット光を用いたＯＣＴ装置と比較して、一走査線からの干渉信号の取得が一点からの干渉信号の取得と略同じ操作で得られることから、画像取得範囲の全体領域からの干渉信号の取得時間を大きく短縮できる。このことは被検眼の固視微動等の影響が抑えられることを意味し、従来よりもよりよい条件で干渉信号が得られることを意味する。本実施例によれば、好適な干渉信号が取得できるＬ−ＯＣＴ装置においてモーションコントラストが得られるようになることにより、明瞭な断層像に基づいたより診断に適したＯＣＴＡ画像が得られる。
【００７３】
以上に述べたように、本実施例における検査装置は、第１の実施例で述べた画像取得手段、制御手段、及び血管画像生成手段に加え、ライン像形成光学系２０１と信号取得手段とを備える。ライン像形成光学系２０１は、断層像が取得される眼底の断層に対応するように測定光のライン像を眼底上に形成する。ラインセンサ０４５、サンプリング部０５１及び制御手段０５４より構成される本実施例の信号取得手段は、眼底上から反射散乱して戻ってくるライン像の反射光を同時に検出して断層像を生成するための信号を取得する。
【００７４】
［第３の実施例］
以下、図６乃至８を参照して、本発明の第３の実施例について説明する。上述した第１及び第２の実施例では、ＯＣＴＡ画像を得るための干渉信号の取得の繰り返しを、単独の走査線（断層）について行うのではなく複数の走査線（断層）をセットとしてこれら走査線セットからの干渉信号の取得を繰り返すこととしている。そして、この走査線セットに含まれる走査線の数を適切に設定することによって、Δｔの値を任意に設定可能としている。これに対して、本実施例では、ＯＣＴＡにおける画像取得範囲を複数の対象領域に分割し、個々の対象領域からのＯＣＴＡ画像の取得について該対象領域を順次オフセットさせながら行うこととしている。即ち、個々の対象領域に含まれる走査線の全てを測定光でスキャンする操作を繰り返すことで、該対象領域における同一走査線から得られる断層像間のΔｔを設定することとしている。そして、生成される異なる領域のＯＣＴＡ画像を合成させて、画像種得範囲全体のＯＣＴＡ画像を表示している。
【００７５】
なお、本実施例において用いているＯＣＴ装置は第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。また、取得した断層像からＯＣＴＡ画像を生成する信号処理フローについても第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。以下では、第１の実施例との相違点である断層像取得用の測定光のスキャン制御について説明する。
【００７６】
［撮影方法］
（断層像取得用のスキャン制御）
図６は、ＯＣＴＡ画像を取得するための画像取得範囲のＥｎＦａｃｅ画像６０１を示し、該画像取得範囲を分割する様式を説明する図である。ＥｎＦａｃｅ画像６０１中の黒く線状に示される部分が血管に対応する。図６に示すように、本実施例では、画像取得範囲をｌ（エル）個の対象領域に分割する。本実施例では、このｌ（エル）個の対象領域各々の中に第１の実施例で述べた走査線セットが配置される。
【００７７】
次に、図７の断層像の取得処理の手順を示すフローチャートを用いて、本実施例における断層像の撮像方法、具体的には干渉信号の取得方法について説明する。干渉信号の取得が開始されると、まずステップＳ７０１において、制御手段０５４は、ＯＣＴＡ画像を撮像する全体領域（画像取得範囲）をｌ（エル）分割する。そして、その各々を断層撮像の対象領域として設定し、インデックスｉを割り当てる。なお、個々の断層に対応する干渉信号の取得処理の詳細については、第１の実施例において述べているためにここでの詳細は省略する。
【００７８】
続くステップＳ７０２において、制御手段０５４はモーションコントラストを得るための断層撮像の繰り返し回数ｍを設定し、これにインデックスｊを割り当てる。次のステップＳ７０３において、制御手段０５４は、個々の対象領域において走査線をオフセットさせていった場合の該対象領域内の走査線総数に対応するステップ数ｎを設定し、インデックスｋを割り当てる。ステップ数ｎは対象領域の各々に対して何本の走査線を配置し、いくつの走査線からの干渉信号を取得するかに対応する。従って、このステップ数ｎの設定に基づいて、ガルバノ駆動手段０６２は一走査線を測定光で走査した後にＹガルバノメトリックミラー０２４を駆動するオフセット角度を制御する。
【００７９】
ステップＳ７０４において、サンプリング部０５１は、ガルバノ駆動手段０６２によって駆動されたＹガルバノメトリックミラー０２４の指定された角度位置における干渉信号を取得する。これにより、対象領域における一つの走査線における断層像を生成するための干渉信号が取得される。次のステップＳ７０５において、制御手段０５４は、インデックスｋが所定数（ｎ）に到達したか否かを判断する。所定数に満たないと判断された場合、対象領域内でまだ干渉信号を取得していない走査線が存在していることとなる。このため、制御手段０５４はフローをステップＳ７０３に戻して、ガルバノ駆動手段０６２によりＹガルバノメトリックミラー０２４の角度位置を一走査線分オフセットさせる。オフセット後、フローはステップＳ７０４に進み、次の走査線における干渉信号の取得が継続される。ステップＳ７０５においてインデックスｋが所定数に到達したと判断された場合、対象領域内の全ての走査線からの干渉信号の取得が終了したとして、制御手段０５４はフローを次のステップＳ７０６へ進める。
【００８０】
ステップＳ７０６において、制御手段０５４は、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。所定数に満たないと判断された場合、対象領域における干渉信号の取得処理が所定の繰り返し回数に達していないこととなる。このため、制御手段０５４はフローをステップＳ７０２に戻して、測定光が該対象領域の走査開始位置に戻るように、ガルバノ駆動手段０６２によりＸガルバノメトリックミラー０２３及びＹガルバノメトリックミラー０２４を動作させる。そして、制御手段０５４は、同じ位置の対象領域に対する干渉信号の取得処理の繰り返しを行う。所定数に到達したと判断された場合、この対象領域からの必要な数の干渉信号の取得は終了したとして、制御手段０５４はフローを次のステップＳ７０７へ進める。
【００８１】
ステップＳ７０７において、制御手段０５４は、インデックスｉが所定数（ｌ）に到達したか否かを判断する。所定数に満たないと判断された場合、画像取得範囲からの干渉信号の取得が終了していないこととなる。このため、制御手段０５４はフローをステップＳ７０１に戻して、干渉信号の取得が終了した対象領域から次の対象領域へ干渉信号の取得範囲をオフセットさせて干渉信号の取得処理を継続する。具体的には、測定光が次の対象領域における走査開始位置に照射されるように、ガルバノ駆動手段０６２によりＸガルバノメトリックミラー０２３及びＹガルバノメトリックミラー０２４を動作させる。その後ステップＳ７０２以降の処理を実行させて次の対象領域における干渉信号の取得処理を行う。所定数に到達したと判断された場合、対象領域全てから必要な数の干渉信号が取得されたとして制御手段０５４はフローを先に進め、画像取得範囲における干渉信号の取得処理を終了する。
【００８２】
なお、図６に示すように、全体領域を分割して得られる対象領域は、相互に重畳する領域を設けるようにその範囲を指定してもよい。図８に、このようにして得られた対象領域を合成して画像取得範囲の全体領域のＯＣＴＡ画像を生成する方法を示す。なお、図８は、図６に例示したＥｎＦａｃｅ画像と同じ様式にて対象領域等の画像を示している。個々の対象領域についてのＥｎＦａｃｅ画像を生成してｉの順に応じて並べると、生成されるＥｎＦａｃｅ画像８０１−１〜８０１−ｉは図８（ａ）に示す状態で並ぶ。図６に例示したように重畳領域６０１−ｉを設けると、この重畳領域６０１−ｉの画像同士で位置合わせを行い、合成画像を生成することが容易となる。
【００８３】
対象領域の画像合成に際して、２つの重畳領域６０１−ｉの画像を比較して最も相関係数が高くなるように、一方の画像をＸ、Ｙ方向にシフトさせ、アフィン変換などにより画像を変形させることで位置合わせを行う。このような位置合せが終了し、個々の対象領域から得られたＥｎＦａｃｅ画像を繋ぎ合わせた状態を図８（ｂ）に示す。繋ぎ合わせ終了後、個々のＥｎＦａｃｅ画像間の境界を消去することにより、図８（ｃ）に示した合成画像８０１が得られる。
【００８４】
なお、本実施例では、ステップＳ７０３の説明で述べたように、対象領域における走査線の数ｎを任意に設定できることとしている。また、その際に分割数ｌ（エル）を合わせて変更することにより、ｌ×ｎで表せる画像取得範囲内の走査線の総数と一定とし、ＯＣＴＡ画像の取得時間と一定とすることを可能としている。しかし、本実施例では第１の実施例とは異なりｎの値のみを変更することも可能であり、これによりＯＣＴＡ画像の解像度とのトレードオフとしてΔｔの長時間化を進めることが可能となる。なお、本実施例は、第２の実施例において述べたＬ−ＯＣＴ装置を用いて実施することも可能である。
【００８５】
以上に述べたように、本実施例によれば、個々の対象領域に対してＯＣＴＡ画像を生成した後に合成画像を生成し、画像取得範囲の全体領域のＯＣＴＡ画像を得ている。これにより、例えば同ラインの繰り返しによる撮影ではΔｔが短く、一方で全体領域を測定光で一度に走査して干渉信号を取得する処理を繰り返す撮影ではΔｔが長すぎる場合であっても、所望の画像取得範囲を所望のΔｔで撮影することが可能となる。即ち、上述した対象領域の数であるｌ（エル）、及び対象領域内の走査線の数（断層セットにおける断層の数）であるｎを変更することで、Δｔを変更することができる。従って、Δｔを常に下限値以上に設定することが可能となり、従来造影対象とすることが困難であった毛細血管であっても、モーションコントラストを得ることができる。また、所望のΔｔを設定することで観察したい血管等を絞ることが可能となり、血管造影における造影対象に対する自由度が確保しやすくなる。また、観察したい範囲が極端に狭くなった場合であっても、ｌ（エル）及びｎを適宜設定することにより最適なΔｔを設定してモーションコントラストを得ることが可能となる。
【００８６】
本実施例では、断層セットが配置される眼底上の領域は、一部が互いに重なるようにオフセットして配置される。信号処理手段０５３より構成される血管画像生成手段は、この眼底上の領域から得られた正面画像（ＥｎＦａｃｅ画像）の各々を用いて位置合わせを行って合成し、画像取得範囲の合成画像を生成する。なお、その際の正面画像は、図６に示したように合成画像を任意の方向に分割した部分領域画像である。なお、上述したように、血管の画像を生成、撮像する画像取得範囲（被撮像領域）の大きさが例えば分割した方向において縮小される場合がある。このように領域が変更された場合には、制御手段０５４は、対象領域を規定する断層セットに含まれる個々の断層の間隔を維持せずに変更する。このように、該被撮像領域の変更量に応じて断層セットの内の断層の数を維持することで、Δｔを維持することができる。
【００８７】
［第４の実施例］
以下に、図９を参照して、本発明の第４の実施例について説明する。上述した第３の実施例では、画像取得範囲を複数の対象領域に分割し、該対象領域内全域からの連続的な干渉信号の取得を繰り返して行って個々の対象領域についてのＯＣＴＡ画像を生成し、これらＯＣＴＡ画像を合成している。本実施例では、画像取得範囲を構成する断層の数をＴとした場合、例えば任意の数の断層を抽出し、画像取得範囲におけるこれらの断層に対応する走査線の干渉信号の連続的な取得を繰りかえすこととしている。即ち、第３の実施例では画像取得範囲を対象領域として分割していたものを、本実施例では特定の条件を満たした断層セット（走査線のセット）によって画像取得範囲の断層を分割している。
【００８８】
なお、本実施例において用いているＯＣＴ装置は第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。また、取得した断層像からＯＣＴＡ画像を生成する信号処理フローについても第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。以下では、実施例１及び３との相違点である断層像取得用の測定光のスキャン制御について説明する。
【００８９】
本実施例における断層像の取得処理の手順を、図７に示すフローチャートを参照して説明する。本実施例の場合、ステップＳ７０１において、制御手段０５４は、撮影する全体領域に存在する断層をｌ（エル）個のグループ（断層セット）に分類する。そして、その各々を撮像の対象グループとして設定し、インデックスｉを割り当てる。図６を参照して説明すると、インデックスｉ＝１が割り当てられるグループは、例えば１番下の対象領域、２番目の対象領域、・・・ｌ（エル）番目の対象領域の各々における１番下の断層からなるグループとなる。インデックスｉ＝２が割り当てられるグループはこれら対象領域各々における下から２番目の断層からなるグループとなる。ここで、画像取得範囲である全体領域を構成する断層像群をＴ（ｙ）と表現すると、対象グループはインデックスｙ（１≦ｙ≦Ｙ）を分割数（因数）ｌで抽出処理した位置に設定される。ここで、Ｙは全体領域に割り振られている全断層数、即ち全走査線数を示す。なお、ステップＳ７０１以外のステップにて行われる処理は第３の実施例の場合と同様のため、ここでの説明は省略する。
【００９０】
例えば、画像取得範囲において干渉信号の取得対象とする走査線の総数Ｔに対して因数ｌ（エル）を４枚とする。この場合、連続的に干渉信号を取得する走査線は（４×ｋ＋（i−４））番目の走査線となる。なお、この式においてｋは抽出した状態で連続的に干渉信号を取得する走査線のインデックスであり、１≦ｋ≦Ｙ／１である。また、ｉは連続して取得した干渉信号から生成した何番面のＯＣＴＡ画像であるかを示す数である。即ち、本実施例では、１枚目のＯＣＴＡ画像の生成のために、４つの走査線を飛ばして、１番目の走査線、５番目の走査線、９番目の走査線、・・・、Ｙ／ｌ（エル）番目の走査線の干渉信号を連続して取得する。そして、（４×Ｙ／ｌ−４）番目の走査線の干渉信号の取得後、再度１番目の走査線からの干渉信号の取得の繰り返しにはいる。第３の実施例に準ずれば、この繰り返し回数はｍ回となる。同様に、２枚目のＯＣＴＡ画像の生成に際しては、２番目の走査線、６番目の走査線、１０番目の走査線、・・・、（４×Ｙ／ｌ−３）番目の走査線の干渉信号を取得する。そして、その後再度２番目の走査線からの干渉信号の取得をｍ−１回繰り返す。即ち、本実施例では、この１、５、９、・・・、（４×Ｙ／ｌ−４）番目の走査線が第１グループの断層セットとなり、２、６、１０、…、（４×Ｙ／ｌ−３）番目の走査線が第２グループの断層セットとなる。
【００９１】
図９は、ｌ＝４で全体領域を間引き処理し、断層のグループを設定した場合に得られるＥｎＦａｃｅ画像９０１−１〜９０１−４の画像群と、これらを合成することで得られる合成画像９０１の例である。ＥｎＦａｃｅ画像９０１−１〜９０１−４の各々は、ＯＣＴＡ画像の生成に用いた断層像の数が合成画像の場合の１／４であるため、間引き処理を実行した方向の横分解能は低下する。しかし、一方で、合成画像の生成に用いる撮像範囲全体を写したＥｎＦａｃｅ画像の枚数が増えるため、これらを合成することでコントラストを向上させた画像を得ることが可能となる。なお、本実施例における合成処理では、各画像の位置合わせと共に積算処理を実行する。各画像の位置合わせは上述した第３の実施例の場合と同様であって、個々の画像の相関が最も高くなるように、画像のＸ、Ｙ方向のシフトやアフィン変換を実行する。
【００９２】
以上に述べたように、本実施例によっても、第３の実施例と同様に、Δｔを常に下限値以上に設定することが可能となり、従来造影対象とすることが困難であった毛細血管であっても、モーションコントラストを得ることができる。また、所望のΔｔを設定することで観察したい血管等を絞ることが可能となり、血管造影における造影対象に対する自由度が確保しやすくなる。また、観察したい範囲が極端に狭くなった場合であっても、最適なΔｔを設定してモーションコントラストを得ることが可能となる。また、本実施例も、第３の実施例と同様に、第２の実施例において述べたＬ−ＯＣＴ装置を用いて実施することも可能である。
【００９３】
本実施例において、上述した断層セットは、所定の間隔を空けて配置される複数の断層より構成される。そして、本実施例において信号処理手段０５３より構成される血管画像生成手段は、断層セットから得られた画像取得範囲と略等しい領域から得られる、全ての断層より生成した正面像より解像度で劣った正面画像（ＥｎＦａｃｅ画像）各々を合成する。これにより、画像取得範囲において十分なモーションコントラストを有した合成画像を生成する。
【００９４】
［第５の実施例］
以下、図１０を参照して、本発明の第５の実施例について説明する。第２の実施例ではＬ−ＯＣＴ装置を用い、且つライン状の測定光の走査パターンを適宜変更することによってΔｔを任意に設定している。これに対して、本実施例では、走査パターンの変更ではなくＯＣＴＡ画像の生成に用いる断層像（干渉信号）の抜き出し様式を変更することによって実質的にΔｔの任意の設定を行っている。即ち、本実施例では、Δｔの調整としてガルバノメトリックミラー１２４の駆動制御を用いずに、連続的に取得される同一位置の断層像群から所定の因数で断層像を抽出する方法を用いる。
【００９５】
なお、本実施例では実施例２において用いたＬ−ＯＣＴ装置を用いるため、実施例２において用いた参照符号を用いることによってここでの装置の説明は省略する。また、取得した断層像からＯＣＴＡ画像を生成する信号処理フローについても基本的には第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。以下では、第２の実施例との相違点であるＯＣＴＡ画像生成の際に用いる干渉信号の抜き出し様式（図４におけるステップＳ１０２）について説明する。なお、以降において、説明の容易化のために、抽出される対象を実際の干渉信号ではなく、干渉信号より生成される断層像として説明する。
【００９６】
図１０は、Ｌ−ＯＣＴ装置により連続的に取得される同一位置（同一の断層）の断層像群を示している。上述したように、Ｌ−ＯＣＴ装置による断層像の取得ではΔｔが非常に短いために、モーションコントラストが小さくなってしまう。そこで、本実施例では同一位置の断層像（ｉ＝１、２、３、…ｒ+２、ｒ+３、ｒ+４、…）を連続的に取得し、得られる断層画像群Ｔ（ｉ）に対して、良好なモーションコントラストを得るため、因数ｒで間引いた画像同士でモーションコントラストを計算する。即ち、図１０において、インデックスｉ＝１の断層像と比較しモーションコントラストを計算する対象となる断層像は、オフセット分ｒを加えたインデックスｉ＝ｒ＋２の断層像となる。
【００９７】
ここで、因数ｒは、インデックスｉ＝１の断層像とｉ＝ｒ＋２の断層像との間のΔｔとして、毛細血管等のモーションコントラストが得られる下限値以上の値のΔｔが得られるように設定される。これにより、従来のＬ−ＯＣＴ装置では得られなかったモーションコントラスト特徴量を求めることができ、該Ｌ−ＯＣＴ装置を用いたＯＣＴＡ画像の取得が可能となる。なお、因数ｒは、観察対象とする血管の径等に応じて、より好適なモーションコントラストが得られるΔｔに応じて設定されるとよい。
【００９８】
即ち、間引きする因数ｒを順次変更しながら、所望のＯＣＴＡ画像が得られるような調整機構を装置に持たせてもよい。例えば、制御手段０５４はガルバノ駆動手段０６２に同一ラインの断層像を常に取得するように指令し、信号処理手段０５３により生成されるＯＣＴＡ画像をモニタ０５５にプレビュー表示させる。ユーザーはモニタ０５５上に表示されるＯＣＴＡ画像を見ながら因数ｒの設定を行い、最適な因数ｒの調整を行う。或いは、ユーザーの操作に頼らず、Ｌ−ＯＣＴ装置が自動的に因数ｒを設定しても良い。この場合、信号処理手段０５３がｒ＋１枚分隔てられた２枚の断層像間の相関値とモーションコントラストの代表値を保持しておき、一定の相関値を満たす画像同士の比較において、最もモーションコントラストが高くなる因数ｒを抽出する。
【００９９】
また、因数ｒを調整するのではなく、因数ｒを順次変更しながら得られるＯＣＴＡ画像群を各々保存し、これら画像群に対して比較・解析を行っても良い。モーションコントラストは、血管内を流れる血流速度に依存する。このため、各々Δｔを変えて生成した複数のＯＣＴＡ画像を評価・解析することで、断層像内に存在する個々の血管内を流れる血流の評価を行うことが可能となる。例えば、因数ｒを順次変更しながら得られたＯＣＴＡ画像群において各画像における種々の径の血管像に関する画像評価指数を算出し、該画像評価指数が高い画像をモニタ０５５が表示することとすればよい。
【０１００】
以上、本実施例によれば、Ｌ−ＯＣＴ装置により連続取得される断層像から、所定の因数ｎで抽出して得られた断層像を比較する。これにより、モーションコントラストを解析的に取得することが可能となる。なお、この場合、ｉ＝１とｉ＝ｒ＋２、ｉ＝ｒ＋２とｉ＝２ｒ＋３、・・・と抽出する場合、ｉ＝２とｉ＝ｒ＋３、ｉ＝ｒ＋３とｉ＝２ｒ＋４、・・・と抽出する場合、ｉ＝３とｉ＝ｒ＋４、・・・と抽出する場合も同じΔｔが得られる。従って、このように抽出した断層像より得た各モーションコントラストも、同じΔｔにより得られたモーションコントラストとして用いることができる。また、例えば１つのライン像から断層像を取得するために要する時間をΔｔａとすると、因数ｒを変更することにより、Δｔａ、２×Δｔａ、３×Δｔａ、・・・と異なるΔｔに基づいたモーションコントラスト画像が容易に得られる。そして、これらを選択することによって、太さ等の異なる血管の画像を生成することが可能となる。
【０１０１】
上述した第１、３及び４の実施例では、スポット光により眼底上の１点の深さ方向の干渉信号を取得し、この操作を測定光の走査方向において連続的に繰り返すことで所定の断層に対応する画像生成のための干渉信号を得ている。従って、ある断層を構成する１走査線からの干渉信号の取得から次の走査線からの干渉信号の取得の開始までには、上述した式（１）に示されるΔｔ１の時間間隔が必然的に発生する。
【０１０２】
これに対して、本実施例で用いたＬ−ＯＣＴ装置を用いて所定の断層からの干渉信号を得る場合、第１の実施例等の１走査線に対応する１ライン像の各位置からの干渉信号の取得は同時に行われる。また、測定光を走査線の走査開始位置まで戻す必要もなく、ライン像の照射位置をそのままにして次の干渉信号の取得を始められる。従って、Ｌ−ＯＣＴ装置の場合に発生するΔｔ１は式（１）におけるｔＡＣＱと同じになり、該Δｔはラインセンサ０４５のラインレートによって規定された上述したΔｔａとなる。このΔｔａはごく短時間であることから、因数ｒの変更によってΔｔは非常に細かく、且つ画像取得時間を大きく延長をすることなく変化させることが可能となる。即ち、Δｔ１が本来的にごく小さいＬ−ＯＣＴ装置において断層を間引くように干渉信号を取得してＯＣＴＡ画像を生成することにより、例えば種々の血管径の血管に対して最適な画像を提供することが可能となる。
【０１０３】
以上に述べたように、本実施例における検査装置は、画像取得手段、血管画像生成手段、及び制御手段０５４を備える。本実施例において、画像取得手段は、ラインセンサ０４５、サンプリング部０５１、制御手段０５４、及び信号処理手段０５３より構成され、測定光のライン像を眼底上に照射して該眼底の断層の断層像を連続的に取得する。そして、ライン像の延在方向に垂直な方向においてライン像を眼底上で走査して、眼底の３次元断層像を取得する。信号処理手段０５３より構成される血管画像生成手段は、連続的に取得された同一の断層の複数枚の断層像に基づいて、眼底内に走行する血管の画像を生成する。その際、制御手段０５４は、所定の時間間隔を空けて取得されている断層像を、連続的に取得された同一の断層の断層像から血管の画像の生成に用いる断層像として信号処理手段０５３に抽出させる。
【０１０４】
なお、抽出された断層像間にて眼底において位置変化する組織の変化を認識可能とする適当なモーションコントラスト特徴量を得るには、最低時間間隔が存在する。よって、制御手段０５４は、信号処理手段０５３に対して、この最低時間間隔以上となるように前述した所定の時間間隔を設定させる。また、制御手段０５４は、更に好適な血管画像を得るために、信号処理手段０５３に対して観察目的とする血管の径に応じるように所定の時間間隔を変更させるとよい。また、本実施例における検査装置は、生成された血管の画像を表示手段であるモニタ０５５に表示させる表示制御手段として機能する制御手段０５４を備える。この表示制御手段は、所定の時間を変えて得られた複数の血管の画像において、所望の血管の径に関する画像評価値の高い画像をモニタ０５５に表示させるとよい。
【０１０５】
また、本実施例は、上述した第１〜第４の実施例と組み合わせることも可能である。即ち、第１の実施例等において測定光の繰り返し走査を行う際の断層セットについて、時間的に連続した断層セット群から所定の時間間隔を経る特定の断層セットを抜き出し、これら特定の断層セットにおける対応する断層間よりモーションコントラストを得てもよい。具体的には、例えば連続して取得された断層セット１、断層セット２、断層セット３、・・・、断層セットｎの断層セット群から、断層セット１、断層セット３、断層セット５、・・・を抜き出す。これにより、抜き出した断層セット間において存在するΔｔは、当初の断層セットにおける繰り返し走査で得ていたΔｔの２倍となる。このように、本実施例と先の実施例とを組み合わせることにより、実際に断層像の取得が終了した後であっても、任意のΔｔによるモーションコントラストの取得が可能となる。
【０１０６】
［その他の実施例］
なお、本発明は上述した実施例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、種々の変形或いは変更して実施することができる。例えば、上述した実施例では、被検眼の眼底が被検査物である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の態様を有する。従って、本発明は眼科装置に例示される検査装置として把握され、被検眼眼底は被検査物の一態様として把握されることが望ましい。
【０１０７】
また、本発明は、上述の実施例の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給する態様ともできる。該態様においては、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも、本発明が実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。即ち、コンピュータが読み出したプログラムコードを実行することにより、コンピュータ上で稼動しているオペレーティングシステム（ＯＳ）等が実際の処理の一部又は全部を行い、その処理によって上述した実施例の機能が実現される場合も含まれる。更に、記録媒体から読み出したプログラムコードが、コンピュータ付属の機能拡張カードや機能拡張ユニット内のメモリに書込まれ、該拡張カードや拡張ユニット内の演算装置が実際の処理の一部か全部を行い、上述した実施例の機能が実現される場合も含む。また、本発明を該記録媒体に適用する場合、その記録媒体には、先に説明した図に対応したプログラムコードが格納されることになる。以上より、本発明は、上述した各手段による工程或いは処理をコンピュータ実行させる検査装置の制御方法を構成する。
【０１０８】
以上、実施例を参照して本発明について説明したが、本発明は上述した実施例に限定されるものではない。本発明の趣旨に反しない範囲で変更された発明、及び本発明と均等な発明も本発明に含まれる。また、上述の各実施例は、本発明の趣旨に反しない範囲で適宜組み合わせることができる。
【符号の説明】
【０１０９】
１０２、２０２  サンプル光学系
１０３、２０３  参照光学系
１０４、２０７  撮像光学系
００１  光源
００２  カプラ
１０５  ビームスプリッタ
０２７  被検眼
０５１  サンプリング部
０５２  メモリ
０５３  信号処理手段
０５４  制御手段
０５５  モニタ
０５６  操作入力手段
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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