CN110063714B - 光学相干层析成像装置 - Google Patents

光学相干层析成像装置 Download PDF

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Abstract

一种光学相干层析成像装置，其具有：光源；测量光生成部，其生成测量光，且将生成的测量光向生物体内的对象区域照射而生成来自对象区域的反射光；参照光生成部，其用光源的光来生成参照光；干涉光生成部，其生成干涉光；干涉光检测部，其检测干涉信号；和运算装置。运算装置被构成为能够执行以下处理：第1层析图像获取处理，其根据由干涉光检测部检测到的干涉信号按时间序列获取对象区域内的同一截面的多个层析图像；第1熵计算处理，其根据按时间序列获取到的多个层析图像来计算检测到的干涉信号的熵；和动态部位确定处理，其根据计算出的干涉信号的熵来确定层析图像内的动态部位。据此，能够以非侵入的方式高精度地检测生物体内的动态部位。

Description

光学相干层析成像装置
技术领域
本说明书公开的技术涉及一种光学相干层析成像装置(optical coherencetomographic device)。
背景技术
开发了一种确定生物体内的动态部位(例如，血管的位置等)的技术。作为确定生物体内的动态部位的方法例如已知有当前在临床上普遍使用的荧光造影法。在荧光造影法中，向患者的体内注入含有荧光色素的造影剂，通过检测荧光色素的荧光来确定生物体内的动态部位。另外，作为确定生物体内的动态部位的其他方法已知有使用光学相干层析法(Optical Coherence Tomography：OCT)的方法。当使用光学相干层析法时，以非侵入(无创性)的方式来确定生物体内的动态部位。例如，在专利文献1中公开了使用光学相干层析法的生物体内的血管造影方法一例。
【现有技术文献】
专利文献
专利文献1：美国专利申请公开第2016/0066798号说明书
发明内容
发明所要解决的技术问题
在上述的荧光造影法中，需要向患者的体内注入造影剂，存在患者的负担大的问题。另外，在使用专利文献1所记载的光学相干层析法的方法中存在无法高精度地确定生物体内的动态部位的问题。本说明书公开一种以非侵入的方式高精度地检测生物体内的动态部位的技术。
用于解决技术问题的技术方案
本说明书所公开的光学相干层析成像装置具有光源、测量光生成部、参照光生成部、干涉光生成部、干涉光检测部和运算装置，其中，所述测量光生成部用光源的光来生成测量光，并且将生成的测量光向生物体内的对象区域照射而生成来自对象区域的反射光；所述参照光生成部用光源的光来生成参照光；所述干涉光生成部将由测量光生成部生成的来自对象区域的反射光与由参照光生成部生成的参照光合波来生成干涉光；所述干涉光检测部用由干涉光生成部生成的干涉光来检测干涉信号。运算装置被构成为能够执行第1层析图像获取处理、第1熵计算处理和动态部位确定处理，其中，在所述第1层析图像获取处理中，根据由干涉光检测部检测到的干涉信号按时间序列获取对象区域内的同一截面的多个层析图像(tomographic image)；在所述第1熵计算处理中，根据按时间序列获取到的多个层析图像来计算检测到的干涉信号的熵(entropy)；在所述动态部位确定处理中，根据计算出的干涉信号的熵来确定层析图像内的动态部位。
在上述的光学相干层析成像装置中，通过按时间序列获取在特定的对象区域内的同一截面的多个层析图像(干涉信号)，能够计算该获取到的干涉信号的熵。在生物体内的静态部位，其层析图像几乎没有时间性变化，在生物体内的动态部位，该层析图像时间性地变化。因此，在按时间序列观察时，在生物体内几乎不发生运动的组织等静态部位熵变低，在血管等动态部位熵变高。因此，通过计算干涉信号的熵，能够以非侵入的方式来高精度地确定动态部位。
附图说明
图1是表示实施例所涉及的光学相干层析成像装置的光学***的概略结构的图。
图2是表示实施例所涉及的光学相干层析成像装置的控制***的框图。
图3是表示使用本实施例的光学相干层析成像装置来确定受检眼的动态部位的处理一例的流程图。
图4是用于说明对干涉信号波形进行处理的步骤的图。
图5是用于说明在规定的范围内对光射入受检眼的射入位置进行扫描，根据对各射入位置得到的信息(由图4所示的步骤得到的信息)来确定受检眼的各部位的位置的步骤的图。
图6是受检眼的眼角附近的层析图像，是表示信号强度的图像。
图7是表示与图6的层析图像一致的部分中的熵(entropy)的图像，(a)是表示检测到的干涉信号的熵的图像，(b)是表示噪声分量的熵的图像，(c)是表示从检测到的干涉信号的熵中除去噪声分量的熵后的图像。
图8是用于说明径向扫描方式的图。
具体实施方式
先列举以下说明的实施例的主要特征。另外，以下所记载的技术要素是分别独立的技术要素，单独地或者通过各种组合来发挥技术实用性，并不限定于申请时技术方案的组合。
(特征1)在本说明书所公开的光学相干层析成像装置中，运算装置也可以构成为还能够执行第2熵计算处理和熵校正处理，其中，在所述第2熵计算处理中，根据按时间序列获取到的多个层析图像来计算检测到的干涉信号的噪声分量的熵；在所述熵校正处理中，从通过第1熵计算处理计算出的检测到的干涉信号的熵中除去通过第2熵计算处理计算出的所述噪声分量的熵，来校正干涉信号的熵。检测到的干涉信号的熵包括噪声分量的熵。在此，真实的干涉信号所具有的无序性(熵)与由于噪声分量而造成的无序性(熵)在统计上互不相关。因此，检测到的干涉信号的熵为真实的干涉信号所具有的熵和噪声分量的熵的和。因此，计算噪声分量的熵，通过将其从检测到的干涉信号的熵中除去，而能够计算真实的干涉信号的熵。据此，能够更准确地计算干涉信号的熵，由此可以更准确地确定动态部位。
(特征2)在本说明书所公开的光学相干层析成像装置中，运算装置也可以构成为还能够执行第2层析图像获取处理和确定完成层析图像生成处理，其中，在所述第2层析图像获取处理中，按时间序列获取在对象区域内的多个截面的层析图像；在所述确定完成层析图像生成处理中，分别对多个截面执行第1熵计算处理和动态部位确定处理，生成该截面中的动态部位被确定的确定完成层析图像。根据这样的结构，能够三维地掌握对象区域。因此，检查者能够更准确地掌握对象区域的动态部位。
(特征3)在本说明书所公开的光学相干层析成像装置中，运算装置也可以构成为还能够执行正面图像生成处理，在该正面图像生成处理中，使用重叠有多个确定完成层析图像的三维图像数据来生成对象区域的正面图像。根据这样的结构，对确定了动态部位的对象区域生成二维的正面图像。因此，检查者能够更简便地掌握对象区域的动态部位。
(特征4)在本说明书所公开的光学相干层析成像装置中，对象区域也可以包括血管部分。动态部位也可以是血管部分。血管部分由于血流而随时间变化，因此，能够将血管部分视为动态部位。因此，能够使用层析图像以非侵入的方式来确定血管的位置。
【实施例】
下面，对实施例所涉及的光学相干层析成像装置进行说明。如图1所示，光学相干层析成像装置具有：干涉光学***10，其用于使从受检眼E反射的反射光和参照光相干涉；观察光学***42，其用于观察受检眼E的前眼部；校准光学***(alignment opticalsystem)(省略图示)，其用于将光学相干层析成像装置相对于受检眼E校准为规定的位置关系；和K-clock发生装置56(在图2中图示)，其生成K-clock信号。另外，校准光学***能够使用公知的眼科装置所使用的校准光学***，因此，省略对其的详细说明。
干涉光学***10由光源12、测量光学***、参照光学***和平衡检测器38构成，其中，所述测量光学***向受检眼E的内部照射光源12的光并且生成其反射光；所述参照光学***用光源12的光来生成参照光；所述平衡检测器38检测对由测量光学***引导的反射光和由参照光学***引导的参照光进行合成而得到的干涉光。
光源12是波长扫描型的光源，其射出的光的波长以规定的周期发生变化。当从光源12射出的光的波长发生变化时，与射出的光的波长对应，从受检眼E的深度方向上的各部位反射的光中、与参照光发生干涉的反射光的反射位置在受检眼E的深度方向上发生变化。因此，通过一边改变射出的光的波长一边测定干涉光，能够确定受检眼E的内部的各部位(例如，晶状体、视网膜等)的位置。
测量光学***由光纤耦合器16、36、准直镜(collimator lens)18、聚焦镜(focuslens)20、检流计反射镜(galvanometer mirrors)22、透镜24、双色镜(dichroic mirror)26和物镜28构成。从光源12输出的光通过光纤而被输入光纤耦合器16。被输入光纤耦合器16的光在光纤耦合器16中被分成测量光和参照光而输出。从光纤耦合器16输出的测量光通过光纤而向准直镜18射出。被输出到准直镜18的测量光经由聚焦镜20、检流计反射镜22、透镜24、双色镜26和物镜28而向受检眼E照射。来自受检眼E的反射光与上述相反，经由物镜28、双色镜26、透镜24、检流计反射镜22和聚焦镜20而被输入准直镜18。被输入准直镜18的反射光通过光纤而输入光纤耦合器16。被输入光纤耦合器16的反射光通过光纤而被输入光纤耦合器36的一方的输入部。
另外，测量光学***具有：第2驱动装置48(在图2中图示)，其使聚焦镜20沿光轴方向进退移动；和第3驱动装置50(在图2中图示)，其使检流计反射镜22相对于光轴倾动。第2驱动装置48沿图1的箭头A方向来驱动聚焦镜20，据此，照射到受检眼E的光的焦点位置沿受检眼E的深度方向变化。另外，第3驱动装置50使检流计反射镜22进行倾动，由此对测量光向受检眼E照射的照射位置进行扫描。
参照光学***由光纤耦合器16、准直镜30、34、棱镜32和光纤耦合器36构成。从光纤耦合器16输出的参照光通过光纤而被向准直镜30射出。被输入准直镜30的参照光由棱镜32进行反射而输出给准直镜34。被输入准直镜34的参照光通过光纤而被输入光纤耦合器36的另一方的输入部。
另外，参照光学***具有第4驱动装置52(在图2中图示)，该第4驱动装置52使棱镜32相对于准直镜30、34进退移动。第4驱动装置52沿图1的箭头B方向驱动棱镜32，据此，参照光学***的光程发生变化。据此，能够调整参照光学***的光程以使其与测量光学***的光程大致一致。
光纤耦合器36将被输入的来自受检眼E的反射光和参照光合波来生成干涉光。光纤耦合器36将生成的干涉光分支为相位相差180度的2束干涉光，且将其输入平衡检测器38。平衡检测器38对从光纤耦合器36输入的相位相差180度的2束干涉光实施差分放大和噪声降低处理，且将其转换为电信号(干涉信号)。平衡检测器38将干涉信号输出给AD转换器40。AD转换器40对输入的干涉信号进行A/D转换，作为数字信号进行采样。采样到的干涉信号被输出给运算装置60。
K-clock发生装置56(在图2中图示)为了以等间隔频率(相对于光的频率为均等的频率间隔)来进行干涉信号的采样，而使用光源12的光来光学地生成采样时钟(K-clock)信号。然后，向运算装置60输出生成的K-clock信号。据此，运算装置60根据K-clock信号对干涉信号进行采样，由此抑制干涉信号的失真，防止分辨率恶化。另外，在本实施例中，向运算装置60输入按K-clock信号规定的定时(timing)进行采样得到的干涉信号，但并不限定于这样的结构。例如，运算装置60也可以实施以下处理：以一定时间间隔对表示与预先判明的扫描时间相对的频率的函数、同时获取到的扫描曲线(sweep profile)进行采样得到的数据进行测量。
观察光学***42通过双色镜26来向受检眼E照射观察光，并且拍摄从受检眼E反射的反射光(即，被照射的观察光的反射光)。在此，双色镜26使来自干涉光学***10的光源12的光透过，另一方面反射来自观察光学***42的光源的光。因此，在本实施例的光学相干层析成像装置中，能够同时进行由干涉光学***10进行的测定和由观察光学***42进行的前眼部的观察。另外，观察光学***42中能够使用公知的光学相干层析成像装置所使用的观察光学***，因此，对其详细结构省略说明。另外，本实施例的光学相干层析成像装置可以具有引导被检者凝视来易于测量的凝视目标光学***(vision fixation target opticalsystem)，也可以具有获取受检眼E的眼底的俯视图像的SLO光学***。
另外，在本实施例的光学相干层析成像装置中，具有：位置调整机构44(在图2中图示)，其用于相对于受检眼E来调整光学相干层析成像装置的位置；和第1驱动装置46(在图2中图示)，其驱动该位置调整机构44。另外，在后面对由位置调整机构44调整位置的处理进行叙述。
接着，对本实施例的光学相干层析成像装置的控制***的结构进行说明。如图2所示，光学相干层析成像装置由运算装置60进行控制。运算装置60通过由CPU、ROM、RAM等构成的微型计算机(微处理器)构成。在运算装置60上连接有光源12、第1～第4驱动装置46～52、监视器54和观察光学***42。运算装置60控制光源12的接通/断开，通过控制第1～第4驱动装置46～52来驱动各部42、20、22、32。另外，控制观察光学***42来将由观察光学***42拍摄到的前眼部像显示于监视器54。另外，在运算装置60上连接有AD转换器40和K-clock发生装置56。从K-clock发生装置56向运算装置60输入K-clock信号，从AD转换器40向运算装置60输入按K-clock信号的定时(timing)进行采样得到的干涉信号。运算装置60对来自AD转换器40的干涉信号进行傅里叶变换处理等运算处理，生成层析图像。输入运算装置60的数据或运算结果被存储于存储器(省略图示)。
接着，参照图3～图7，对使用本实施例的光学相干层析成像装置来确定受检眼E的动态部位的处理进行说明。图3是表示使用本实施例的光学相干层析成像装置来确定受检眼E的动态部位的处理一例的流程图。在图3中，步骤S12～步骤S22是按时间序列拍摄多个受检眼E的同一截面的层析图像的处理，步骤S24～步骤S30是根据获取到的层析图像来确定生物体内的动态部位的处理。
如图3所示，首先，检查者操作未图示的操作杆等操作部件，相对于受检眼E而进行光学相干层析成像装置的位置对准(S12)。即，运算装置60按照检查者对操作部件的操作，通过第1驱动装置46来驱动位置调整机构44。据此，调整光学相干层析成像装置相对于受检眼E的xy方向(纵横方向)的位置和z方向(进退移动的方向)的位置。另外，运算装置60驱动第2驱动装置48来调整聚焦镜20的位置，驱动第4驱动装置52来调整棱镜32的位置。据此，从光源12照射到受检眼E的光的焦点位置为受检眼E的规定位置(例如，角膜的前表面)，另外，测量光学***的光程与参照光学***的光程一致的零点位置为受检眼E的规定位置(例如，角膜的前表面)。
接着，运算装置60驱动第3驱动装置50，将检流计反射镜22调整为扫描角范围内的1个扫描角(S14)。据此，来自光源12的光以与被调整后的扫描角对应的射入位置和射入角度射入受检眼E。
当检流计反射镜22的调整结束时，运算装置60将光源12开启，一边改变从光源12照射的光的频率一边获取由平衡检测器38检测到的、由AD转换器40采样到的干涉信号(S16)。如图4所示，从AD转换器40输出的干涉信号为信号强度随时间变化的信号，该信号是基于干涉波的信号，该干涉波通过对从受检眼E的各部(例如，角膜的前表面和后表面、晶状体的前表面和后表面、和视网膜等)反射的各反射光和参照光进行合成而得到。因此，运算装置60通过对从AD转换器40输入的信号进行傅里叶变换，来从该信号中分离基于从受检眼E的各部(例如，角膜的前表面和后表面、晶状体的前表面和后表面、和视网膜等)反射的反射光的干涉信号分量。据此，运算装置60能够确定受检眼E的各部的深度方向上的位置。另外，在本说明书中，将通过改变从光源12照射的光的频率来获取包括受检眼E的各部的深度方向上的位置信息的干涉信号的操作称为A扫描。
接着，运算装置60判断是否对在测定前预先设定的所有的扫描角(即，所有的射入位置和射入角)均实施了上述的步骤S16的测定(S18)。在不是对所有的扫描角均实施了步骤S16的测定的情况下(步骤S18为否的情况下)，返回步骤S14，重复从步骤S14开始的处理。据此，针对扫描检流计反射镜22的各扫描角获取由A扫描得到的干涉信号。另外，在本说明书中将通过改变检流计反射镜22的扫描角来改变来自光源12的光射入的位置和射入角度的操作称为B扫描。
另一方面，在对所有的扫描角均实施了步骤S16的测定的情况下(步骤S18为是的情况)，运算装置60根据对各扫描角得到的干涉信号来确定受检眼E的各部位(例如，角膜的前表面和后表面、晶状体的前表面和后表面、和视网膜等)的位置(S20)。具体而言，当对各扫描角执行步骤S16的处理时，对各扫描角获取干涉信号的信息(A扫描信息)。因此，如图5所示，得到排列有各扫描角的数量(n个)的干涉信号信息(A扫描信息)的二维信息。因此，运算装置60通过计算各干涉信号信息所包含的受检眼E的各部位(例如，角膜、前房、虹膜、晶状体等)的分界线来确定受检眼E的各部位的位置。运算装置60将获取(拍摄)到的层析图像的数据存入存储器。
接着，运算装置60判断是否对在测定前预先设定的所有的时间(拍摄时间点)均获取到通过上述的步骤S14～S20获取的层析图像的数据(S22)。在本实施例中，按时间序列拍摄多个受检眼E的同一截面的层析图像。因此，运算装置60以预先设定的时间间隔且以预先设定的次数(即，在预先设定的拍摄期间内的所有的拍摄时间点)，获取受检眼E的同一截面的B扫描信息。在不是对所有的时间均获取到层析图像的情况下(步骤S22为否的情况下)，返回步骤S14，重复从步骤S14开始的处理。据此，获取(拍摄)到的多个层析图像的数据被按时间序列存入存储器。另一方面，在对所有的时间均获取到层析图像的情况下(步骤S22为是的情况)，进入下一处理。
接着，使用获取到的多个层析图像来计算检测到的干涉信号的熵(S24)。通过直到上述步骤S22为止的处理，在存储器中存储受检眼E的同一截面的多个层析图像的数据。多个层析图像是同一截面的图像，因此，生物体内的静态部位在多个图像间不容易产生差异。即，熵变低。另一方面，生物体内的动态部位在多个图像间易于产生差异。即，熵变高。因此，通过使用按时间序列获取到的多个图像来计算熵，能够以非侵入的方式高精度地确定层析图像内的动态部位。另外，在根据层析图像来确定动态部位的现有技术的方法中，为了确定按时间序列拍摄到的多个图像间的差异是由于为动态部位而造成还是由于噪声而造成，有时需要增长对象区域的测定时间。在本实施例中，通过计算熵来确定动态部位，因此能够缩短对象区域的测定时间。层析图像内的动态部位例如为受检眼E的血管部分等。
步骤S24的处理按照以下的步骤来进行。将在时间t获取到的干涉光的复数信号(complex signal)定义为g(t)。此时，如以下的数学公式1那样来定义在时间t和时间t+Δt获取到的干涉光的复数信号的对。另外，E(t)表示在时间t的真实的复数信号(即，不包括噪声分量的复数信号)，γ表示加性复数白噪声(additive complex white noise)。
【数学公式1】
运算装置60计算上述数学公式1的协方差矩阵(covariance matrix)的集合平均(ensemble average)。数学公式1的协方差矩阵的集合平均由以下的数学公式2来表示。另外，上划线表示集合平均，上标的短剑符(dagger)表示埃尔米特转置，上标的星号表示复共轭。
【数学公式2】
另外，也可以使用任意的整数n，如以下的数学公式3那样来表示在时间t+nΔt和时间t+(n+1)Δt获取到的干涉光的复数信号的对。
【数学公式3】
χ(t+nΔt,t+(n+1)Δt)
运算装置60也可以将上述的数学公式1置换为数学公式3，计算数学公式3的协方差矩阵的集合平均。另外，上述的数学公式2表示空间中的某一点的协方差矩阵的集合平均，在集合平均中也可以包括在空间上定义的核尺寸内的多个点。
接着，运算装置60对上述的数学公式2进行特征值分解。于是，得到以下的数学公式4。另外，λ1、λ2表示特征值，设λ1≧λ2≧0。另外，U表示由特征向量构成的矩阵。
【数学公式4】
此时，λ1、λ2如以下的数学公式5所示那样被标准化。
【数学公式5】
当使用上述的数学公式5时，检测到的干涉信号的熵如以下的数学公式6那样进行定义。另外，H表示检测到的干涉信号的熵。
【数学公式6】
如上所述，运算装置60能够使用受检眼E的同一截面的多个层析图像的数据来计算检测到的干涉信号的熵。
另外，在上述的数学公式2中，在集合平均所使用的样本数不足的情况下，运算装置60也可以如以下的数学公式7那样来校正上述数学公式5的特征值。
【数学公式7】
在代替上述的数学公式5而使用数学公式7来作为特征值的情况下，代替数学公式6而如以下的数学公式8那样来定义检测到的干涉信号的熵。
【数学公式8】
因此，运算装置60也可以使用上述的数学公式6和数学公式8中的任一个来作为检测到的干涉信号的熵。下面，为了易于进行说明，使用数学公式6来作为检测到的干涉信号的熵。
当计算检测到的干涉信号的熵时，运算装置60计算干涉信号的噪声分量的熵(S26)。在上述步骤S24中计算出的检测到的干涉信号的熵不仅包括真实的干涉信号所具有的无序性(以下还称为真实的干涉信号的熵)，而且包括由于噪声分量而造成的无序性(以下还称为噪声分量的熵)。在此，真实的干涉信号的熵和噪声分量的熵在统计上互不相关。因此，真实的干涉信号的熵与噪声分量的熵的和与检测到的干涉信号的熵一致。因此，在步骤S26中，为了计算真实的干涉信号的熵而计算噪声分量的熵。
步骤S26的处理按照以下的步骤来进行。与上述的步骤S24不同，不将测定对象放置于装置而准备仅测定到噪声的层析图像，且将其用于步骤S26的处理。上述的数学公式1所表示的式子是与琼斯向量(Jones vector)同样的2行1列的向量。另外，琼斯向量能够变形为DOP(偏振度、degree of polarization)。因此，由数学公式1表示的式子能够适用将琼斯向量变形为DOP的计算方法来进行变形。因此，运算装置60使用将琼斯向量变形为DOP的计算方法，将数学公式1如以下的数学公式9那样进行变形。
【数学公式9】
另外，由琼斯向量变形得到的DOP能够进一步变形为特征值。因此，运算装置60使用将由琼斯向量变形得到的DOP变形为特征值的计算方法，将上述的数学公式9如以下的数学公式10那样进行变形。
【数学公式10】
当使用上述的数学公式10时，能够如以下的数学公式11那样来计算噪声分量的熵。另外，Hnoise表示噪声分量的熵。
【数学公式11】
接着，运算装置60计算真实的干涉信号的熵(S28)。真实的干涉信号的熵能够通过从被检测到的干涉信号的熵中除去噪声分量的熵来计算。因此，以下的数学公式12所示的式子成立。另外，Hsubject表示真实的干涉信号的熵。
【数学公式12】
Hsubject＝H-Hnoise
运算装置60将由步骤S24计算出的干涉信号的熵和由步骤S26计算出的噪声分量的熵代入上述数学公式12来计算真实的干涉信号的熵。在本实施例中，分别单独地计算检测到的干涉信号的熵与噪声分量的熵。因此，例如即使在干涉信号小的情况下，也能够分别准确地计算检测到的干涉信号的熵和噪声分量的熵。因此，能够更准确地计算真实的干涉信号的熵。
另外，在本发明人进行的实验中已确认，通过从检测到的干涉信号的熵中除去噪声分量的熵，能够准确地计算真实的干涉信号的熵。图6和图7表示受检眼E的眼角附近的层析图像。图6是表示干涉信号的强度的图像，图7中的(a)～(c)是表示在与图6的图像一致的部分的熵的图像。详细而言，图7中的(a)是表示检测到的干涉信号的熵的图像，图7中的(b)是表示噪声分量的熵的图像，图7中的(c)是表示从检测到的干涉信号的熵中除去噪声分量的熵后的图像。图7中的(a)～(c)的标记70所示的部分(以下称为部分70)表示角膜的一部分，符号72所示的部分(以下称为部分72)表示睫状体的一部分。另外，在图7中的(a)～(c)中，用白色表示熵高的部分，用黑色表示熵低的部分。
在角膜中不存在血管，因此在部分70熵变低，睫状体含有丰富的血管，因此在部分72熵变高。然而，如图7中的(a)所示，检测到的干涉信号的熵在表示睫状体的部分72非常高，并且在表示角膜的部分70虽然比表示睫状体的部分72低，但也比较高。
与此相对，如图7中的(b)所示，噪声分量的熵在表示角膜的部分70变高。因此，可以说表示角膜的部分70的检测到的干涉信号的熵(参照图7中的(a))由于噪声分量而变高。另外，噪声分量的熵在表示睫状体的部分72也略微变高。因此，可以说，表示睫状体的部分72的检测到的干涉信号的熵(参照图7中的(a))也略微地含有噪声分量。
并且，如图7中的(c)所示，当从检测到的干涉信号的熵中除去噪声分量的熵时，在表示角膜的部分70，干涉信号的熵变低。即，表示在表示角膜的部分70不存在血管部分。另外，在表示睫状体的部分72，干涉信号的熵十分高。即，表示在表示睫状体的部分72存在丰富的血管部分。因此，已确认通过从检测到的干涉信号的熵中除去噪声分量的熵，能够准确地计算出干涉信号的熵。
接着，运算装置60根据计算出的真实的干涉信号的熵来确定受检眼E的动态部位(S30)。具体而言，运算装置60将由步骤S28计算出的真实的干涉信号的熵高的部位确定为受检眼E的动态部位。当确定动态部位时，运算装置60将表示真实的干涉信号的熵的图像的数据存入存储器，结束确定受检眼E的动态部位的处理。
另外，在本实施例中，在1个截面的层析图像中确定了动态部位，但并不限定于这样的结构。例如，也可以改变受检眼E的截面的位置来执行上述的动态部位的确定处理，从多个截面的层析图像获取三维数据。例如，如图8所示，通过各扫描线通过角膜的顶点的径向扫描方式来获取多个截面的层析图像。此时，按时间序列拍摄多个各截面的层析图像。据此，涵盖全区域分别按时间序列来获取受检眼E的多个层析图像。即，将B扫描方向设定为从受检眼E的角膜顶点放射的放射方向，将C扫描方向作为圆周方向来进行层析图像的获取。然后，运算装置60针对获取到的各截面的层析图像，计算真实的干涉信号的熵，并且确定动态部位，构筑三维数据。据此，能够获取受检眼E的动态部位的三维数据。另外，三维数据的获取方法没有特别地限定。例如，也可以通过光栅扫描方式来获取多个截面的层析图像。
另外，也可以使用如上述那样构筑的熵的三维数据(以下还称为三维熵数据)来获取受检眼E的正面图像。正面图像例如是正前面(en face)图像。具体而言，针对三维熵数据，按照每次A扫描在深度方向上计算最大值和平均值等，将三维数据压缩为二维的正前面(en face)图像。通过使动态部位为二维的正前面图像，检查者能够更简便地掌握对象物的动态部位。
并且，也可以在受检眼E内的相同部位(例如，前眼部等)获取多次三维数据，计算多个三维熵数据或者二维的熵的正前面图像的各位置的最大值、平均值。据此，能够进行测定噪声的降低。另外，多次获取到的数据有时由于受检眼E的运动而没有严格地表示相同的位置。因此，若在计算各位置的熵的最大值或平均值之前预先进行多次拍摄到的部位的精密的位置对准，则能够更有效地进行测定噪声的降低。
另外，在本实施例中，确定了受检眼E内的血管部分，但并不限定于这样的结构。只要是生物体内的动态部位，就能够通过使用同一截面的多个层析图像计算熵来确定，例如，除了前眼部的血管部分之外，还能够确定眼底、大脑、皮下的血管部分。
另外，本实施例的光学相干层析成像装置使用光学相干层析法来确定生物体内的动态部位，但光学相干层析法的种类并不特别地限定于此。例如，光学相干层析成像装置也可以是偏振光敏感型的光学相干层析成像装置。
以上详细地说明了本说明书所公开的技术的具体例，但这些只不过是示例，并没有限定本发明的技术方案。在本发明技术方案所记载的技术中包括对以上所示例的具体例进行各种变形和变更后得到的变形例。另外，本说明书或者附图所说明的技术要素可以单独或者通过各种组合来发挥技术实用性，并不限定于申请时本发明的技术方案中记载的组合。

Claims (4)

1.一种光学相干层析成像装置，其特征在于，
具有光源、测量光生成部、参照光生成部、干涉光生成部、干涉光检测部和运算装置，其中，
所述测量光生成部用所述光源的光来生成测量光，并且将生成的测量光向生物体内的对象区域照射而生成来自所述对象区域的反射光；
所述参照光生成部用所述光源的光来生成参照光；
所述干涉光生成部将由所述测量光生成部生成的来自所述对象区域的反射光与由所述参照光生成部生成的所述参照光合波来生成干涉光；
所述干涉光检测部用由所述干涉光生成部生成的所述干涉光来检测干涉信号，
所述运算装置被构成为能够执行第1层析图像获取处理、第1熵计算处理和动态部位确定处理，其中，
在所述第1层析图像获取处理中，用由所述干涉光检测部检测到的干涉信号按时间序列获取所述对象区域内的同一截面的多个层析图像；
在所述第1熵计算处理中，根据按时间序列获取到的多个层析图像来计算所述检测到的干涉信号的熵；
在所述动态部位确定处理中，根据计算出的所述干涉信号的熵来确定所述层析图像内的动态部位，
所述运算装置被构成为还能够执行第2熵计算处理和熵校正处理，其中，
在所述第2熵计算处理中，根据按所述时间序列获取到的多个层析图像来计算所述检测到的干涉信号的噪声分量的熵；
在所述熵校正处理中，从通过所述第1熵计算处理计算出的所述检测到的干涉信号的熵中除去通过所述第2熵计算处理计算出的所述噪声分量的熵，来校正所述干涉信号的熵。
2.根据权利要求1所述的光学相干层析成像装置，其特征在于，
所述运算装置被构成为还能够执行第2层析图像获取处理和确定完成层析图像生成处理，其中，
在所述第2层析图像获取处理中，按时间序列获取在所述对象区域内的多个截面的多个层析图像；
在所述确定完成层析图像生成处理中，对多个所述截面中的各截面执行所述第1熵计算处理和所述动态部位确定处理，来生成该截面中的动态部位被确定的确定完成层析图像。
3.根据权利要求2所述的光学相干层析成像装置，其特征在于，
所述运算装置被构成为还能够执行正面图像生成处理，在该正面图像生成处理中，使用重叠有多个所述确定完成层析图像的三维图像数据来生成所述对象区域的正面图像。
4.根据权利要求1～3中任一项所述的光学相干层析成像装置，其特征在于，
所述对象区域包括血管部分，
所述动态部位是所述血管部分。
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