JP2019054994A - Ophthalmologic imaging apparatus, ophthalmologic information processing apparatus, program, and recording medium - Google Patents

Abstract

To provide an ophthalmologic imaging apparatus, an ophthalmologic information processing apparatus, a program, and a recording medium capable of easily classifying blood vessels in an angiogram acquired by optical coherence tomography (OCT) angiography.SOLUTION: An ophthalmologic imaging apparatus includes a data collection part 130, an image forming part 231, and a blood vessel determination part 232. The data collection part repeatedly applies OCT to a three-dimensional region of the ocular fundus and collects time-series data. The image forming part forms a motion contrast image indicating the distribution of blood vessels at least in part of the three-dimensional region of the ocular fundus based on the collected time-series data. The blood vessel determination part determines whether a blood vessel extracted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image.SELECTED DRAWING: Figure 3

Description

本発明は、眼科撮影装置、眼科情報処理装置、プログラム、及び記録媒体に関する。   The present invention relates to an ophthalmologic photographing apparatus, an ophthalmologic information processing apparatus, a program, and a recording medium.

眼科分野において画像診断は重要な位置を占める。近年では光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）の活用が進んでいる。ＯＣＴは、被検眼のＢスキャン画像や３次元画像の取得だけでなく、Ｃスキャン画像やシャドウグラムなどの正面画像（ｅｎ−ｆａｃｅ画像）の取得にも利用されるようになってきている。   Image diagnosis occupies an important position in the field of ophthalmology. In recent years, the use of optical coherence tomography (OCT) has progressed. OCT is used not only for acquiring B-scan images and three-dimensional images of the eye to be examined, but also for acquiring front images (en-face images) such as C-scan images and shadowgrams.

更に、被検眼の特定部位が強調された画像を取得することや、機能情報を取得することに、ＯＣＴを利用することも可能である。例えば、近年では、ＯＣＴ血管造影（ＯＣＴ−Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）やＯＣＴ血流計測が注目を集めている。   Furthermore, OCT can be used to acquire an image in which a specific part of the eye to be examined is emphasized or to acquire functional information. For example, in recent years, OCT angiography (OCT-Angiography) and OCT blood flow measurement have attracted attention.

ＯＣＴ血管造影は、典型的には、眼底の３次元領域にＯＣＴを適用して収集された時系列データに基づいて、血管が強調された画像（血管造影画像、アンジオグラム、モーションコントラスト画像）を構築する技術である（例えば、特許文献１を参照）。   In OCT angiography, typically, an image (angiogram, angiogram, motion contrast image) in which blood vessels are emphasized based on time-series data collected by applying OCT to a three-dimensional region of the fundus is used. This is a construction technique (see, for example, Patent Document 1).

ＯＣＴ血流計測は、典型的には、眼底血管に交差する断面にＯＣＴを適用して収集された時系列データに基づいて、血流速度や血流量などの血流情報を取得する技術である（例えば、特許文献２を参照）。ＯＣＴ血流計測は、血管の分類（動脈と静脈との判別）にも用いられる。   OCT blood flow measurement is typically a technique for acquiring blood flow information such as blood flow velocity and blood flow volume based on time-series data collected by applying OCT to a cross section intersecting a fundus blood vessel. (For example, see Patent Document 2). OCT blood flow measurement is also used for classification of blood vessels (discrimination between arteries and veins).

ＯＣＴ血管造影によれば血管の分布を表す画像が得られるが、これに表現された各血管が動脈か静脈かを簡便な手法で判別することはできなかった。   According to OCT angiography, an image representing the distribution of blood vessels can be obtained, but it has not been possible to determine whether each blood vessel represented by this is an artery or a vein by a simple method.

例えば、動脈と静脈との判別にＯＣＴ血流計測を利用することは原理的には可能であるが、従来のＯＣＴ血流計測がＢスキャン面ごとに適用されること、更には、１つのＢスキャン面のスキャンに数秒程度の時間が掛かることを勘案すると、典型的なＯＣＴ血管造影が適用される３次元領域の全体にＯＣＴ血流計測を適用して動脈と静脈との判別を行うことは現実的ではない。   For example, it is possible in principle to use OCT blood flow measurement for discrimination between an artery and a vein, but the conventional OCT blood flow measurement is applied to each B-scan plane, and further, one B Considering that it takes several seconds to scan the scan plane, it is possible to distinguish between an artery and a vein by applying OCT blood flow measurement to the entire three-dimensional region to which typical OCT angiography is applied. Not realistic.

また、眼底カメラ等により取得された眼底像を解析して動脈と静脈とを判別する技術も知られているが（例えば、特許文献３を参照）、ＯＣＴ血管造影とは別に撮影を行ったり、撮影画像を解析したりする必要があるため、検査の長時間化や、被検者に掛かる負担の増大といった問題が伴う。   In addition, a technique for analyzing a fundus image acquired by a fundus camera or the like and discriminating between an artery and a vein is known (see, for example, Patent Document 3), and imaging is performed separately from OCT angiography, Since it is necessary to analyze a photographed image, there are problems such as a longer examination time and an increased burden on the subject.

特表２０１５−５１５８９４号公報Special table 2015-515894 gazette 特開２０１７−０７９８８６号公報JP 2017-0779886 A 特開２００７−３１９４０３号公報JP 2007-319403 A

本発明の目的は、ＯＣＴ血管造影で得られたアンジオグラムにおける血管の分類を容易に行うことが可能な技術を提供することにある。   An object of the present invention is to provide a technique capable of easily classifying blood vessels in an angiogram obtained by OCT angiography.

実施形態の第１の態様は、眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して時系列データを収集するデータ収集部と、前記時系列データに基づいて、前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する画像形成部と、前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部とを含む眼科撮影装置である。   In the first aspect of the embodiment, the data collection unit that repeatedly applies optical coherence tomography (OCT) to a three-dimensional region of the fundus and collects time-series data; and An image forming unit that forms a motion contrast image representing a distribution of blood vessels in at least a part of a three-dimensional region, and a blood vessel depicted in the motion contrast image based on the time-series data used to form the motion contrast image Is an ophthalmologic imaging apparatus including a blood vessel determination unit that determines whether the artery is an artery or a vein.

実施形態の第２の態様は、第１の態様の眼科撮影装置であって、前記血管判定部は、前記時系列データに含まれる位相情報に基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   A second aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to the first aspect, wherein the blood vessel determination unit is configured to detect blood vessels drawn in the motion contrast image based on phase information included in the time series data. Determine whether it is an artery or a vein.

実施形態の第３の態様は、第２の態様の眼科撮影装置であって、前記時系列データは、前記３次元領域に対するＯＣＴの繰り返しに対応する複数のデータセットを含み、前記血管判定部は、前記複数のデータセットのそれぞれに含まれる前記位相情報に基づいて位相画像を形成し、前記複数のデータセットから形成された複数の位相画像のそれぞれにおける血管領域を特定し、前記複数の位相画像から特定された複数の血管領域における画素値の変化に基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   A third aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to the second aspect, wherein the time-series data includes a plurality of data sets corresponding to repetition of OCT for the three-dimensional region, and the blood vessel determination unit includes: Forming a phase image based on the phase information included in each of the plurality of data sets, identifying a blood vessel region in each of the plurality of phase images formed from the plurality of data sets, and the plurality of phase images Based on the change in the pixel values in the plurality of blood vessel regions identified from the above, it is determined whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein.

実施形態の第４の態様は、第１の態様の眼科撮影装置であって、前記血管判定部は、前記時系列データに含まれる輝度情報に基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   A fourth aspect of the embodiment is the ophthalmologic photographing apparatus according to the first aspect, in which the blood vessel determination unit determines whether the blood vessel drawn in the motion contrast image is based on luminance information included in the time series data. Determine whether it is an artery or a vein.

実施形態の第５の態様は、第１〜第４の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記血管判定部は、前記モーションコントラスト画像における血管領域の連結成分を特定し、特定された前記連結成分に基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   A fifth aspect of the embodiment is the ophthalmologic photographing apparatus according to any one of the first to fourth aspects, wherein the blood vessel determination unit specifies and specifies a connected component of a blood vessel region in the motion contrast image. Based on the connected component, it is determined whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein.

実施形態の第６の態様は、第５の態様の眼科撮影装置であって、前記血管判定部は、前記モーションコントラスト画像における血管領域の連結成分の一部についてのみ、前記時系列データに基づく判定を行い、当該判定の結果を、前記連結領域の全体についての判定の結果として採用する。   A sixth aspect of the embodiment is the ophthalmic imaging apparatus according to the fifth aspect, wherein the blood vessel determination unit determines only a part of the connected components of the blood vessel region in the motion contrast image based on the time series data. And the result of the determination is adopted as the result of the determination for the entire connected area.

実施形態の第７の態様は、第６の態様の眼科撮影装置であって、前記血管判定部は、前記モーションコントラスト画像における血管領域の連結成分と、前記データ収集部により実行されたＯＣＴスキャンの向きとに基づいて、前記時系列データに基づく判定を行う前記連結成分の部分を決定する。   A seventh aspect of the embodiment is the ophthalmic imaging apparatus according to the sixth aspect, wherein the blood vessel determination unit includes a connected component of a blood vessel region in the motion contrast image and an OCT scan performed by the data collection unit. Based on the orientation, the portion of the connected component that performs the determination based on the time-series data is determined.

実施形態の第８の態様は、第１〜第７の態様のいずれかの眼科撮影装置であって、前記画像形成部により形成された前記モーションコントラスト画像と前記血管判定部により得られた判定結果とに基づいて、表示手段に情報を表示させる制御部を含む。   An eighth aspect of the embodiment is the ophthalmologic photographing apparatus according to any one of the first to seventh aspects, and the determination result obtained by the motion contrast image formed by the image forming unit and the blood vessel determination unit. And a control unit for displaying information on the display means.

実施形態の第９の態様は、第８の態様の眼科撮影装置であって、前記制御部は、前記血管判定部により動脈であると判定された血管に対応する動脈領域、及び、静脈であると判定された血管に対応する静脈領域の一方を、前記表示手段に表示させる。   A ninth aspect of the embodiment is the ophthalmologic imaging apparatus according to the eighth aspect, wherein the control unit is an arterial region and a vein corresponding to a blood vessel determined to be an artery by the blood vessel determination unit. One of the vein regions corresponding to the blood vessel determined to be displayed on the display means.

実施形態の第１０の態様は、眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データを受け付ける受付部と、前記時系列データに基づいて、前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する画像形成部と、前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部とを含む眼科情報処理装置である。   A tenth aspect of the embodiment is based on a reception unit that receives time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to a three-dimensional region of the fundus, and based on the time-series data, An image forming unit that forms a motion contrast image representing the distribution of blood vessels in at least a part of the three-dimensional region, and the time contrast data used for forming the motion contrast image is rendered in the motion contrast image An ophthalmologic information processing apparatus including a blood vessel determination unit that determines whether a blood vessel is an artery or a vein.

実施形態の第１１の態様は、眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データに基づいて形成された前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を受け付ける受付部と、前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部とを含む眼科情報処理装置である。   In an eleventh aspect of the embodiment, at least a part of the three-dimensional region formed based on time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to the three-dimensional region of the fundus Based on the time-series data used to form the motion contrast image, a reception unit that accepts a motion contrast image representing the distribution of blood vessels, and whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein An ophthalmologic information processing apparatus including a blood vessel determination unit for determination.

実施形態の第１２の態様は、コンピュータを、眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データを受け付ける受付部、前記時系列データに基づいて、前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する画像形成部、及び、前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部として機能させるプログラムである。   A twelfth aspect of the embodiment is based on the time-series data, a reception unit that receives time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to a three-dimensional region of the fundus. An image forming unit for forming a motion contrast image representing a blood vessel distribution in at least a part of the three-dimensional region, and the motion contrast image based on the time-series data used for forming the motion contrast image. This is a program that functions as a blood vessel determination unit that determines whether a drawn blood vessel is an artery or a vein.

実施形態の第１３の態様は、コンピュータを、眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データに基づいて形成された前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を受け付ける受付部、及び、前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部として機能させるプログラムである。   In a thirteenth aspect of the embodiment, at least one of the three-dimensional regions formed based on time-series data collected by repeatedly applying a computer to optical three-dimensional regions of the fundus (OCT). A reception unit that receives a motion contrast image representing a distribution of blood vessels in a part, and based on the time-series data used to form the motion contrast image, blood vessels depicted in the motion contrast image are arteries and veins. This is a program that functions as a blood vessel determination unit for determining which one is being used.

実施形態の第１４の態様は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を実行可能な眼科撮影装置を、眼底の３次元領域に対してＯＣＴを繰り返し適用して時系列データを収集するデータ収集部、前記時系列データに基づいて、前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する画像形成部、及び、前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部として機能させるプログラムである。   In a fourteenth aspect of the embodiment, the ophthalmic imaging apparatus capable of performing optical coherence tomography (OCT) is a data collection unit that collects time-series data by repeatedly applying OCT to a three-dimensional region of the fundus. Based on the time-series data, an image forming unit that forms a motion contrast image representing the distribution of blood vessels in at least a part of the three-dimensional region, and based on the time-series data used to form the motion contrast image A program for functioning as a blood vessel determination unit for determining whether a blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein.

実施形態の第１５の態様は、第１２〜第１４のいずれかの態様のプログラムを記録したコンピュータ可読な非一時的記録媒体である。   A fifteenth aspect of the embodiment is a computer-readable non-transitory recording medium recording the program according to any one of the twelfth to fourteenth aspects.

実施形態によれば、ＯＣＴ血管造影で得られたアンジオグラムにおける血管の分類を容易に行うことが可能である。   According to the embodiment, it is possible to easily classify blood vessels in an angiogram obtained by OCT angiography.

実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図。Schematic showing an example of a structure of the ophthalmologic imaging apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図。Schematic showing an example of a structure of the ophthalmologic imaging apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の構成の一例を表す概略図。Schematic showing an example of a structure of the ophthalmologic imaging apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置が実行可能なスキャンパターンの一例を表す概略図。Schematic showing an example of a scan pattern that can be executed by the ophthalmologic imaging apparatus according to the embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置が実行可能なスキャンパターンの一例を表す概略図。Schematic showing an example of a scan pattern that can be executed by the ophthalmologic imaging apparatus according to the embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置が実行可能な処理の一例を説明するための概略図。Schematic for demonstrating an example of the process which the ophthalmologic imaging device which concerns on embodiment can perform. 実施形態に係る眼科撮影装置が実行可能な処理の一例を説明するための概略図。Schematic for demonstrating an example of the process which the ophthalmologic imaging device which concerns on embodiment can perform. 実施形態に係る眼科撮影装置の動作の一例を表すフローチャート。The flowchart showing an example of operation | movement of the ophthalmologic imaging device which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の動作の一例を表すフローチャート。The flowchart showing an example of operation | movement of the ophthalmologic imaging device which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の動作の一例を説明するための概略図。Schematic for demonstrating an example of operation | movement of the ophthalmologic imaging device which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の動作の一例を説明するための概略図。Schematic for demonstrating an example of operation | movement of the ophthalmologic imaging device which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科撮影装置の動作の一例を説明するための概略図。Schematic for demonstrating an example of operation | movement of the ophthalmologic imaging device which concerns on embodiment.

本発明の幾つかの実施形態について図面を参照しながら詳細に説明する。実施形態の眼科撮影装置は、少なくとも光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を実行する機能を備えた眼科装置である。特に、実施形態の眼科撮影装置は、眼底のＯＣＴ血管造影に用いられる。   Several embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The ophthalmologic imaging apparatus according to the embodiment is an ophthalmologic apparatus having a function of executing at least optical coherence tomography (OCT). In particular, the ophthalmic imaging apparatus of the embodiment is used for OCT angiography of the fundus.

以下、スウェプトソースＯＣＴと眼底カメラとを組み合わせた眼科撮影装置について説明するが、実施形態はこれに限定されない。例えば、ＯＣＴの種別はスウェプトソースＯＣＴには限定されず、スペクトラルドメインＯＣＴ等であってもよい。ここで、スウェプトソースＯＣＴは、波長可変光源（波長掃引光源）からの光を測定光と参照光とに分割し、被検物からの測定光の戻り光を参照光と重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光をバランスドフォトダイオード等で検出し、波長の掃引及び測定光のスキャンに応じて収集された検出データにフーリエ変換等を施して画像を形成する手法である。一方、スペクトラルドメインＯＣＴは、低コヒーレンス光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検物からの測定光の戻り光を参照光と重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光のスペクトル分布を分光器で検出し、検出されたスペクトル分布にフーリエ変換等を施して画像を形成する手法である。換言すると、スウェプトソースＯＣＴは時分割でスペクトル分布を取得する手法であり、スペクトラルドメインＯＣＴは空間分割でスペクトル分布を取得する手法である。なお、実施形態に適用可能なＯＣＴの手法はこれらに限定されず、他の任意の手法（例えば、タイムドメインＯＣＴ）を適用することが可能である。   Hereinafter, an ophthalmologic photographing apparatus in which a swept source OCT and a fundus camera are combined will be described, but the embodiment is not limited thereto. For example, the type of OCT is not limited to the swept source OCT, and may be a spectral domain OCT or the like. Here, the swept source OCT divides the light from the wavelength tunable light source (wavelength swept light source) into the measurement light and the reference light, and superimposes the return light of the measurement light from the test object on the reference light to generate the interference light. In this technique, the interference light is generated and detected by a balanced photodiode or the like, and an image is formed by performing Fourier transform or the like on the detection data collected according to the wavelength sweep and the measurement light scan. On the other hand, the spectral domain OCT divides the light from the low-coherence light source into measurement light and reference light, and superimposes the return light of the measurement light from the test object on the reference light to generate interference light. Is detected by a spectroscope, and an image is formed by subjecting the detected spectrum distribution to Fourier transform or the like. In other words, the swept source OCT is a technique for acquiring a spectral distribution by time division, and the spectral domain OCT is a technique for acquiring a spectral distribution by spatial division. The OCT technique applicable to the embodiment is not limited to these, and any other technique (for example, time domain OCT) can be applied.

実施形態に係る眼科撮影装置は、眼底カメラのような被検眼の写真（デジタル写真）を取得する機能を備えていてもいなくてもよい。また、眼底カメラの代わりに、走査型レーザ検眼鏡（ＳＬＯ）や、スリットランプ顕微鏡や、前眼部撮影カメラや、手術用顕微鏡など、任意のモダリティが設けられてもよい。なお、眼底写真等の正面画像は、眼底の観察やスキャンエリアの設定やトラッキングなどに利用可能である。   The ophthalmologic photographing apparatus according to the embodiment may or may not have a function of acquiring a photograph (digital photograph) of the eye to be examined like a fundus camera. Further, instead of the fundus camera, an arbitrary modality such as a scanning laser ophthalmoscope (SLO), a slit lamp microscope, an anterior ocular segment photographing camera, or a surgical microscope may be provided. A front image such as a fundus photograph can be used for fundus observation, scan area setting, tracking, and the like.

〈構成〉
図１に示すように、眼科撮影装置１は、眼底カメラユニット２、ＯＣＴユニット１００、及び演算制御ユニット２００を含む。眼底カメラユニット２には、従来の眼底カメラとほぼ同様の光学系が設けられている。ＯＣＴユニット１００には、ＯＣＴを実行するための光学系や機構が設けられている。演算制御ユニット２００はプロセッサを含む。被検者の顔を支持するための顎受けや額当てが、眼底カメラユニット２に対向する位置に設けられている。 <Constitution>
As shown in FIG. 1, the ophthalmologic photographing apparatus 1 includes a fundus camera unit 2, an OCT unit 100, and an arithmetic control unit 200. The fundus camera unit 2 is provided with an optical system that is substantially the same as that of a conventional fundus camera. The OCT unit 100 is provided with an optical system and a mechanism for performing OCT. The arithmetic control unit 200 includes a processor. A chin rest and a forehead support for supporting the face of the subject are provided at positions facing the fundus camera unit 2.

本明細書において「プロセッサ」は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、ＳＰＬＤ（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＰＬＤ（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ））等の回路を意味する。プロセッサは、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。   In this specification, the “processor” is, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), or a programmable logic device (for example, SPLD (Simple ProLigL). It means a circuit such as Programmable Logic Device (FPGA) or Field Programmable Gate Array (FPGA). For example, the processor implements the functions according to the embodiment by reading and executing a program stored in a storage circuit or a storage device.

〈眼底カメラユニット２〉
眼底カメラユニット２には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆを撮影するための光学系や機構が設けられている。眼底Ｅｆを撮影して得られる画像（眼底像、眼底写真等と呼ばれる）には、観察画像や撮影画像がある。観察画像は、例えば、近赤外光を用いた動画撮影により得られる。撮影画像は、例えば、可視フラッシュ光を用いて得られるカラー画像若しくはモノクロ画像、又は近赤外フラッシュ光を用いて得られるモノクロ画像である。眼底カメラユニット２は、フルオレセイン蛍光画像やインドシアニングリーン蛍光画像や自発蛍光画像などを取得可能であってよい。 <Fundus camera unit 2>
The fundus camera unit 2 is provided with an optical system and mechanism for photographing the fundus oculi Ef of the eye E to be examined. Images obtained by photographing the fundus oculi Ef (called fundus images, fundus photographs, etc.) include observation images and photographed images. The observation image is obtained, for example, by moving image shooting using near infrared light. The captured image is, for example, a color image or monochrome image obtained using visible flash light, or a monochrome image obtained using near-infrared flash light. The fundus camera unit 2 may be able to acquire a fluorescein fluorescent image, an indocyanine green fluorescent image, a spontaneous fluorescent image, or the like.

眼底カメラユニット２は、照明光学系１０と撮影光学系３０とを含む。照明光学系１０は被検眼Ｅに照明光を照射する。撮影光学系３０は、被検眼Ｅからの照明光の戻り光を検出する。ＯＣＴユニット１００からの測定光は、眼底カメラユニット２内の光路を通じて被検眼Ｅに導かれ、その戻り光は、同じ光路を通じてＯＣＴユニット１００に導かれる。   The fundus camera unit 2 includes an illumination optical system 10 and a photographing optical system 30. The illumination optical system 10 irradiates the eye E with illumination light. The imaging optical system 30 detects the return light of the illumination light from the eye E. The measurement light from the OCT unit 100 is guided to the eye E through the optical path in the fundus camera unit 2, and the return light is guided to the OCT unit 100 through the same optical path.

照明光学系１０の観察光源１１は、例えばハロゲンランプ又は発光ダイオード（ＬＥＤ）である。観察光源１１から出力された光（観察照明光）は、曲面状の反射面を有する反射ミラー１２により反射され、集光レンズ１３を経由し、可視カットフィルタ１４を透過して近赤外光となる。更に、観察照明光は、撮影光源１５の近傍にて一旦集束し、ミラー１６により反射され、リレーレンズ１７、１８、絞り１９及びリレーレンズ２０を経由する。そして、観察照明光は、孔開きミラー２１の周辺部（孔部の周囲の領域）にて反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて被検眼Ｅ（特に眼底Ｅｆ）を照明する。   The observation light source 11 of the illumination optical system 10 is, for example, a halogen lamp or a light emitting diode (LED). The light (observation illumination light) output from the observation light source 11 is reflected by the reflection mirror 12 having a curved reflection surface, passes through the condensing lens 13, passes through the visible cut filter 14, and is converted into near infrared light. Become. Further, the observation illumination light is once converged in the vicinity of the photographing light source 15, reflected by the mirror 16, and passes through the relay lenses 17 and 18, the diaphragm 19 and the relay lens 20. Then, the observation illumination light is reflected by the peripheral part of the perforated mirror 21 (area around the perforated part), passes through the dichroic mirror 46, and is refracted by the objective lens 22 so as to pass through the eye E (especially the fundus Ef). Illuminate.

被検眼Ｅからの観察照明光の戻り光は、対物レンズ２２により屈折され、ダイクロイックミラー４６を透過し、孔開きミラー２１の中心領域に形成された孔部を通過し、ダイクロイックミラー５５を透過し、撮影合焦レンズ３１を経由し、ミラー３２により反射される。更に、この戻り光は、ハーフミラー３３Ａを透過し、ダイクロイックミラー３３により反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に結像される。ＣＣＤイメージセンサ３５は、例えば所定のフレームレートで戻り光を検出する。なお、撮影光学系３０のピントが眼底Ｅｆに合っている場合には眼底Ｅｆの観察画像が得られ、ピントが前眼部に合っている場合には前眼部の観察画像が得られる。   The return light of the observation illumination light from the eye E is refracted by the objective lens 22, passes through the dichroic mirror 46, passes through the hole formed in the central region of the perforated mirror 21, and passes through the dichroic mirror 55. The light is reflected by the mirror 32 via the photographing focusing lens 31. Further, the return light passes through the half mirror 33A, is reflected by the dichroic mirror 33, and forms an image on the light receiving surface of the CCD image sensor 35 by the condenser lens. The CCD image sensor 35 detects the return light at a predetermined frame rate, for example. Note that an observation image of the fundus oculi Ef is obtained when the photographing optical system 30 is focused on the fundus oculi Ef, and an anterior eye observation image is obtained when the focus is on the anterior eye segment.

撮影光源１５は、例えば、キセノンランプ又はＬＥＤを含む可視光源である。撮影光源１５から出力された光（撮影照明光）は、観察照明光と同様の経路を通って眼底Ｅｆに照射される。被検眼Ｅからの撮影照明光の戻り光は、観察照明光の戻り光と同じ経路を通ってダイクロイックミラー３３まで導かれ、ダイクロイックミラー３３を透過し、ミラー３６により反射され、集光レンズ３７によりＣＣＤイメージセンサ３８の受光面に結像される。   The imaging light source 15 is a visible light source including, for example, a xenon lamp or an LED. The light (imaging illumination light) output from the imaging light source 15 is applied to the fundus oculi Ef through the same path as the observation illumination light. The return light of the imaging illumination light from the eye E is guided to the dichroic mirror 33 through the same path as the return light of the observation illumination light, passes through the dichroic mirror 33, is reflected by the mirror 36, and is reflected by the condenser lens 37. An image is formed on the light receiving surface of the CCD image sensor 38.

液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）３９は、被検眼Ｅを固視させるための固視標を表示する。ＬＣＤ３９から出力された光束（固視光束）は、その一部がハーフミラー３３Ａにて反射され、ミラー３２に反射され、撮影合焦レンズ３１及びダイクロイックミラー５５を経由し、孔開きミラー２１の孔部を通過する。孔開きミラー２１の孔部を通過した固視光束は、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投射される。ＬＣＤ３９の画面における固視標の表示位置を変更することにより被検眼Ｅの固視位置を変更できる。なお、ＬＣＤ３９の代わりに、複数のＬＥＤが２次元的に配列されたマトリクスＬＥＤや、光源と可変絞り（液晶絞り等）との組み合わせなどを、固視光束生成手段として用いることができる。   The liquid crystal display (LCD) 39 displays a fixation target for fixing the eye E to be examined. A part of the light beam (fixed light beam) output from the LCD 39 is reflected by the half mirror 33A, reflected by the mirror 32, and passes through the photographing focusing lens 31 and the dichroic mirror 55, and then the hole of the aperture mirror 21. Pass through the department. The fixation light beam that has passed through the hole of the aperture mirror 21 passes through the dichroic mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and is projected onto the fundus oculi Ef. By changing the display position of the fixation target on the screen of the LCD 39, the fixation position of the eye E can be changed. Instead of the LCD 39, a matrix LED in which a plurality of LEDs are arranged two-dimensionally, a combination of a light source and a variable aperture (liquid crystal aperture, etc.), etc. can be used as the fixation light flux generating means.

眼底カメラユニット２にはアライメント光学系５０とフォーカス光学系６０が設けられている。アライメント光学系５０は、被検眼Ｅに対する光学系のアライメントに用いられるアライメント指標を生成する。フォーカス光学系６０は、被検眼Ｅに対するフォーカス調整に用いられるスプリット指標を生成する。   The fundus camera unit 2 is provided with an alignment optical system 50 and a focus optical system 60. The alignment optical system 50 generates an alignment index used for alignment of the optical system with respect to the eye E. The focus optical system 60 generates a split index used for focus adjustment with respect to the eye E.

アライメント光学系５０のＬＥＤ５１から出力されたアライメント光は、絞り５２及び５３並びにリレーレンズ５４を経由し、ダイクロイックミラー５５により反射され、孔開きミラー２１の孔部を通過する。孔開きミラー２１の孔部を通過した光は、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により被検眼Ｅに投射される。   The alignment light output from the LED 51 of the alignment optical system 50 is reflected by the dichroic mirror 55 via the apertures 52 and 53 and the relay lens 54, and passes through the hole of the perforated mirror 21. The light that has passed through the hole of the perforated mirror 21 passes through the dichroic mirror 46 and is projected onto the eye E by the objective lens 22.

アライメント光の角膜反射光は、対物レンズ２２、ダイクロイックミラー４６及び上記孔部を経由し、その一部がダイクロイックミラー５５を透過し、撮影合焦レンズ３１を通過し、ミラー３２により反射され、ハーフミラー３３Ａを透過し、ダイクロイックミラー３３に反射され、集光レンズ３４によりＣＣＤイメージセンサ３５の受光面に投影される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（２つの輝点からなるアライメント指標像）に基づき、従来と同様のマニュアルアライメントやオートアライメントを行うことができる。   The cornea-reflected light of the alignment light passes through the objective lens 22, the dichroic mirror 46, and the hole, part of which passes through the dichroic mirror 55, passes through the photographing focusing lens 31, is reflected by the mirror 32, and is half The light passes through the mirror 33A, is reflected by the dichroic mirror 33, and is projected onto the light receiving surface of the CCD image sensor 35 by the condenser lens. Based on the received light image (alignment index image composed of two bright spots) by the CCD image sensor 35, manual alignment and auto alignment similar to the conventional one can be performed.

フォーカス光学系６０は、撮影光学系３０の光路（撮影光路）に沿った撮影合焦レンズ３１の移動に連動して、照明光学系１０の光路（照明光路）に沿って移動される。反射棒６７は、照明光路に対して挿脱可能である。   The focus optical system 60 is moved along the optical path (illumination optical path) of the illumination optical system 10 in conjunction with the movement of the imaging focusing lens 31 along the optical path (imaging optical path) of the imaging optical system 30. The reflection bar 67 can be inserted into and removed from the illumination optical path.

フォーカス調整を行う際には、反射棒６７の反射面が照明光路に斜設される。ＬＥＤ６１から出力されたフォーカス光は、リレーレンズ６２を通過し、スプリット視標板６３により２つの光束に分離され、二孔絞り６４を通過し、ミラー６５により反射され、集光レンズ６６により反射棒６７の反射面に一旦結像されて反射される。更に、フォーカス光は、リレーレンズ２０を経由し、孔開きミラー２１に反射され、ダイクロイックミラー４６を透過し、対物レンズ２２により屈折されて眼底Ｅｆに投射される。   When performing the focus adjustment, the reflection surface of the reflection bar 67 is obliquely provided in the illumination optical path. The focus light output from the LED 61 passes through the relay lens 62, is separated into two light beams by the split target plate 63, passes through the two-hole aperture 64, is reflected by the mirror 65, and is reflected by the condenser lens 66. An image is once formed on the reflection surface 67 and reflected. Further, the focus light passes through the relay lens 20, is reflected by the perforated mirror 21, passes through the dichroic mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and is projected onto the fundus oculi Ef.

フォーカス光の眼底反射光は、アライメント光の角膜反射光と同じ経路を通ってＣＣＤイメージセンサ３５により検出される。ＣＣＤイメージセンサ３５による受光像（２つの輝線像からなるスプリット指標像）に基づき、従来と同様のマニュアルアライメントやオートアライメントを行うことができる。   The fundus reflection light of the focus light is detected by the CCD image sensor 35 through the same path as the corneal reflection light of the alignment light. Based on the light reception image (split index image composed of two bright line images) by the CCD image sensor 35, manual alignment and auto-alignment similar to the conventional one can be performed.

撮影光学系３０は、視度補正レンズ７０及び７１を含む。視度補正レンズ７０及び７１は、孔開きミラー２１とダイクロイックミラー５５との間の撮影光路に選択的に挿入可能である。視度補正レンズ７０は、強度遠視を補正するためのプラス（＋）レンズであり、例えば＋２０Ｄ（ディオプター）の凸レンズである。視度補正レンズ７１は、強度近視を補正するためのマイナス（−）レンズであり、例えば−２０Ｄの凹レンズである。視度補正レンズ７０及び７１は、例えばターレット板に装着されている。ターレット板には、視度補正レンズ７０及び７１のいずれも適用しない場合のための孔部が形成されている。   The photographing optical system 30 includes diopter correction lenses 70 and 71. The diopter correction lenses 70 and 71 can be selectively inserted into a photographing optical path between the perforated mirror 21 and the dichroic mirror 55. The diopter correction lens 70 is a plus (+) lens for correcting intensity hyperopia, for example, a + 20D (diopter) convex lens. The diopter correction lens 71 is a minus (−) lens for correcting intensity myopia, for example, a −20D concave lens. The diopter correction lenses 70 and 71 are mounted on, for example, a turret plate. The turret plate is formed with a hole for the case where none of the diopter correction lenses 70 and 71 is applied.

ダイクロイックミラー４６は、眼底撮影用の光路とＯＣＴ用の光路とを合成する。ダイクロイックミラー４６は、ＯＣＴに用いられる波長帯の光を反射し、眼底撮影用の光を透過させる。ＯＣＴ用の光路には、ＯＣＴユニット１００側から順に、コリメータレンズユニット４０、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、ミラー４４、及びリレーレンズ４５が設けられている。   The dichroic mirror 46 combines the fundus imaging optical path and the OCT optical path. The dichroic mirror 46 reflects light in a wavelength band used for OCT and transmits light for fundus photographing. In the optical path for OCT, a collimator lens unit 40, an optical path length changing unit 41, an optical scanner 42, an OCT focusing lens 43, a mirror 44, and a relay lens 45 are provided in this order from the OCT unit 100 side.

光路長変更部４１は、図１に示す矢印の方向に移動可能とされ、ＯＣＴ用の光路の光路長を変更する。この光路長の変更は、被検眼Ｅの眼軸長に応じた光路長の補正や、干渉状態の調整などに利用される。光路長変更部４１は、例えばコーナーキューブと、これを移動する機構とを含む。   The optical path length changing unit 41 is movable in the direction of the arrow shown in FIG. 1, and changes the optical path length of the optical path for OCT. This change in the optical path length is used for correcting the optical path length according to the axial length of the eye E or adjusting the interference state. The optical path length changing unit 41 includes, for example, a corner cube and a mechanism for moving the corner cube.

光スキャナ４２は、被検眼Ｅの瞳孔と光学的に共役な位置に配置される。光スキャナ４２は、ＯＣＴ用の光路を通過する測定光ＬＳの進行方向を変更する。それにより、被検眼Ｅが測定光ＬＳでスキャンされる。光スキャナ４２は、ｘｙ平面の任意方向に測定光ＬＳを偏向可能であり、例えば、測定光ＬＳをｘ方向に偏向するガルバノミラーと、ｙ方向に偏向するガルバノミラーとを含む。   The optical scanner 42 is disposed at a position optically conjugate with the pupil of the eye E. The optical scanner 42 changes the traveling direction of the measurement light LS that passes through the optical path for OCT. Thereby, the eye E is scanned with the measurement light LS. The optical scanner 42 can deflect the measurement light LS in an arbitrary direction on the xy plane, and includes, for example, a galvanometer mirror that deflects the measurement light LS in the x direction and a galvanometer mirror that deflects the measurement light LS in the y direction.

〈ＯＣＴユニット１００〉
図２に例示するように、ＯＣＴユニット１００には、被検眼ＥのＯＣＴを実行するための光学系が設けられている。この光学系の構成は、従来のスウェプトソースＯＣＴと同様である。すなわち、この光学系は、光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検眼Ｅからの測定光の戻り光と参照光路を経由した参照光とを重ね合わせて干渉光を生成し、この干渉光を検出する干渉光学系を含む。干渉光学系により得られる検出結果（検出信号）は、干渉光のスペクトルを示す信号であり、演算制御ユニット２００に送られる。 <OCT unit 100>
As illustrated in FIG. 2, the OCT unit 100 is provided with an optical system for performing OCT of the eye E. The configuration of this optical system is the same as that of the conventional swept source OCT. That is, this optical system divides the light from the light source into measurement light and reference light, and generates interference light by superimposing the return light of the measurement light from the eye E and the reference light passing through the reference light path. , Including an interference optical system for detecting the interference light. A detection result (detection signal) obtained by the interference optical system is a signal indicating the spectrum of the interference light, and is sent to the arithmetic control unit 200.

光源ユニット１０１は、一般的なスウェプトソースＯＣＴと同様に、出射光の波長を高速で変化させることが可能な波長可変光源を含む。波長可変光源は、例えば、近赤外レーザ光源である。   The light source unit 101 includes a variable wavelength light source capable of changing the wavelength of the emitted light at a high speed, like the general swept source OCT. The wavelength variable light source is, for example, a near infrared laser light source.

光源ユニット１０１から出力された光Ｌ０は、光ファイバ１０２により偏波コントローラ１０３に導かれてその偏光状態が調整される。更に、光Ｌ０は、光ファイバ１０４によりファイバカプラ１０５に導かれて測定光ＬＳと参照光ＬＲとに分割される。   The light L0 output from the light source unit 101 is guided to the polarization controller 103 by the optical fiber 102 and its polarization state is adjusted. Further, the light L0 is guided to the fiber coupler 105 by the optical fiber 104 and is divided into the measurement light LS and the reference light LR.

参照光ＬＲは、光ファイバ１１０によりコリメータ１１１に導かれて平行光束に変換され、光路長補正部材１１２及び分散補償部材１１３を経由し、コーナーキューブ１１４に導かれる。光路長補正部材１１２は、参照光ＬＲの光路長と測定光ＬＳの光路長とを合わせるよう作用する。分散補償部材１１３は、参照光ＬＲと測定光ＬＳとの間の分散特性を合わせるよう作用する。   The reference light LR is guided to the collimator 111 by the optical fiber 110 and converted into a parallel light beam, and is guided to the corner cube 114 via the optical path length correction member 112 and the dispersion compensation member 113. The optical path length correction member 112 acts to match the optical path length of the reference light LR and the optical path length of the measurement light LS. The dispersion compensation member 113 acts to match the dispersion characteristics between the reference light LR and the measurement light LS.

コーナーキューブ１１４は、入射した参照光ＬＲの進行方向を逆方向に折り返す。コーナーキューブ１１４に対する参照光ＬＲの入射方向と出射方向は互いに平行である。コーナーキューブ１１４は、参照光ＬＲの入射方向に移動可能であり、それにより参照光ＬＲの光路長が変更される。   The corner cube 114 turns the traveling direction of the incident reference light LR in the reverse direction. The incident direction and the emitting direction of the reference light LR with respect to the corner cube 114 are parallel to each other. The corner cube 114 is movable in the incident direction of the reference light LR, and thereby the optical path length of the reference light LR is changed.

図１及び図２に示す構成では、測定光ＬＳの光路（測定光路、測定アーム）の長さを変更するための光路長変更部４１と、参照光ＬＲの光路（参照光路、参照アーム）の長さを変更するためのコーナーキューブ１１４の双方が設けられているが、光路長変更部４１とコーナーキューブ１１４のいずれか一方のみが設けられもよい。また、これら以外の光学部材を用いて、測定光路長と参照光路長との差を変更することも可能である。   1 and 2, the optical path length changing unit 41 for changing the length of the optical path (measurement optical path, measurement arm) of the measurement light LS and the optical path (reference optical path, reference arm) of the reference light LR are used. Both corner cubes 114 for changing the length are provided, but only one of the optical path length changing unit 41 and the corner cube 114 may be provided. It is also possible to change the difference between the measurement optical path length and the reference optical path length using optical members other than these.

コーナーキューブ１１４を経由した参照光ＬＲは、分散補償部材１１３及び光路長補正部材１１２を経由し、コリメータ１１６によって平行光束から集束光束に変換され、光ファイバ１１７に入射する。光ファイバ１１７に入射した参照光ＬＲは、偏波コントローラ１１８に導かれてその偏光状態が調整され、光ファイバ１１９によりアッテネータ１２０に導かれて光量が調整され、光ファイバ１２１によりファイバカプラ１２２に導かれる。   The reference light LR that has passed through the corner cube 114 passes through the dispersion compensation member 113 and the optical path length correction member 112, is converted from a parallel light beam to a focused light beam by the collimator 116, and enters the optical fiber 117. The reference light LR incident on the optical fiber 117 is guided to the polarization controller 118 and its polarization state is adjusted. The reference light LR is guided to the attenuator 120 by the optical fiber 119 and the amount of light is adjusted, and is guided to the fiber coupler 122 by the optical fiber 121. It is burned.

一方、ファイバカプラ１０５により生成された測定光ＬＳは、光ファイバ１２７により導かれてコリメータレンズユニット４０により平行光束に変換され、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、ミラー４４及びリレーレンズ４５を経由し、ダイクロイックミラー４６により反射され、対物レンズ２２により屈折されて被検眼Ｅに入射する。測定光ＬＳは、被検眼Ｅの様々な深さ位置において散乱・反射される。被検眼Ｅからの測定光ＬＳの戻り光は、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ１０５に導かれ、光ファイバ１２８を経由してファイバカプラ１２２に到達する。   On the other hand, the measurement light LS generated by the fiber coupler 105 is guided by the optical fiber 127 and converted into a parallel light beam by the collimator lens unit 40, and the optical path length changing unit 41, the optical scanner 42, the OCT focusing lens 43, and the mirror 44. Then, the light passes through the relay lens 45, is reflected by the dichroic mirror 46, is refracted by the objective lens 22, and enters the eye E to be examined. The measurement light LS is scattered and reflected at various depth positions of the eye E. The return light of the measurement light LS from the eye E travels in the reverse direction on the same path as the forward path, is guided to the fiber coupler 105, and reaches the fiber coupler 122 via the optical fiber 128.

ファイバカプラ１２２は、光ファイバ１２８を介して入射された測定光ＬＳと、光ファイバ１２１を介して入射された参照光ＬＲとを重ね合わせて干渉光を生成する。ファイバカプラ１２２は、所定の分岐比（例えば１：１）で干渉光を分岐することにより、一対の干渉光ＬＣを生成する。一対の干渉光ＬＣは、それぞれ光ファイバ１２３及び１２４を通じて検出器１２５に導かれる。   The fiber coupler 122 generates interference light by superimposing the measurement light LS incident through the optical fiber 128 and the reference light LR incident through the optical fiber 121. The fiber coupler 122 generates a pair of interference light LC by branching the interference light at a predetermined branching ratio (for example, 1: 1). The pair of interference lights LC are guided to the detector 125 through optical fibers 123 and 124, respectively.

検出器１２５は、例えばバランスドフォトダイオード（Ｂａｌａｎｃｅｄ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）である。バランスドフォトダイオードは、一対の干渉光ＬＣをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを有し、これらによる検出結果の差分を出力する。検出器１２５は、その検出結果（検出信号）をデータ収集システム（ＤＡＱ）１３０に送る。   The detector 125 is, for example, a balanced photodiode (Balanced Photo Diode). The balanced photodiode has a pair of photodetectors that respectively detect the pair of interference lights LC, and outputs a difference between detection results obtained by these. The detector 125 sends the detection result (detection signal) to the data collection system (DAQ) 130.

ＤＡＱ１３０には、光源ユニット１０１からクロックＫＣが供給される。クロックＫＣは、光源ユニット１０１において、波長可変光源により所定の波長範囲内で掃引される各波長の出力タイミングに同期して生成される。光源ユニット１０１は、例えば、各出力波長の光Ｌ０を分岐することにより得られた２つの分岐光の一方を光学的に遅延させた後、これらの合成光を検出した結果に基づいてクロックＫＣを生成する。ＤＡＱ１３０は、検出器１２５から入力される検出信号をクロックＫＣに基づきサンプリングする。ＤＡＱ１３０は、検出器１２５からの検出信号のサンプリング結果を演算制御ユニット２００に送る。   The clock 130 is supplied from the light source unit 101 to the DAQ 130. The clock KC is generated in synchronization with the output timing of each wavelength that is swept within a predetermined wavelength range by the wavelength variable light source in the light source unit 101. For example, the light source unit 101 optically delays one of the two branched lights obtained by branching the light L0 of each output wavelength, and then generates a clock KC based on the result of detecting these combined lights. Generate. The DAQ 130 samples the detection signal input from the detector 125 based on the clock KC. The DAQ 130 sends the sampling result of the detection signal from the detector 125 to the arithmetic control unit 200.

〈演算制御ユニット２００〉
演算制御ユニット２００は、眼底カメラユニット２、表示装置３及びＯＣＴユニット１００の各部を制御する。また、演算制御ユニット２００は、各種の演算処理を実行する。例えば、演算制御ユニット２００は、一連の波長走査毎に（Ａライン毎に）、検出器１２５により得られた検出結果に基づくスペクトル分布にフーリエ変換等の信号処理を施すことにより、各Ａラインにおける反射強度プロファイルを形成する。更に、演算制御ユニット２００は、各Ａラインの反射強度プロファイルを画像化することにより画像データを形成する。そのための演算処理は、従来のスウェプトソースＯＣＴと同様である。 <Calculation control unit 200>
The arithmetic control unit 200 controls each part of the fundus camera unit 2, the display device 3, and the OCT unit 100. The arithmetic control unit 200 executes various arithmetic processes. For example, the arithmetic control unit 200 performs signal processing such as Fourier transform on the spectrum distribution based on the detection result obtained by the detector 125 for each series of wavelength scans (for each A line). A reflection intensity profile is formed. Furthermore, the arithmetic control unit 200 forms image data by imaging the reflection intensity profile of each A line. The arithmetic processing for that is the same as the conventional swept source OCT.

演算制御ユニット２００は、例えば、プロセッサ、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、ハードディスクドライブ、通信インターフェイスなどを含む。ハードディスクドライブ等の記憶装置には各種のコンピュータプログラムが格納されている。演算制御ユニット２００は、操作デバイス、入力デバイス、表示デバイスなどを含んでいてもよい。   The arithmetic control unit 200 includes, for example, a processor, a RAM (Random Access Memory), a ROM (Read Only Memory), a hard disk drive, a communication interface, and the like. Various computer programs are stored in a storage device such as a hard disk drive. The arithmetic control unit 200 may include an operation device, an input device, a display device, and the like.

〈制御系〉
眼科撮影装置１の制御系（処理系）の構成例を図３に示す。 <Control system>
A configuration example of a control system (processing system) of the ophthalmologic photographing apparatus 1 is shown in FIG.

〈制御部２１０〉
制御部２１０は、眼科撮影装置１の各部を制御する。制御部２１０は、プロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブなどを含む。制御部２１０の機能は、回路を含むハードウェアと、制御ソフトウェアとの協働により実現される。制御部２１０は、主制御部２１１と記憶部２１２とを含む。 <Control unit 210>
The control unit 210 controls each unit of the ophthalmologic photographing apparatus 1. The control unit 210 includes a processor, RAM, ROM, hard disk drive, and the like. The function of the control unit 210 is realized by cooperation of hardware including a circuit and control software. The control unit 210 includes a main control unit 211 and a storage unit 212.

〈主制御部２１１〉
主制御部２１１は各種の制御を行う。例えば、主制御部２１１は、撮影合焦レンズ３１、ＣＣＤイメージセンサ３５、ＣＣＤイメージセンサ３８、ＬＣＤ３９、光路長変更部４１、光スキャナ４２、ＯＣＴ合焦レンズ４３、フォーカス光学系６０、反射棒６７、光源ユニット１０１、参照駆動部１１４Ａ、検出器１２５、ＤＡＱ１３０などを制御する。参照駆動部１１４Ａは、参照光路に設けられたコーナーキューブ１１４を移動させる。それにより、参照光路の長さが変更される。 <Main control unit 211>
The main control unit 211 performs various controls. For example, the main control unit 211 includes the photographing focusing lens 31, the CCD image sensor 35, the CCD image sensor 38, the LCD 39, the optical path length changing unit 41, the optical scanner 42, the OCT focusing lens 43, the focus optical system 60, and the reflector 67. The light source unit 101, the reference driving unit 114A, the detector 125, the DAQ 130, and the like are controlled. The reference driving unit 114A moves the corner cube 114 provided in the reference optical path. Thereby, the length of the reference optical path is changed.

〈記憶部２１２〉
記憶部２１２は各種のデータを記憶する。記憶部２１２に記憶されるデータとしては、例えば、ＯＣＴ画像の画像データ、眼底像の画像データ、被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者ＩＤや氏名などの被検者情報や、左眼／右眼の識別情報や、電子カルテ情報などを含む。 <Storage unit 212>
The storage unit 212 stores various data. Examples of the data stored in the storage unit 212 include image data of an OCT image, image data of a fundus image, and eye information to be examined. The eye information includes subject information such as patient ID and name, left / right eye identification information, electronic medical record information, and the like.

〈データ処理部２３０〉
データ処理部２３０は、各種のデータ処理を実行する。例えば、データ処理部２３０は、ＤＡＱ１３０により収集されたデータに基づいて画像データを形成する。また、データ処理部２３０は、ＤＡＱ１３０により収集されたデータに処理（信号処理）を適用することや、ＤＡＱ１３０により収集されたデータから形成された画像データに画像処理や解析処理を適用することや、ＣＣＤイメージセンサ３５（又は、ＣＣＤイメージセンサ３８）から出力された画像データに画像処理や解析処理を適用することが可能である。データ処理部２３０は、例えば、プロセッサ及び専用回路基板の少なくともいずれかを含む。データ処理部２３０は、画像形成部２３１と血管判定部２３２とを含む。 <Data processing unit 230>
The data processing unit 230 executes various data processing. For example, the data processing unit 230 forms image data based on the data collected by the DAQ 130. Further, the data processing unit 230 applies processing (signal processing) to data collected by the DAQ 130, applies image processing and analysis processing to image data formed from the data collected by the DAQ 130, Image processing and analysis processing can be applied to the image data output from the CCD image sensor 35 (or the CCD image sensor 38). The data processing unit 230 includes, for example, at least one of a processor and a dedicated circuit board. The data processing unit 230 includes an image forming unit 231 and a blood vessel determination unit 232.

〈画像形成部２３１〉
画像形成部２３１は、図示しない画像形成プロセッサを含む。画像形成部２３１は、ＤＡＱ１３０からデータ処理部２３０に入力された検出信号のサンプリング結果に基づいて、眼底Ｅｆの断面像データを形成する。この処理には、従来のスウェプトソースＯＣＴと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルタ処理、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）などの信号処理が含まれる。画像形成部２３１により形成される画像データは、スキャンラインに沿って配列された複数のＡライン（ｚ方向に沿うスキャンライン）における反射強度プロファイルを画像化することにより形成された一群の画像データ（一群のＡスキャン像データ）を含むデータセットである。 <Image forming unit 231>
The image forming unit 231 includes an image forming processor (not shown). The image forming unit 231 forms cross-sectional image data of the fundus oculi Ef based on the sampling result of the detection signal input from the DAQ 130 to the data processing unit 230. This processing includes signal processing such as noise removal (noise reduction), filter processing, and fast Fourier transform (FFT) as in the case of the conventional swept source OCT. The image data formed by the image forming unit 231 is a group of image data formed by imaging reflection intensity profiles in a plurality of A lines (scan lines along the z direction) arranged along the scan lines ( This is a data set including a group of A-scan image data).

ＯＣＴ血管造影が実施される場合、画像形成部２３１は、所定回数だけ繰り返し行われたスキャンにより収集された検出データ（例えば、ＤＡＱ１３０からの検出信号群）に基づいて、モーションコントラスト画像を形成することができる。このモーションコントラスト画像は、眼底Ｅｆの血管が強調された血管造影画像（アンジオグラム）である。なお、モーションコントラスト画像とは、同一位置において異なる時間に取得された複数のデータ（画像）に基づき作成された画像であって、当該位置における運動を表現した画像である。   When OCT angiography is performed, the image forming unit 231 forms a motion contrast image based on detection data (for example, a detection signal group from the DAQ 130) collected by a scan repeatedly performed a predetermined number of times. Can do. This motion contrast image is an angiographic image (angiogram) in which the blood vessels of the fundus oculi Ef are emphasized. Note that a motion contrast image is an image created based on a plurality of data (images) acquired at different times at the same position, and is an image expressing motion at the position.

ここで、ＯＣＴ血管造影に適用可能なスキャンパターンの典型的な例を説明する。ＯＣＴ血管造影では３次元スキャン（ラスタースキャン）が適用される。３次元スキャンは、互いに平行に配列された複数のスキャンラインに沿ったスキャンである。複数のスキャンラインは予め順序付けられており、この順序でスキャンが適用される。本実施形態において適用可能な３次元スキャンの例を図４Ａ及び図４Ｂに示す。   Here, a typical example of a scan pattern applicable to OCT angiography will be described. In OCT angiography, a three-dimensional scan (raster scan) is applied. The three-dimensional scan is a scan along a plurality of scan lines arranged in parallel to each other. The plurality of scan lines are ordered in advance, and scanning is applied in this order. An example of a three-dimensional scan applicable in the present embodiment is shown in FIGS. 4A and 4B.

図４Ｂに示すように、本例の３次元スキャンは３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対して実行される。１本のスキャンラインＬｉ（ｉ＝１〜３２０）に沿った１回のスキャンはＢスキャンと呼ばれる。１つのＢスキャンは３２０個のＡスキャンからなる（図４Ａを参照）。Ａスキャンは１つのＡラインに対するスキャンである。つまり、Ａスキャンは、測定光ＬＳの入射方向（ｚ方向、深さ方向、軸方向）に沿うＡラインに対するスキャンである。Ｂスキャンは、ｚ方向に直交するｘｙ面上のスキャンラインＬｉに沿って配列された３２０個のＡスキャンからなる。   As shown in FIG. 4B, the three-dimensional scan of this example is performed on 320 scan lines L1 to L320. One scan along one scan line Li (i = 1 to 320) is called a B scan. One B scan consists of 320 A scans (see FIG. 4A). The A scan is a scan for one A line. That is, the A scan is a scan with respect to the A line along the incident direction (z direction, depth direction, axial direction) of the measurement light LS. The B scan is composed of 320 A scans arranged along the scan line Li on the xy plane orthogonal to the z direction.

本例の３次元スキャンでは、スキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対するＢスキャンを任意の順序で４回ずつ実行する。各スキャンラインＬｉに対する４回のＢスキャンはレペティションスキャンと呼ばれる。各スキャンラインＬｉに対する４回の繰り返し（レペティション）の順序は、任意である。例えば、４回のスキャンを連続的に行ってもよいし、４回のスキャンの間に他のスキャンラインに対するＢスキャンを行ってもよい。   In the three-dimensional scan of this example, the B scan for the scan lines L1 to L320 is executed four times in an arbitrary order. Four B scans for each scan line Li are called repetition scans. The order of four repetitions (repetitions) for each scan line Li is arbitrary. For example, four scans may be performed continuously, or B scans for other scan lines may be performed during the four scans.

スキャンラインＬ１〜Ｌ３２０は、これらの配列順序に応じて５本ずつの組に分類されている。この分類により得られる６４個の組のそれぞれはユニットと呼ばれ、各ユニットに対するスキャンをユニットスキャンと呼ぶ。ユニットスキャンは、５本のスキャンラインのそれぞれに対する４回のＢスキャン（レペティション）からなる。すなわち、ユニットスキャンは、２０回のＢスキャンからなる。   The scan lines L1 to L320 are classified into groups of five according to the arrangement order. Each of the 64 sets obtained by this classification is called a unit, and a scan for each unit is called a unit scan. The unit scan includes four B scans (repetitions) for each of the five scan lines. That is, the unit scan consists of 20 B scans.

画像形成部２３１は、このようなスキャンパターンの適用によって収集されたデータをスキャンラインＬｉ毎のデータセット（時系列データ）に分類する。ここで、データセットには、４回のレペティションに対応する４つのＢスキャンデータが含まれている。４つのＢスキャンデータのそれぞれは、スキャンラインＬｉに対する１回のＢスキャンで収集されたデータである。   The image forming unit 231 classifies data collected by applying such a scan pattern into a data set (time-series data) for each scan line Li. Here, the data set includes four B scan data corresponding to four repetitions. Each of the four B scan data is data collected by one B scan for the scan line Li.

更に、画像形成部２３１は、各スキャンラインＬｉに対応するデータセットに基づいて当該スキャンラインＬｉに対応するモーションコントラスト画像を形成する。各スキャンラインＬｉに対応するモーションコントラスト画像は、このスキャンラインＬｉを含むＢスキャン面（縦断面）を表す２次元血管造影画像である。   Furthermore, the image forming unit 231 forms a motion contrast image corresponding to the scan line Li based on the data set corresponding to each scan line Li. The motion contrast image corresponding to each scan line Li is a two-dimensional angiographic image representing the B scan plane (longitudinal section) including the scan line Li.

モーションコントラスト画像を形成する処理は、従来のＯＣＴ血管造影と同様にして実行される。前述したように、本例では、スキャンラインＬｉに対応するデータセットに４つのＢスキャンデータが含まれている。各Ｂスキャンデータは、スキャンラインＬｉに対する１回のＢスキャンで収集されたデータである。   The process of forming a motion contrast image is executed in the same manner as in conventional OCT angiography. As described above, in this example, four B scan data are included in the data set corresponding to the scan line Li. Each B scan data is data collected in one B scan for the scan line Li.

まず、画像形成部２３１は、各Ｂスキャンデータに基づいて、通常のＯＣＴ画像を形成する。このＯＣＴ画像は、３２０個のＡスキャン像データからなるＢスキャン画像である。それにより、スキャンラインＬｉに対応する４個のＢスキャン画像が得られる。   First, the image forming unit 231 forms a normal OCT image based on each B scan data. This OCT image is a B-scan image composed of 320 pieces of A-scan image data. Thereby, four B-scan images corresponding to the scan line Li are obtained.

次に、画像形成部２３１は、４個のＢスキャン画像の間で変化している画像領域を特定する。この処理は、例えば、異なるＢスキャン画像の間の差分を求める処理を含む。各Ｂスキャン画像は、眼底Ｅｆの形態を表す輝度画像データ（強度画像データ）であり、血管以外の部位に相当する画像領域は実質的に不変であると考えられる。一方、干渉信号に寄与する後方散乱が血流によってランダムに変化することを考慮すると、４個のＢスキャン画像の間で変化が生じた画像領域（例えば、差分がゼロでない画素、又は差分が所定閾値以上である画素）は血管領域であると推定することができる。   Next, the image forming unit 231 specifies an image region that changes between the four B-scan images. This process includes, for example, a process for obtaining a difference between different B-scan images. Each B-scan image is luminance image data (intensity image data) representing the form of the fundus oculi Ef, and an image region corresponding to a part other than a blood vessel is considered to be substantially unchanged. On the other hand, considering that the backscattering contributing to the interference signal changes randomly due to blood flow, an image region in which changes occur between the four B-scan images (for example, a pixel with a non-zero difference or a predetermined difference) It can be estimated that a pixel that is equal to or greater than the threshold is a blood vessel region.

画像形成部２３１は、特定された血管領域内の画素に所定の画素値を付与する。この画素値は、例えば、比較的高い輝度値（表示時には明るく、白く表現される）や、疑似カラー値であってよい。なお、他の従来技術と同様に、ドップラーＯＣＴや画像処理を用いて血管領域を特定することも可能である。   The image forming unit 231 gives a predetermined pixel value to the pixels in the specified blood vessel region. This pixel value may be, for example, a relatively high luminance value (expressed bright and white at the time of display) or a pseudo color value. Note that the blood vessel region can also be specified using Doppler OCT or image processing, as in other conventional techniques.

このような処理により、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対応する３２０個の２次元血管造影画像が得られる。画像形成部２３１は、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０の配列にしたがって３２０個の２次元血管造影画像を配置する。この処理は、例えば、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０の配列順序及び配列間隔（スペーシング）に合わせて、３２０個の２次元血管造影画像を単一の３次元座標系に配置する（埋め込む）処理を含む。つまり、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０の配列に応じた３２０個の２次元血管造影画像のスタックデータを形成することができる。このスタックデータは、眼底Ｅｆの血管の３次元的な分布を表す画像（３次元血管造影画像）の例である。画像形成部２３１は、このスタックデータに補間処理等を施してボリュームデータ（ボクセルデータ）を形成することも可能である。   By such processing, 320 two-dimensional angiographic images corresponding to 320 scan lines L1 to L320 are obtained. The image forming unit 231 arranges 320 two-dimensional angiographic images according to the arrangement of 320 scan lines L1 to L320. In this process, for example, 320 two-dimensional angiographic images are arranged (embedded) in a single three-dimensional coordinate system in accordance with the arrangement order and arrangement interval (spacing) of 320 scan lines L1 to L320. Includes processing. That is, stack data of 320 two-dimensional angiographic images corresponding to the arrangement of 320 scan lines L1 to L320 can be formed. This stack data is an example of an image (three-dimensional angiographic image) representing a three-dimensional distribution of blood vessels in the fundus oculi Ef. The image forming unit 231 can form volume data (voxel data) by performing interpolation processing or the like on the stack data.

収集されたデータから血管造影画像を形成する処理は上記の例には限定されず、任意の公知技術を用いて血管造影画像を形成することが可能である。   The process of forming an angiographic image from collected data is not limited to the above example, and an angiographic image can be formed using any known technique.

画像形成部２３１は、ボリュームデータやスタックデータなどの３次元画像を加工することができる。例えば、画像形成部２３１は、３次元画像にレンダリングを適用することができる。レンダリングの手法としては、ボリュームレンダリング、最大値投影（ＭＩＰ）、最小値投影（ＭｉｎＩＰ）、サーフェスレンダリング、多断面再構成（ＭＰＲ）などがある。また、画像形成部２３１は、３次元画像の少なくとも一部をｚ方向（Ａライン方向、深さ方向）に投影することにより、プロジェクションデータやシャドウグラムを構築することができる。   The image forming unit 231 can process a three-dimensional image such as volume data or stack data. For example, the image forming unit 231 can apply rendering to a three-dimensional image. Rendering techniques include volume rendering, maximum value projection (MIP), minimum value projection (MinIP), surface rendering, multi-section reconstruction (MPR), and the like. The image forming unit 231 can construct projection data and a shadowgram by projecting at least a part of the three-dimensional image in the z direction (A line direction, depth direction).

画像形成部２３１は、任意の解析処理や画像処理を実行することができる。例えば、画像形成部２３１は、２次元断面像又は３次元画像にセグメンテーションを適用することができる。セグメンテーションは、画像中の部分領域を特定する処理である。本例では、眼底Ｅｆの所定組織に相当する画像領域を特定することができる。   The image forming unit 231 can execute arbitrary analysis processing and image processing. For example, the image forming unit 231 can apply segmentation to a two-dimensional cross-sectional image or a three-dimensional image. Segmentation is a process for specifying a partial region in an image. In this example, an image area corresponding to a predetermined tissue of the fundus oculi Ef can be specified.

ＯＣＴ血管造影において、画像形成部２３１は、３次元血管造影画像から、任意の２次元血管造影画像及び／又は任意の擬似的３次元血管造影画像を構築することが可能である。例えば、データ処理部２３０は、３次元血管造影画像に多断面再構成を適用することにより、眼底Ｅｆの任意の断面を表す２次元血管造影画像を構築することができる。   In OCT angiography, the image forming unit 231 can construct an arbitrary two-dimensional angiographic image and / or an arbitrary pseudo three-dimensional angiographic image from the three-dimensional angiographic image. For example, the data processing unit 230 can construct a two-dimensional angiographic image representing an arbitrary cross section of the fundus oculi Ef by applying multi-section reconstruction to the three-dimensional angiographic image.

また、画像形成部２３１は、３次元血管造影画像にセグメンテーションを適用して眼底Ｅｆの所定組織に相当する画像領域を特定し、特定された画像領域をｚ方向に投影してシャドウグラム（正面血管造影画像）を構築することができる。正面血管造影画像の例として、眼底Ｅｆの任意の深さ領域（例えば、網膜浅部、網膜深部、脈絡膜毛細血管板、強膜など）に対応する正面画像や、眼底Ｅｆの所定組織（例えば、内境界膜、神経線維層、神経節細胞層、内網状層、内顆粒層、外網状層、外顆粒層、外境界膜、網膜色素上皮、ブルッフ膜、脈絡膜、脈絡膜強膜境界、強膜、これらのいずれかの一部、これらの少なくとも２以上の組み合わせなど）に対応する正面画像がある。   In addition, the image forming unit 231 applies segmentation to the three-dimensional angiographic image to identify an image region corresponding to a predetermined tissue of the fundus oculi Ef, projects the identified image region in the z direction, and generates a shadowgram (frontal blood vessel). (Contrast image) can be constructed. As an example of a frontal angiographic image, a frontal image corresponding to an arbitrary depth region of the fundus oculi Ef (for example, a shallow retina, a deep portion of the retina, a choroidal capillary plate, a sclera, etc.), or a predetermined tissue (for example, Inner border membrane, nerve fiber layer, ganglion cell layer, inner reticular layer, inner granule layer, outer reticular layer, outer granule layer, outer border membrane, retinal pigment epithelium, Bruch's membrane, choroid, choroid sclera border, sclera, There is a front image corresponding to any one of these, a combination of at least two of these, and the like.

画像形成部２３１は、例えば、前述した画像形成プロセッサに加え、画像処理プロセッサや画像解析プロセッサを含んでいてよい。画像形成プロセッサは、回路を含むハードウェアと、画像形成ソフトウェアとの協働により実現される。また、画像処理プロセッサは、回路を含むハードウェアと、画像処理ソフトウェアとの協働により実現される。また、画像解析プロセッサは、回路を含むハードウェアと、画像解析ソフトウェアとの協働により実現される。なお、本明細書において、「画像データ」と、それに基づく「画像」とを同一視することがある。また、被検眼Ｅの部位とそれを表す画像とを同一視することがある。   The image forming unit 231 may include, for example, an image processing processor and an image analysis processor in addition to the above-described image forming processor. The image forming processor is realized by cooperation of hardware including a circuit and image forming software. The image processor is realized by cooperation of hardware including a circuit and image processing software. The image analysis processor is realized by cooperation of hardware including a circuit and image analysis software. In the present specification, “image data” and an “image” based on the “image data” may be identified. Further, the part of the eye E to be examined and the image representing it may be identified.

〈血管判定部２３２〉
血管判定部２３２は、画像形成部２３１による３次元血管造影画像の形成に用いられた時系列データに基づいて、この３次元血管造影画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。換言すると、血管判定部２３２は、眼底ＥｆのＯＣＴ血管造影において収集されたデータに基づいて、このデータから形成された３次元血管造影画像に描出された血管が動脈であるか又は静脈であるか判定する。 <Blood vessel determination unit 232>
The blood vessel determination unit 232 determines whether the blood vessel depicted in the three-dimensional angiographic image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the three-dimensional angiographic image by the image forming unit 231. To do. In other words, based on the data collected in the OCT angiography of the fundus oculi Ef, the blood vessel determination unit 232 determines whether the blood vessel depicted in the three-dimensional angiographic image formed from this data is an artery or a vein. judge.

この血管判定処理は、３次元血管造影画像に描出された１以上の血管のそれぞれに対して適用される。血管判定部２３２は、３次元血管造影画像に描出された血管分布から、それぞれ個別の血管に相当する複数の血管画像（複数の血管領域）を特定することができる。この処理は、例えば、閾値処理、エッジ検出、二値化、細線化、セグメンテーション、領域拡張法（リージョングローイング）など、予め設定された画像処理手法や画像解析手法を含み、３次元血管造影画像に表現された血管分布に含まれる連結成分を特定する。各連結領域が単一の血管に相当していると仮定することができる。連結成分を特定する処理は、所与の画像から索状部分領域を特定するための任意の従来技術を含んでいてよい。   This blood vessel determination process is applied to each of one or more blood vessels depicted in the three-dimensional angiographic image. The blood vessel determination unit 232 can specify a plurality of blood vessel images (a plurality of blood vessel regions) corresponding to individual blood vessels from the blood vessel distribution depicted in the three-dimensional angiographic image. This processing includes, for example, preset image processing methods and image analysis methods such as threshold processing, edge detection, binarization, thinning, segmentation, region expansion method (region growing), etc. A connected component included in the expressed blood vessel distribution is specified. It can be assumed that each connected region corresponds to a single blood vessel. The process of identifying connected components may include any conventional technique for identifying cord-like subregions from a given image.

血管判定処理の少なくとも一部をユーザーが行うようにしてもよい。例えば、主制御部２１１は、３次元血管造影画像のレンダリング画像（例えば、正面血管造影画像）を表示部２４１に表示させる。ユーザーは、表示されたレンダリング画像を観察して個別の血管に相当する血管画像を特定し、操作部２４２を用いてこの血管画像を指定することができる。他の例において、ユーザーは、血管に相当する画像領域を視認によって特定し、この血管画像中の位置（画素）をリージョングローイングのためのシードとして設定することができる。   The user may perform at least a part of the blood vessel determination processing. For example, the main control unit 211 causes the display unit 241 to display a rendering image (for example, a frontal angiographic image) of a three-dimensional angiographic image. The user can observe the displayed rendered image, specify a blood vessel image corresponding to an individual blood vessel, and designate this blood vessel image using the operation unit 242. In another example, the user can visually identify an image region corresponding to a blood vessel and set a position (pixel) in the blood vessel image as a seed for region growing.

血管判定部２３２は、このようにして特定された１以上の連結成分（血管画像）のそれぞれに対して血管判定処理を適用する。血管判定処理は、血管が動脈であるか静脈であるか判定する処理、血管が動脈であるか否か判定する処理、及び、血管が静脈であるか判定する処理のうちのいずれかであってよい。また、血管判定処理の判定結果の選択肢は、「動脈」及び／又は「静脈」を少なくとも含み、「その他」や「判定不能」を更に含んでもよい。ここで、「その他」は、典型的には毛細血管に相当する。   The blood vessel determination unit 232 applies a blood vessel determination process to each of the one or more connected components (blood vessel images) specified in this way. The blood vessel determination process is one of a process for determining whether a blood vessel is an artery or a vein, a process for determining whether or not a blood vessel is an artery, and a process for determining whether or not a blood vessel is a vein. Good. Further, the determination result options of the blood vessel determination processing include at least “artery” and / or “vein”, and may further include “other” and “determination impossible”. Here, “others” typically corresponds to capillaries.

血管判定処理の例を説明する。以下、眼底ＥｆのＯＣＴ血管造影において収集された時系列データに含まれる位相情報を利用する第１の例と、収集されたデータに含まれる輝度情報を利用する第２の例とを説明する。   An example of blood vessel determination processing will be described. Hereinafter, a first example using phase information included in time-series data collected in OCT angiography of the fundus oculi Ef and a second example using luminance information included in the collected data will be described.

第１の例について説明する。本例において、血管判定部２３２は、眼底ＥｆのＯＣＴ血管造影において収集された時系列データに含まれる位相情報に基づいて、この時系列データに基づき形成された３次元血管造影画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   A first example will be described. In this example, the blood vessel determination unit 232 is depicted in the three-dimensional angiographic image formed based on the time series data based on the phase information included in the time series data collected in the OCT angiography of the fundus oculi Ef. Determine whether the blood vessel is an artery or a vein.

本例において適用可能な典型的な処理について説明する。眼底ＥｆのＯＣＴ血管造影において収集された時系列データは、ＯＣＴ血管造影のためのスキャンが適用された眼底Ｅｆの３次元領域に対するＯＣＴの繰り返し（レペティション）に対応する複数のデータセットを含む。図４Ｂに示すスキャンパターンではレペティション回数が４回であり、４つのデータセット（４つの３次元画像）が得られる。４つの３次元画像のそれぞれは、例えば、３２０本のスキャンラインＬｉに対応する３２０個のＢスキャン画像を含むスタックデータ、又は、このスタックデータに基づくボリュームデータである。   A typical process applicable in this example will be described. The time-series data collected in the OCT angiography of the fundus oculi Ef includes a plurality of data sets corresponding to repetition (repetition) of OCT for the three-dimensional region of the fundus oculi Ef to which the scan for OCT angiography is applied. In the scan pattern shown in FIG. 4B, the number of times of repetition is four, and four data sets (four three-dimensional images) are obtained. Each of the four three-dimensional images is, for example, stack data including 320 B scan images corresponding to 320 scan lines Li, or volume data based on the stack data.

なお、本例では、ＯＣＴ血管造影により得られたデータがレペティション毎に分類されているが、スキャンライン毎にデータを分類することも可能である。図４Ｂに示すスキャンパターンが適用される場合、スキャンラインが３２０本でありレペティション回数が４回であるＯＣＴ血管造影により１２８０個のＢスキャン画像が得られる。レペティション毎の分類では、１２８０個のＢスキャン画像を、４回のレペティションに対応する４つの３次元画像として管理する。４つの３次元画像は４回のレペティションに対応する時系列データである。各３次元画像は、３２０本のスキャンラインに対応する３２０個のＢスキャン画像に基づく。一方、スキャンライン毎の分類では、１２８０個のＢスキャン画像を、３２０本のスキャンラインに対応する３２０個のＢスキャン画像群として管理する。各Ｂスキャン画像群は、４回のレペティションに対応する４つのＢスキャン画像を含む時系列データである。   In this example, data obtained by OCT angiography is classified for each repetition, but it is also possible to classify data for each scan line. When the scan pattern shown in FIG. 4B is applied, 1280 B-scan images are obtained by OCT angiography with 320 scan lines and 4 repetitions. In the classification for each repetition, 1280 B-scan images are managed as four three-dimensional images corresponding to four repetitions. Four three-dimensional images are time-series data corresponding to four repetitions. Each three-dimensional image is based on 320 B-scan images corresponding to 320 scan lines. On the other hand, in the classification for each scan line, 1280 B scan images are managed as a group of 320 B scan images corresponding to 320 scan lines. Each B scan image group is time-series data including four B scan images corresponding to four repetitions.

このような分類の相異は、１２８０個のＢスキャン画像をグループ化するための手法の相異に過ぎない。したがって、これら分類は実質的に同一である。他の分類が適用される場合も同様である。   Such a difference in classification is merely a difference in method for grouping 1280 B-scan images. Therefore, these classifications are substantially the same. The same applies when other classifications are applied.

眼底ＥｆのＯＣＴ血管造影において収集された時系列データの全てを血管判定処理に用いる必要はなく、収集された時系列データの一部のみを血管判定処理に用いるように構成してもよい。例えば、３２０本のスキャンラインの一部に対応する時系列データのみを血管判定処理に用いるように構成することが可能である。   It is not necessary to use all of the time series data collected in OCT angiography of the fundus oculi Ef for blood vessel determination processing, and only a part of the collected time series data may be used for blood vessel determination processing. For example, only time-series data corresponding to a part of 320 scan lines can be used for blood vessel determination processing.

本例において、血管判定部２３２は、眼底ＥｆのＯＣＴ血管造影において収集された複数のデータセットのそれぞれに含まれる位相情報に基づいて位相画像を形成する。典型的には、位相画像は、Ｂスキャン断面における位相差の時系列変化を表す画像である。   In this example, the blood vessel determination unit 232 forms a phase image based on phase information included in each of a plurality of data sets collected in OCT angiography of the fundus oculi Ef. Typically, the phase image is an image representing a time-series change of the phase difference in the B-scan cross section.

位相画像は、例えば、従来のＯＣＴ血流計測の場合と同様に、隣り合うＡライン複素信号（つまり、隣接するＡラインに対応する信号）の位相差を算出することによって形成される。換言すると、本例の位相画像は、スキャンされた断面の画像の各画素について、その画素の画素値（輝度値）の時系列変化に基づき形成される。任意の画素について、血管判定部２３２は、その輝度値の時系列変化のグラフを考慮する。血管判定部２３２は、このグラフにおいて所定の時間間隔Δｔだけ離れた２つの時点ｔ１及びｔ２（ｔ２＝ｔ１＋Δｔ）の間における位相差Δφを求める。そして、この位相差Δφを時点ｔ１（より一般に２つの時点ｔ１及びｔ２の間の任意の時点）における位相差Δφ（ｔ１）として定義する。あらかじめ設定された多数の時点のそれぞれについてこの処理を実行することで、当該画素における位相差の時系列変化が得られる。   The phase image is formed, for example, by calculating the phase difference between adjacent A-line complex signals (that is, signals corresponding to adjacent A-lines), as in the case of conventional OCT blood flow measurement. In other words, the phase image of this example is formed based on the time series change of the pixel value (luminance value) of each pixel of the scanned cross-sectional image. For an arbitrary pixel, the blood vessel determination unit 232 considers a graph of the time-series change of the luminance value. The blood vessel determination unit 232 obtains a phase difference Δφ between two time points t1 and t2 (t2 = t1 + Δt) separated by a predetermined time interval Δt in this graph. The phase difference Δφ is defined as the phase difference Δφ (t1) at the time point t1 (more generally, any time point between the two time points t1 and t2). By executing this process for each of a number of preset time points, a time-series change in phase difference at the pixel can be obtained.

位相画像は、各画素の各時点における位相差の値を画像として表現したものである。この画像化処理は、例えば、位相差の値を表示色や輝度で表現することで実現できる。このとき、時系列に沿って位相が増加したことを表す色（例えば赤）と、減少したことを表す色（例えば青）とを違えることができる。また、位相の変化量の大きさを表示色の濃さで表現することもできる。このような表現方法を採用することで、血流の向きや大きさを色や濃度で提示することが可能となる。以上の処理を各画素について実行することにより位相画像が形成される。   The phase image represents the value of the phase difference at each time point of each pixel as an image. This imaging process can be realized, for example, by expressing the value of the phase difference with the display color or brightness. At this time, a color indicating that the phase has increased along the time series (for example, red) can be different from a color indicating that the phase has decreased (for example, blue). Also, the magnitude of the phase change amount can be expressed by the darkness of the display color. By adopting such an expression method, the direction and size of the blood flow can be presented in color and density. A phase image is formed by executing the above processing for each pixel.

なお、位相差の時系列変化は、上記の時間間隔Δｔを十分に小さくして位相の相関を確保することによって得られる。このとき、測定光ＬＳの走査において断面像の分解能に相当する時間未満の値に時間間隔Δｔを設定したオーバーサンプリングを実行することが可能である。   Note that the time-series change of the phase difference is obtained by ensuring the phase correlation by sufficiently reducing the time interval Δt. At this time, it is possible to execute oversampling in which the time interval Δt is set to a value less than the time corresponding to the resolution of the cross-sectional image in the scanning of the measurement light LS.

次に、血管判定部２３２は、複数のデータセットから形成された複数の位相画像のそれぞれにおける血管領域を特定する。この血管領域特定処理は、例えば、位相画像において位相差の時系列変化が存在する領域を特定する処理、又は、位相差の時系列変化が所定閾値以上である領域を特定する処理を含む。   Next, the blood vessel determination unit 232 specifies a blood vessel region in each of a plurality of phase images formed from a plurality of data sets. This blood vessel region specifying process includes, for example, a process of specifying a region in which a phase difference time series change exists in a phase image, or a process of specifying a region in which a phase difference time series change is equal to or greater than a predetermined threshold.

他の例において、位相画像と同じ領域における通常のＯＣＴ画像（例えば、位相画像と同じＢスキャン断面における断面像）が形成される場合、血管領域特定処理は、例えば、このＯＣＴ画像における血管領域を特定する処理と、このＯＣＴ画像と位相画像との間のレジストレーションと、ＯＣＴ画像から特定された血管領域に対応する位相画像中の領域をレジストレーション結果に基づき特定する処理とを含む。ここで、ＯＣＴ画像と位相画像とは同じデータから形成されるので、これら画像の間のレジストレーション（位置の対応付け）は容易である。   In another example, when a normal OCT image in the same region as the phase image (for example, a cross-sectional image in the same B-scan cross section as the phase image) is formed, the blood vessel region specifying process is performed by, for example, A process of specifying, a registration between the OCT image and the phase image, and a process of specifying a region in the phase image corresponding to the blood vessel region specified from the OCT image based on the registration result. Here, since the OCT image and the phase image are formed from the same data, registration (position correspondence) between these images is easy.

更に他の例において、血管領域特定処理は、３次元血管造影画像と位相画像との間のレジストレーションと、この３次元血管造影画像中の血管領域に対応する位相画像中の領域をレジストレーション結果に基づき特定する処理とを含む。３次元血管造影画像と位相画像とは同じデータから形成されるので、これら画像の間のレジストレーションは容易である。   In still another example, the blood vessel region specifying process includes registration between a three-dimensional angiographic image and a phase image, and a region in the phase image corresponding to the blood vessel region in the three-dimensional angiographic image is a registration result. And the process of specifying based on Since the three-dimensional angiographic image and the phase image are formed from the same data, registration between these images is easy.

次に、血管判定部２３２は、複数の位相画像から特定された複数の血管領域における画素値の変化に基づいて、判定対象の血管（注目血管）が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。ここで、複数の位相画像は同じ断面（同じスキャンライン）のレペティションに基づく時系列位相画像である。この時系列位相画像から特定された複数の血管領域は、同じ断面における注目血管の血流情報の時系列変化を表す。   Next, the blood vessel determination unit 232 determines whether the blood vessel (target blood vessel) to be determined is an artery or a vein based on changes in pixel values in a plurality of blood vessel regions specified from a plurality of phase images. Here, the plurality of phase images are time-series phase images based on the repetition of the same cross section (same scan line). A plurality of blood vessel regions specified from this time series phase image represents a time series change of blood flow information of the target blood vessel in the same cross section.

血管判定部２３２は、動脈の血流動態と静脈の血流動態との相異に基づいて血管判定処理を行うことができる。或いは、血管判定部２３２は、動脈の血流動態の特徴及び／又は静脈の血流動態の特徴に基づいて血管判定処理を行うことができる。   The blood vessel determination unit 232 can perform blood vessel determination processing based on the difference between the blood flow dynamics of the arteries and the blood flow dynamics of the veins. Alternatively, the blood vessel determination unit 232 can perform blood vessel determination processing based on the characteristics of the blood flow dynamics of the arteries and / or the characteristics of blood flow dynamics of the veins.

一般に、眼底静脈と比較して、眼底動脈では、拍動が大きく、血流量（血流速度）の最大値と最小値との差も大きい。図５Ａは眼底動脈における血流速度の時間変化波形の例を示し、図５Ｂは眼底静脈の血流速度の時間変化波形の例を示す。   In general, as compared with the fundus vein, the fundus artery has a large pulsation, and the difference between the maximum value and the minimum value of the blood flow rate (blood flow velocity) is also large. FIG. 5A shows an example of a time change waveform of the blood flow velocity in the fundus artery, and FIG. 5B shows an example of a time change waveform of the blood flow velocity in the fundus vein.

これらの波形から明らかなように、眼底動脈と眼底静脈とでは血流速度の態様が異なる。例えば、次のような波形パラメータが眼底動脈と眼底静脈とで異なる：絶対値；最大値；最小値；最大値と最小値との差；平均値；最大値と平均値との差；平均値と最小値との差；周波数；波長；ピークの個数；心電図波形の特定時相に対応する特徴の有無・程度（例：Ｒ波に対応するピークの有無）。また、眼底動脈と眼底静脈では、血流の向きも異なる。血流の向きは、位相画像において輝度値で表現される。   As is apparent from these waveforms, the manner of blood flow velocity differs between the fundus artery and the fundus vein. For example, the following waveform parameters differ between the fundus artery and the fundus vein: absolute value; maximum value; minimum value; difference between maximum value and minimum value; average value; difference between maximum value and average value; average value And the minimum value; frequency; wavelength; number of peaks; presence / absence / existence of features corresponding to a specific time phase of the electrocardiogram waveform (eg, presence / absence of peaks corresponding to R wave). Also, the direction of blood flow differs between the fundus artery and the fundus vein. The direction of blood flow is expressed as a luminance value in the phase image.

このような波形データに基づき、標準的な眼底動脈における波形パラメータの値の範囲を表す標準動脈波形情報と標準的な眼底静脈における波形パラメータの値の範囲を表す標準静脈波形情報とのいずれか一方又は双方を含む標準波形情報が、予め作成される。標準波形情報は、例えば、記憶部２１２又は血管判定部２３２に格納される。   Based on such waveform data, either standard artery waveform information indicating the range of waveform parameter values in the standard fundus artery or standard vein waveform information indicating the range of waveform parameter values in the standard fundus vein Alternatively, standard waveform information including both is created in advance. The standard waveform information is stored in, for example, the storage unit 212 or the blood vessel determination unit 232.

なお、図５Ａ及び図５Ｂに示す血流波形は、ＯＣＴ血流計測によって得られたものであり、２秒程度の計測時間にわたって取得されたデータである。本例は、このような長時間にわたるＯＣＴ血流計測を実施することなく、ＯＣＴ血管造影で得られた時系列データ（例えば、単一のスキャンラインに対する４回のレペティションスキャンから得られた４つの位相画像）から、上記した波形パラメータのいずれかの値を求め、このパラメータ値に基づき血管判定処理（例えば、動脈と静脈との識別）を行うものである。   The blood flow waveforms shown in FIGS. 5A and 5B are obtained by OCT blood flow measurement, and are data acquired over a measurement time of about 2 seconds. In this example, time-series data obtained by OCT angiography (for example, four obtained from four repetition scans for a single scan line) without performing such long-time OCT blood flow measurement. One of the waveform parameters described above is obtained from the phase image), and blood vessel determination processing (for example, discrimination between an artery and a vein) is performed based on this parameter value.

具体例を説明する。血管判定部２３２は、単一のスキャンラインに対応する４つの位相画像において注目血管に対応する４つの血管領域を処理する。血管判定部２３２は、４つの血管領域のそれぞれにおける輝度値に基づいて血流速度の値を算出する。それにより、４つの位相画像に対応する４つの血流速度値が得られる。   A specific example will be described. The blood vessel determination unit 232 processes four blood vessel regions corresponding to the target blood vessel in the four phase images corresponding to a single scan line. The blood vessel determination unit 232 calculates a blood flow velocity value based on the luminance value in each of the four blood vessel regions. Thereby, four blood flow velocity values corresponding to the four phase images are obtained.

ここで、４つの血流速度値のそれぞれが絶対的な値（計測値）であってもよいし、相対的な値であってもよい。計測値を求める場合、例えば、３次元血管造影画像に基づいて、当該Ｂスキャン断面における注目血管の傾きを求め、この傾き値を用いて血流速度を求めることができる。一方、４つの血流速度値が互いに相対的な値である場合には、例えば、４つの血管領域における輝度値の大きさの比較から血流速度の相対値を求めることができる。相対値は、例えば、輝度値の差や比を表す。   Here, each of the four blood flow velocity values may be an absolute value (measured value) or a relative value. When obtaining the measurement value, for example, the inclination of the blood vessel of interest in the B-scan section is obtained based on the three-dimensional angiographic image, and the blood flow velocity can be obtained using this inclination value. On the other hand, when the four blood flow velocity values are relative to each other, for example, the relative value of the blood flow velocity can be obtained by comparing the magnitudes of the luminance values in the four blood vessel regions. The relative value represents, for example, a luminance value difference or ratio.

次に、血管判定部２３２は、４つの位相画像から得られた４つの血流速度値を統計処理する。この統計処理は、例えば、平均値の算出、最大値の特定、最小値の特定、最大値と平均値との差の算出、及び、平均値と最小値との差の算出のうちのいずれかの演算を含んでいてよい。この統計処理により得られた統計値と、上記した標準波形情報とを比較することで、注目血管が動脈であるか静脈であるか判定する。例えば、標準動脈波形情報が示す範囲に統計値が属する場合には注目血管は動脈であると判定され、標準静脈波形情報が示す範囲に統計値が属する場合には注目血管は静脈であると判定される。また、統計値がいずれの範囲にも属さない場合には、判定不能又はその他（毛細血管）と判定される。   Next, the blood vessel determination unit 232 statistically processes four blood flow velocity values obtained from the four phase images. This statistical processing is, for example, any one of calculation of the average value, specification of the maximum value, specification of the minimum value, calculation of the difference between the maximum value and the average value, and calculation of the difference between the average value and the minimum value. May be included. By comparing the statistical value obtained by this statistical processing with the standard waveform information described above, it is determined whether the blood vessel of interest is an artery or a vein. For example, if the statistical value belongs to the range indicated by the standard artery waveform information, the target blood vessel is determined to be an artery, and if the statistical value belongs to the range indicated to the standard vein waveform information, the target blood vessel is determined to be a vein. Is done. Further, when the statistical value does not belong to any range, it is determined that the determination is impossible or other (capillary).

このような統計処理に加え、又は、その代わりに、血管判定部２３２は、４つの位相画像から得られた４つの血流速度値から血流速度の時間変化を推定して、注目血管における血流の向きを求めることができる。例えば、同じ位相画像に描出された他の血管の種別（動脈／静脈）が既知である場合、この既知の血管における血流速度の時間変化と注目血管における血流速度の時間変化とを比較することで、注目血管が動脈であるか静脈であるか判定することが可能である。   In addition to or instead of such statistical processing, the blood vessel determination unit 232 estimates temporal changes in the blood flow velocity from the four blood flow velocity values obtained from the four phase images, and blood in the target blood vessel. The direction of the flow can be determined. For example, when another blood vessel type (artery / vein) depicted in the same phase image is known, the time change of the blood flow velocity in the known blood vessel is compared with the time change of the blood flow velocity in the target blood vessel. Thus, it is possible to determine whether the blood vessel of interest is an artery or a vein.

血管判定処理の精度や確度の向上を図るために、２以上のパラメータのそれぞれについて上記のような処理を実行し、それにより得られた２以上の結果に基づいて判定を行うようにしてもよい。   In order to improve the accuracy and accuracy of blood vessel determination processing, the above-described processing may be executed for each of two or more parameters, and determination may be performed based on two or more results obtained thereby. .

第１の例が適用される場合、単一のスキャンラインに対するレペティションスキャンを連続的に行わないことが望ましいと考えられる。すなわち、一のスキャンラインに対する複数回（例えば４回）のスキャンの間に、他のスキャンラインに対するスキャンを行うように制御を行うことが望ましいと考えられる。典型的な例として、ラスタースキャンを複数回繰り返すように制御することや、各ユニットに対応するラスタースキャンを複数回繰り返すように制御することが可能である。   When the first example is applied, it may be desirable not to continuously perform a repetition scan for a single scan line. That is, it may be desirable to perform control so that scanning is performed on another scan line during a plurality of scans (for example, four times) on one scan line. As a typical example, the raster scan can be controlled to be repeated a plurality of times, or the raster scan corresponding to each unit can be controlled to be repeated a plurality of times.

第２の例について説明する。本例において、血管判定部２３２は、眼底ＥｆのＯＣＴ血管造影において収集された時系列データに含まれる輝度情報に基づいて、この時系列データに基づき形成された３次元血管造影画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   A second example will be described. In this example, the blood vessel determination unit 232 is depicted in the three-dimensional angiographic image formed based on the time series data based on the luminance information included in the time series data collected in the OCT angiography of the fundus oculi Ef. Determine whether the blood vessel is an artery or a vein.

本例においては、例えば、特開２０１７−０８６１８２号公報に開示された画像処理技術が適用される。すなわち、血管判定部２３２は、眼底ＥｆのＯＣＴ血管造影において収集された時系列データに基づく輝度画像（通常のＯＣＴ画像、つまりＢスキャン画像）中の血管領域に基づいて、注目血管が動脈であるか静脈であるか判定することができる。より具体的には、血管判定部２３２は、輝度画像に描出された血管壁領域を抽出し、この血管壁領域の輝度情報に基づいて判定を行うことが可能である。   In this example, for example, an image processing technique disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2017-086182 is applied. That is, the blood vessel determination unit 232 determines that the blood vessel of interest is an artery based on a blood vessel region in a luminance image (a normal OCT image, that is, a B scan image) based on time-series data collected in OCT angiography of the fundus oculi Ef. Or whether it is a vein. More specifically, the blood vessel determination unit 232 can extract the blood vessel wall region depicted in the luminance image and make a determination based on the luminance information of the blood vessel wall region.

第１の例及び第２の例を含む任意の血管判定処理において、血管造影画像（例えば、３次元血管造影画像）に描出されている血管の連結状態を利用することで、演算に掛かるリソースや時間を低減することが可能である。本例に係る処理は、例えば次のようにして実行される。   In the arbitrary blood vessel determination processing including the first example and the second example, by using the connection state of blood vessels depicted in an angiographic image (for example, a three-dimensional angiographic image), Time can be reduced. The process according to this example is executed as follows, for example.

まず、血管判定部２３２は、３次元血管造影画像における血管領域の連結成分を特定する。この処理は、前述した要領で実行可能である。各連結成分は１つの血管に相当し、特定された連結成分のいずれかが注目血管に指定される。或いは、血管判定部２３２は、予め指定された注目血管に対応する連結成分を３次元血管造影画像から抽出することができる。   First, the blood vessel determination unit 232 specifies the connected component of the blood vessel region in the three-dimensional angiographic image. This process can be executed as described above. Each connected component corresponds to one blood vessel, and one of the specified connected components is designated as a target blood vessel. Alternatively, the blood vessel determination unit 232 can extract a connected component corresponding to a blood vessel of interest designated in advance from a three-dimensional angiographic image.

次に、血管判定部２３２は、特定された連結成分（注目血管に相当する画像領域）に基づいて、注目血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。このとき、注目血管が通過する１又は２以上のＢスキャン断面に対応する画像（例えば、位相画像又は輝度画像）が判定に用いられる。換言すると、血管判定部２３２は、注目血管に対応する連結成分の一部についてのみ判定を行い、この判定の結果を当該連結領域の全体についての判定の結果として採用する。つまり、注目血管の一部のみに対して適用された血管判定処理の結果を、注目血管に関する判定結果として採用する。   Next, the blood vessel determination unit 232 determines whether the blood vessel of interest is an artery or a vein based on the identified connected component (image region corresponding to the blood vessel of interest). At this time, an image (for example, a phase image or a luminance image) corresponding to one or two or more B-scan cross sections through which the target blood vessel passes is used for the determination. In other words, the blood vessel determination unit 232 determines only a part of the connected component corresponding to the target blood vessel, and adopts the result of this determination as the result of determination for the entire connected region. That is, the result of the blood vessel determination process applied to only a part of the target blood vessel is adopted as the determination result regarding the target blood vessel.

本例において、血管判定処理を適用する箇所（１又は２以上のスキャンライン）を、３次元スキャンの向きに基づいて決定することができる。例えば、ラスタースキャンが適用される場合、ラスタースキャンを構成する互いに平行な複数のスキャンラインの向きに基づいて、血管判定処理を適用するスキャンライン（Ｂスキャン断面）を選択し、このスキャンラインに対応する画像に基づいて血管判定処理を行うことが可能である。   In this example, a location (one or more scan lines) to which the blood vessel determination process is applied can be determined based on the direction of the three-dimensional scan. For example, when raster scan is applied, a scan line (B scan cross section) to which blood vessel determination processing is applied is selected based on the directions of a plurality of parallel scan lines constituting the raster scan, and this scan line is supported. It is possible to perform blood vessel determination processing based on the image to be performed.

一例として、血管判定部２３２は、注目血管に対応する連結成分の向き（例えば、各点における血管軸線方向）と、スキャンラインの向きとが成す角度に基づいて、血管判定処理を適用するスキャンラインを選択することができる。典型的には、注目血管とスキャンラインとが成す角度が大きい箇所が選択される。例えば、血管判定部２３２は、連結成分とスキャンラインとが成す角度が所定閾値以上であるようなスキャンラインを選択することができる。或いは、血管判定部２３２は、連結成分とスキャンラインとが成す角度が９０度に等しい箇所、又は、９０度に近い箇所を選択することができる。或いは、血管判定部２３２は、複数のスキャンラインのそれぞれと連結成分とが成す角度を算出し、角度が最大となるスキャンラインを選択することができる。   As an example, the blood vessel determination unit 232 applies a blood vessel determination process based on an angle formed by the direction of the connected component corresponding to the target blood vessel (for example, the blood vessel axis direction at each point) and the direction of the scan line. Can be selected. Typically, a portion having a large angle between the target blood vessel and the scan line is selected. For example, the blood vessel determination unit 232 can select a scan line in which the angle formed by the connected component and the scan line is equal to or greater than a predetermined threshold. Alternatively, the blood vessel determination unit 232 can select a location where the angle formed by the connected component and the scan line is equal to 90 degrees, or a location close to 90 degrees. Alternatively, the blood vessel determination unit 232 can calculate the angle formed between each of the plurality of scan lines and the connected component, and can select the scan line having the maximum angle.

このようなスキャンライン選択処理において、連結成分の幅が大きい部分（つまり、血管径が大きい部分）に限定して、目的のスキャンラインの探索を行うようにしてもよい。   In such a scan line selection process, a search for a target scan line may be performed only in a portion where the width of the connected component is large (that is, a portion where the blood vessel diameter is large).

〈ユーザーインターフェイス２４０〉
ユーザーインターフェイス２４０は表示部２４１と操作部２４２とを含む。表示部２４１は表示装置３を含む。操作部２４２は各種の操作デバイスや入力デバイスを含む。ユーザーインターフェイス２４０は、例えばタッチパネルのような表示機能と操作機能とが一体となったデバイスを含んでいてもよい。ユーザーインターフェイス２４０の少なくとも一部を含まない実施形態を構築することも可能である。例えば、表示デバイスは、眼科撮影装置に接続された外部装置であってよい。 <User interface 240>
The user interface 240 includes a display unit 241 and an operation unit 242. The display unit 241 includes the display device 3. The operation unit 242 includes various operation devices and input devices. The user interface 240 may include a device such as a touch panel in which a display function and an operation function are integrated. Embodiments that do not include at least a portion of the user interface 240 can also be constructed. For example, the display device may be an external device connected to the ophthalmologic photographing apparatus.

〈動作〉
本実施形態に係る眼科撮影装置１の動作について説明する。 <Operation>
An operation of the ophthalmologic photographing apparatus 1 according to the present embodiment will be described.

眼科撮影装置１の動作の第１の例を図６に示す。なお、アライメント、フォーカス調整、干渉感度調整、ｚ位置調整など、一般的な準備処理は既に完了しているとする。   A first example of the operation of the ophthalmologic photographing apparatus 1 is shown in FIG. It is assumed that general preparation processes such as alignment, focus adjustment, interference sensitivity adjustment, and z position adjustment have already been completed.

（Ｓ１：ＯＣＴ血管造影のための３次元スキャンを行う）
まず、主制御部２１１は、ＯＣＴ血管造影のための３次元スキャンを眼底Ｅｆに適用する。本例において実行されるＯＣＴ血管造影では、各々が５本のスキャンラインを含む６４個のユニットに分割された３次元スキャンパターン（ラスタースキャン）が予め設定される。各ユニットに含まれる５本のスキャンラインは、図４Ｂに示すように予め順序付けられている。更に、６４個のユニットについても、図４Ａに示すように予め順序付けられている。また、６４個のユニットに対するスキャンの順序は任意であってよく、各ユニットに含まれる５本のスキャンラインに対するレペティションの順序は任意であってよい。 (S1: Perform 3D scan for OCT angiography)
First, the main control unit 211 applies a three-dimensional scan for OCT angiography to the fundus oculi Ef. In the OCT angiography executed in this example, a three-dimensional scan pattern (raster scan) divided into 64 units each including five scan lines is preset. The five scan lines included in each unit are pre-ordered as shown in FIG. 4B. Further, the 64 units are also ordered in advance as shown in FIG. 4A. In addition, the order of scanning for 64 units may be arbitrary, and the order of repetition for 5 scan lines included in each unit may be arbitrary.

（Ｓ２：収集データから正面血管造影画像を形成する）
画像形成部２３１は、各スキャンラインＬｉに対応するＢスキャンデータ群からアンジオグラムを形成する。このアンジオグラムは、このスキャンラインＬｉを通過するＢスキャン面を表すモーションコントラスト画像である。アンジオグラムを形成する処理は、従来と同様に、Ｂスキャンデータ群に関する除算処理、ログスケール変換、加算処理、平均値フィルタ処理などを含む。これにより、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対応する３２０個のアンジオグラム（３２０個のＢスキャン断面を表す３２０個の２次元アンジオグラム）が取得される。 (S2: A frontal angiographic image is formed from the collected data)
The image forming unit 231 forms an angiogram from the B scan data group corresponding to each scan line Li. This angiogram is a motion contrast image representing the B scan plane passing through the scan line Li. The processing for forming an angiogram includes division processing, log scale conversion, addition processing, average value filtering processing, and the like regarding the B scan data group, as in the conventional case. Thereby, 320 angiograms corresponding to 320 scan lines L1 to L320 (320 two-dimensional angiograms representing 320 B scan cross sections) are acquired.

次に、画像形成部２３１は、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０に対応する３２０個のアンジオグラムのそれぞれに対して積算処理を適用する。この積算処理は、従来と同じ要領で実行されるｚ方向への投影処理である。   Next, the image forming unit 231 applies integration processing to each of the 320 angiograms corresponding to the 320 scan lines L1 to L320. This integration process is a projection process in the z direction that is executed in the same manner as in the prior art.

積算処理は、アンジオグラムの少なくとも一部に対して適用される。アンジオグラムの全体に対して積算処理を適用する場合、取得される積算画像はプロジェクション画像である。このプロジェクション画像は、ＯＣＴにより画像化された全ての深さ範囲にわたる血管の分布を表す   The integration process is applied to at least a part of the angiogram. When the integration process is applied to the entire angiogram, the acquired integrated image is a projection image. This projection image represents the distribution of blood vessels over the entire depth range imaged by OCT.

一方、アンジオグラムの一部に対して積算処理を適用する場合、画像形成部２３１は、アンジオグラム（又はＢスキャンデータ）に対してセグメンテーションを適用して眼底Ｅｆの所定の深さ範囲に相当する画像領域を抽出し、抽出された画像領域に対して積算処理を適用する。これにより作成される積算画像は、眼底Ｅｆの所定の深さ範囲におけるシャドウグラムである。このシャドウグラムは、セグメンテーションにより抽出された深さ範囲における血管の分布を表す。   On the other hand, when the integration process is applied to a part of the angiogram, the image forming unit 231 applies segmentation to the angiogram (or B scan data) and corresponds to a predetermined depth range of the fundus oculi Ef. An image area is extracted, and an integration process is applied to the extracted image area. The accumulated image thus created is a shadowgram in a predetermined depth range of the fundus oculi Ef. This shadowgram represents the distribution of blood vessels in the depth range extracted by segmentation.

画像形成部２３１は、このようにして作成された３２０個の積算画像（プロジェクション画像、又はシャドウグラム）を、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０の配列にしたがって並べる。それにより、３次元スキャンが適用された眼底Ｅｆの範囲における正面血管造影画像が得られる。   The image forming unit 231 arranges the 320 integrated images (projection images or shadowgrams) created in this way according to the arrangement of 320 scan lines L1 to L320. Thereby, a frontal angiographic image in the range of the fundus oculi Ef to which the three-dimensional scan is applied is obtained.

（Ｓ３：注目血管を指定する）
ユーザー又は眼科撮影装置１は、正面血管造影画像（又は、他の形態のアンジオグラム）に表現されている血管分布から、１以上の注目血管を指定する。指定された注目血管のそれぞれに対して以下の処理が適用される。 (S3: Designate the target blood vessel)
The user or the ophthalmologic imaging apparatus 1 designates one or more blood vessels of interest from the blood vessel distribution represented in the frontal angiographic image (or other form of angiogram). The following processing is applied to each designated blood vessel of interest.

（Ｓ４：血管判定処理のためのスキャンラインを選択する）
ユーザー又は眼科撮影装置１は、ステップＳ３で指定された注目血管に対して血管判定処理を適用するためのスキャンライン（注目スキャンライン）を選択する。例えば、注目血管に対して略９０度の角度で交差するスキャンラインが注目スキャンラインとして選択される。 (S4: Select a scan line for blood vessel determination processing)
The user or the ophthalmologic imaging apparatus 1 selects a scan line (target scan line) for applying the blood vessel determination process to the target blood vessel designated in step S3. For example, a scan line that intersects the target blood vessel at an angle of about 90 degrees is selected as the target scan line.

（Ｓ５：注目スキャンラインに対応する位相画像群を収集データに基づき形成する）
血管判定部２３２は、ステップＳ１で収集されたデータに基づいて、ステップＳ４で選択された注目スキャンラインに対応する位相画像群を形成する。例えば、血管判定部２３２は、眼底Ｅｆの３次元領域を繰り返しスキャンして得られた時系列データのうちから、注目スキャンラインに対応する時系列データ（注目スキャンラインに対するレペティションスキャンによって得られた複数のデータ）を抽出し、抽出された時系列データに基づいて位相画像群を形成する。 (S5: A phase image group corresponding to the target scan line is formed based on the collected data)
The blood vessel determination unit 232 forms a phase image group corresponding to the target scan line selected in step S4 based on the data collected in step S1. For example, the blood vessel determination unit 232 selects time-series data corresponding to the target scan line from among the time-series data obtained by repeatedly scanning the three-dimensional region of the fundus oculi Ef (a plurality of data obtained by repetition scans for the target scan line). And a phase image group is formed based on the extracted time-series data.

（Ｓ６：位相画像群のレジストレーションを行う）
血管判定部２３２は、ステップＳ５で形成された位相画像群のレジストレーションを行う。 (S6: Perform phase image group registration)
The blood vessel determination unit 232 performs registration of the phase image group formed in step S5.

（Ｓ７：位相画像群に基づき波形パラメータ値を算出する）
血管判定部２３２は、ステップＳ６でレジストレーションが適用された位相画像群に基づいて、前述したいずれかの波形パラメータの値を求める。 (S7: Calculate the waveform parameter value based on the phase image group)
The blood vessel determination unit 232 obtains one of the waveform parameter values described above based on the phase image group to which the registration is applied in step S6.

（Ｓ８：波形パラメータ値に基づいて注目血管が動脈か静脈か判定する）
血管判定部２３２は、ステップＳ７で算出された波形パラメータ値に基づいて、注目血管が動脈であるか静脈であるか判定する。 (S8: Determine whether the target blood vessel is an artery or a vein based on the waveform parameter value)
The blood vessel determination unit 232 determines whether the target blood vessel is an artery or a vein based on the waveform parameter value calculated in step S7.

（Ｓ９：正面血管造影画像と判定結果を表示する）
主制御部２１１は、ステップＳ２で形成された正面血管造影画像と、ステップＳ８で得られた判定結果とを、表示部２４１に表示させる。 (S9: front angiographic image and determination result are displayed)
The main control unit 211 causes the display unit 241 to display the front angiographic image formed in step S2 and the determination result obtained in step S8.

主制御部２１１は、ステップＳ３で指定された注目血管を示す情報を正面血管造影画像とともに表示させることができる。典型的な例として、主制御部２１１は、正面血管造影画像において注目血管に相当する画像領域を所定の色で表示させる。例えば、動脈であると判定された注目血管を赤色で表示させ、且つ、静脈であると判定された注目血管を青色で表示させることができる。   The main control unit 211 can display information indicating the target blood vessel designated in step S3 together with the front angiographic image. As a typical example, the main control unit 211 displays an image region corresponding to a target blood vessel in a front angiographic image in a predetermined color. For example, a target blood vessel determined to be an artery can be displayed in red, and a target blood vessel determined to be a vein can be displayed in blue.

２以上の注目血管が指定された場合、これら注目血管に相当する複数の画像領域に、互いに異なる色を割り当てることができる。このとき、動脈であると判定された注目血管を暖色系の色で表示させ、且つ、静脈であると判定された注目血管を寒色系の色で表示させることができる。   When two or more target blood vessels are designated, different colors can be assigned to a plurality of image regions corresponding to the target blood vessels. At this time, the blood vessel of interest determined to be an artery can be displayed in a warm color, and the blood vessel of interest determined to be a vein can be displayed in a cool color.

ここでは、前述した第１の例に係る血管判定処理が適用される場合について説明したが、第２の例に係る血管判定処理又は他の処理が適用する場合についても同様の処理を実行することが可能である。   Here, the case where the blood vessel determination process according to the first example described above is applied has been described. However, the same process is also performed when the blood vessel determination process according to the second example or another process is applied. Is possible.

眼科撮影装置１の動作の第２の例を図７に示す。なお、アライメント、フォーカス調整、干渉感度調整、ｚ位置調整など、一般的な準備処理は既に完了しているとする。   A second example of the operation of the ophthalmologic photographing apparatus 1 is shown in FIG. It is assumed that general preparation processes such as alignment, focus adjustment, interference sensitivity adjustment, and z position adjustment have already been completed.

（Ｓ１１：ＯＣＴ血管造影のための３次元スキャンを行う）
前述したステップＳ１と同じ要領で、主制御部２１１は、ＯＣＴ血管造影のための３次元スキャンを眼底Ｅｆに適用する。 (S11: Perform a three-dimensional scan for OCT angiography)
In the same manner as step S1 described above, the main control unit 211 applies a three-dimensional scan for OCT angiography to the fundus oculi Ef.

（Ｓ１２：収集データから正面血管造影画像を形成する）
前述したステップＳ２と同じ要領で、画像形成部２３１は、ステップＳ１１で収集されたデータから正面血管造影画像を形成する。 (S12: A frontal angiographic image is formed from the collected data)
In the same manner as step S2 described above, the image forming unit 231 forms a frontal angiographic image from the data collected in step S11.

（Ｓ１３：各スキャンラインについて血管判定処理を行う）
血管判定部２３２は、３２０本のスキャンラインＬ１〜Ｌ３２０のそれぞれについて、そのスキャンラインＬｉに対応する時系列データに基づいて血管判定処理を実行する。それにより、ステップＳ１２で形成された正面血管造影画像に描出された複数の血管のそれぞれについて、その血管が動脈であるか静脈であるかの判定の結果が得られる。 (S13: Perform blood vessel determination processing for each scan line)
The blood vessel determination unit 232 executes blood vessel determination processing for each of the 320 scan lines L1 to L320 based on time-series data corresponding to the scan line Li. As a result, for each of the plurality of blood vessels depicted in the front angiographic image formed in step S12, a result of determination as to whether the blood vessel is an artery or a vein is obtained.

（Ｓ１４：動脈と静脈とを異なる態様で提示した血管マップと正面血管造影画像を表示する）
主制御部２１１は、ステップＳ１３で得られた複数の血管に関する判定結果に基づいて、眼底Ｅｆにおける動脈の分布と静脈の分布とを表す血管マップを作成し、ステップＳ１２で形成された正面血管造影画像とともに表示部２４１に表示させる (S14: Display a blood vessel map and a frontal angiographic image showing arteries and veins in different modes)
The main control unit 211 creates a blood vessel map representing the distribution of arteries and veins in the fundus oculi Ef based on the determination result regarding the plurality of blood vessels obtained in step S13, and the frontal angiography formed in step S12 Display on the display unit 241 together with the image

血管マップにおいては、動脈領域と静脈領域とが互いに異なる色で提示される。例えば、動脈領域は暖色系の色で表示され、且つ、静脈領域は寒色系の色で表示される。血管マップの例を図８に示す。血管マップＭには、赤色で表現された動脈領域ＡＭと、青色で表現された静脈領域ＶＭとが提示されている。   In the blood vessel map, the arterial region and the vein region are presented in different colors. For example, the arterial region is displayed in a warm color, and the vein region is displayed in a cold color. An example of a blood vessel map is shown in FIG. In the blood vessel map M, an arterial area AM expressed in red and a vein area VM expressed in blue are presented.

血管マップと正面血管造影画像との表示態様について説明する。第１の例において、血管マップと正面血管造影画像とを重ねて表示させることができる。例えば、正面血管造影画像をモノクロ画像として表示しつつ、この正面血管造影画像の上に重ねて血管マップを表示することができる。第２の例において、血管マップと正面血管造影画像とを並べて表示させることが可能である。第３の例において、血管マップの表示／非表示を切り替え可能とし、及び／又は、正面血管造影画像の表示／非表示とを切り替え可能とすることができる。   A display mode of the blood vessel map and the frontal angiographic image will be described. In the first example, the blood vessel map and the front angiographic image can be displayed in an overlapping manner. For example, a blood vessel map can be displayed over the front angiographic image while displaying the front angiographic image as a monochrome image. In the second example, the blood vessel map and the frontal angiographic image can be displayed side by side. In the third example, display / non-display of the blood vessel map can be switched and / or display / non-display of the frontal angiographic image can be switched.

（Ｓ１５：ユーザーの指示を受けて動脈又は静脈のみを表示する）
ユーザーは、血管マップの表示態様を切り替えるための操作を行うことが可能である。例えば、ユーザーは、動脈領域のみを表示させるための操作、静脈領域のみを表示させるための操作、動脈領域の表示／非表示を切り替えるための操作、静脈領域の表示／非表示を切り替えるための操作、血管マップの深さ範囲を設定するための操作、正面血管造影画像の深さ範囲を設定するための操作などを行うことができる。 (S15: Display only arteries or veins in response to user instructions)
The user can perform an operation for switching the display mode of the blood vessel map. For example, the user performs an operation for displaying only the arterial region, an operation for displaying only the venous region, an operation for switching display / non-display of the arterial region, and an operation for switching display / non-display of the venous region. An operation for setting the depth range of the blood vessel map, an operation for setting the depth range of the front angiographic image, and the like can be performed.

例えば、図８に示す血管マップＭが表示されているときに、動脈領域のみを表示させるための操作をユーザーが行うと、主制御部２１１は、血管マップＭ中の動脈領域ＡＭのみが提示された動脈マップＭ１を、血管マップＭの代わりに表示させる（図９Ａを参照）。また、図８に示す血管マップＭが表示されているときに、静脈領域のみを表示させるための操作をユーザーが行うと、主制御部２１１は、血管マップＭ中の静脈領域ＶＭのみが提示された静脈マップＭ２を、血管マップＭの代わりに表示させる（図９Ｂを参照）。また、動脈マップＭ１が表示されているときに、静脈領域のみを表示させるための操作をユーザーが行うと、主制御部２１１は、動脈マップＭ１の代わりに静脈マップＭ２を表示させる。逆に、静脈マップＭ２が表示されているときに、動脈領域のみを表示させるための操作をユーザーが行うと、主制御部２１１は、静脈マップＭ２の代わりに動脈マップＭ１を表示させる。   For example, when the user performs an operation for displaying only the arterial region while the blood vessel map M shown in FIG. 8 is displayed, the main control unit 211 presents only the arterial region AM in the blood vessel map M. The arterial map M1 is displayed instead of the blood vessel map M (see FIG. 9A). When the user performs an operation for displaying only the vein region while the blood vessel map M shown in FIG. 8 is displayed, the main control unit 211 presents only the vein region VM in the blood vessel map M. The vein map M2 is displayed instead of the blood vessel map M (see FIG. 9B). If the user performs an operation for displaying only the vein region while the artery map M1 is displayed, the main control unit 211 displays the vein map M2 instead of the artery map M1. Conversely, when the user performs an operation for displaying only the artery region while the vein map M2 is displayed, the main control unit 211 displays the artery map M1 instead of the vein map M2.

任意の動作例において、主制御部２１１は、収集データ、任意の画像（正面血管造形画像など）、血管マップなどを、記憶部２１２に保存することが可能である。また、主制御部２１１は、収集データ、任意の画像（正面血管造形画像など）、血管マップなどを、図示しない通信インターフェイスを制御して外部装置に送信することが可能である。また、主制御部２１１は、収集データ、任意の画像（正面血管造形画像など）、血管マップなどを、図示しない記録装置を制御して記録媒体に記録させることが可能である。   In an arbitrary operation example, the main control unit 211 can store the collected data, an arbitrary image (front angioplasty image, etc.), a blood vessel map, and the like in the storage unit 212. Further, the main control unit 211 can transmit collected data, an arbitrary image (such as a frontal blood vessel shaping image), a blood vessel map, and the like to an external device by controlling a communication interface (not shown). Further, the main control unit 211 can record collected data, an arbitrary image (such as a frontal blood vessel shaping image), a blood vessel map, and the like on a recording medium by controlling a recording device (not shown).

〈作用・効果〉
本実施形態に係る眼科撮影装置の作用及び効果について説明する。 <Action and effect>
The operation and effect of the ophthalmologic photographing apparatus according to this embodiment will be described.

本実施形態に係る眼科撮影装置（１）は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を眼底に適用することが可能である。眼科撮影装置（１）は、データ収集部と、画像形成部と、血管判定部とを含む。   The ophthalmologic imaging apparatus (1) according to the present embodiment can apply optical coherence tomography (OCT) to the fundus. The ophthalmologic photographing apparatus (1) includes a data collection unit, an image forming unit, and a blood vessel determination unit.

データ収集部は、眼底の３次元領域に対してＯＣＴを繰り返し適用して時系列データを収集する。上記の例では、データ収集部は、ＯＣＴを実行するための以下の要素を含む：ＯＣＴユニット１００；光路長変更部４１、光スキャナ４３、ＯＣＴ合焦レンズ４３等、測定アームを形成する要素；スキャン制御を実行する主制御部２１１。   The data collection unit repeatedly applies OCT to the three-dimensional region of the fundus and collects time series data. In the above example, the data collection unit includes the following elements for performing OCT: OCT unit 100; optical path length changing unit 41, optical scanner 43, OCT focusing lens 43, and other elements forming a measurement arm; A main control unit 211 that executes scan control.

画像形成部は、データ収集部により収集された時系列データに基づいて、眼底の３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する。このモーションコントラスト画像は、任意の血管造影画像であってよく、上記の例では正面血管造影画像である。上記の例では、画像形成部は、画像形成部２３１を含む。   The image forming unit forms a motion contrast image representing the distribution of blood vessels in at least a part of the three-dimensional region of the fundus based on the time series data collected by the data collecting unit. This motion contrast image may be an arbitrary angiographic image, and is a front angiographic image in the above example. In the above example, the image forming unit includes the image forming unit 231.

血管判定部は、モーションコントラスト画像の形成に用いられた時系列データに基づいて、このモーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。上記の例では、血管判定部は、血管判定部２３２を含む。   The blood vessel determination unit determines whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image. In the above example, the blood vessel determination unit includes a blood vessel determination unit 232.

このような実施形態によれば、モーションコントラスト画像の形成と、このモーションコントラスト画像に表現された血管の分類（動脈／静脈の判定）との双方を、同じデータ（つまり、ＯＣＴ血管造影で収集された時系列データ）に基づき実行することができる。したがって、ＯＣＴ血流計測や眼底撮影を別途に実施する必要がある従来の技術と比較して、ＯＣＴ血管造影で得られたモーションコントラスト画像（アンジオグラム）における血管の分類を容易に行うことが可能である。   According to such an embodiment, both the formation of the motion contrast image and the classification of the blood vessels represented in the motion contrast image (arterial / venous determination) are collected with the same data (ie, OCT angiography). Time series data). Therefore, it is possible to easily classify blood vessels in motion contrast images (angiograms) obtained by OCT angiography compared to conventional techniques that require separate OCT blood flow measurement and fundus imaging. It is.

本実施形態において、血管判定部は、ＯＣＴ血管造影で収集された時系列データに含まれる位相情報に基づいて、モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定するように構成されていてよい。   In the present embodiment, the blood vessel determination unit determines whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on phase information included in time-series data collected by OCT angiography. It may be configured.

例えば、時系列データは、眼底の３次元領域に対するＯＣＴの繰り返しに対応する複数のデータセットを含む。上記の例において、複数のデータセットは、注目スキャンラインのレペティションスキャンで得られた４つのＢスキャンデータである。   For example, the time series data includes a plurality of data sets corresponding to OCT repetition for a three-dimensional region of the fundus. In the above example, the plurality of data sets are four B scan data obtained by the repetition scan of the target scan line.

この場合、血管判定部は、以下に示す一連の処理を実行するように構成されていてよい。まず、血管判定部は、複数のデータセットのそれぞれに含まれる位相情報に基づいて位相画像を形成する。それにより、上記の例における位相画像群が得られる。次に、血管判定部は、複数のデータセットから形成された複数の位相画像（位相画像群）のそれぞれにおける血管領域を特定する。続いて、血管判定部は、複数の位相画像から特定された複数の血管領域（同じＢスキャン断面における注目血管の時系列画像である）における画素値の変化に基づいて、モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   In this case, the blood vessel determination unit may be configured to execute a series of processes shown below. First, the blood vessel determination unit forms a phase image based on phase information included in each of a plurality of data sets. Thereby, the phase image group in the above example is obtained. Next, the blood vessel determination unit specifies a blood vessel region in each of a plurality of phase images (phase image group) formed from a plurality of data sets. Subsequently, the blood vessel determination unit is rendered in a motion contrast image based on a change in pixel values in a plurality of blood vessel regions (which are time-series images of the target blood vessel in the same B-scan section) identified from the plurality of phase images. Determine whether the blood vessel is an artery or a vein.

このような構成によれば、ＯＣＴ血管造影で収集された時系列データに基づいてモーションコントラスト画像を形成し、且つ、同じ時系列データに含まれる位相情報に基づいて血管の分類を実行することができる。したがって、ＯＣＴ血流計測と同様の技術を適用しつつ、ＯＣＴ血流計測よりも十分に短い時間で血管の分類を行うことが可能である。   According to such a configuration, it is possible to form a motion contrast image based on time-series data collected by OCT angiography and to perform blood vessel classification based on phase information included in the same time-series data. it can. Therefore, it is possible to classify blood vessels in a sufficiently shorter time than the OCT blood flow measurement while applying the same technique as the OCT blood flow measurement.

本実施形態において、血管判定部は、時系列データに含まれる輝度情報に基づいて、モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定するように構成されていてよい。   In the present embodiment, the blood vessel determination unit may be configured to determine whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on luminance information included in the time series data.

このような構成によれば、ＯＣＴ血管造影で収集された時系列データに基づいてモーションコントラスト画像を形成し、且つ、同じ時系列データに含まれる輝度情報に基づいて血管の分類を実行することが可能である。   According to such a configuration, it is possible to form a motion contrast image based on time-series data collected by OCT angiography and to perform blood vessel classification based on luminance information included in the same time-series data. Is possible.

本実施形態において、血管判定部は、モーションコントラスト画像における血管領域の連結成分を特定し、且つ、特定された連結成分に基づいて、モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定するように構成されていてよい。   In the present embodiment, the blood vessel determination unit specifies a connected component of the blood vessel region in the motion contrast image, and the blood vessel depicted in the motion contrast image is either an artery or a vein based on the specified connected component. It may be configured to determine whether or not.

例えば、血管判定部は、モーションコントラスト画像における血管領域の連結成分の一部についてのみ、時系列データに基づく判定を行い、且つ、この判定の結果を、この連結領域の全体についての判定の結果として採用するように構成されていてよい。   For example, the blood vessel determination unit performs determination based on time-series data only for a part of the connected components of the blood vessel region in the motion contrast image, and the determination result is used as the determination result for the entire connected region. It may be configured to adopt.

このような構成によれば、演算に掛かるリソースや時間を低減することが可能である。   According to such a configuration, it is possible to reduce resources and time required for calculation.

更に、血管判定部は、モーションコントラスト画像における血管領域の連結成分と、データ収集部により実行されたＯＣＴスキャンの向きとに基づいて、時系列データに基づく判定を行う連結成分の部分（判定箇所）を決定するように構成されていてよい。   Furthermore, the blood vessel determination unit is a connected component part (determination part) that performs determination based on time-series data based on the connection component of the blood vessel region in the motion contrast image and the direction of the OCT scan executed by the data collection unit. May be configured to determine.

上記の例では、スキャンラインに対する角度が大きい部分が判定箇所として選択される。また、血管径（連結領域の幅）が大きい部分を判定箇所として選択してもよい。また、眼底の所定部位に対する位置に基づいて判定箇所を決定することができる。例えば、視神経乳頭からの距離を参照することが可能である。   In the above example, a portion having a large angle with respect to the scan line is selected as the determination location. In addition, a portion having a large blood vessel diameter (width of the connection region) may be selected as a determination location. Also, the determination location can be determined based on the position of the fundus with respect to the predetermined site. For example, it is possible to refer to the distance from the optic nerve head.

本実施形態に係る眼科撮影装置は、画像形成部により形成されたモーションコントラスト画像と血管判定部により得られた判定結果とに基づいて表示手段に情報を表示させる制御部を更に含んでいてもよい。上記の例では、制御部は、主制御部２１１を含む。主制御部２１１は、モーションコントラスト画像としての正面血管造影画像と、血管判定処理の結果に基づく血管マップＭとを表示することが可能である。   The ophthalmologic photographing apparatus according to the present embodiment may further include a control unit that displays information on the display unit based on the motion contrast image formed by the image forming unit and the determination result obtained by the blood vessel determination unit. . In the above example, the control unit includes the main control unit 211. The main control unit 211 can display a front angiographic image as a motion contrast image and a blood vessel map M based on the result of blood vessel determination processing.

例えば、制御部は、血管判定部により動脈であると判定された血管に対応する動脈領域、及び、静脈であると判定された血管に対応する静脈領域の一方を、表示手段に表示させるように構成されていてよい。上記の例では、主制御部２１１は、動脈マップＭ１と静脈マップＭ２とを表示することが可能である。   For example, the control unit causes the display unit to display one of the artery region corresponding to the blood vessel determined to be an artery by the blood vessel determination unit and the vein region corresponding to the blood vessel determined to be a vein. It may be configured. In the above example, the main control unit 211 can display the arterial map M1 and the vein map M2.

本実施形態に係る眼科撮影装置（１）のプロセッサ（例えば、演算制御ユニット２００）と同様の機能を備えた情報処理装置を構築することが可能である。一実施形態において、このような眼科情報処理装置は、受付部と、画像形成部と、血管判定部とを含む。   It is possible to construct an information processing apparatus having the same function as the processor (for example, the arithmetic control unit 200) of the ophthalmologic imaging apparatus (1) according to the present embodiment. In one embodiment, such an ophthalmologic information processing apparatus includes a reception unit, an image forming unit, and a blood vessel determination unit.

受付部は、眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データを受け付ける。受付部は、例えば、外部装置から時系列データを受け付ける通信インターフェイス、及び／又は、記録媒体に格納されている時系列データを読み出すデータリーダを含む。   The reception unit receives time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to a three-dimensional region of the fundus. The reception unit includes, for example, a communication interface that receives time-series data from an external device and / or a data reader that reads time-series data stored in a recording medium.

画像形成部は、受付部により受け付けられた時系列データに基づいて、眼底の３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する。画像形成部は、上記の例における画像形成部２３１と同様の構成を有する。   The image forming unit forms a motion contrast image representing the distribution of blood vessels in at least a part of the three-dimensional region of the fundus based on the time series data received by the receiving unit. The image forming unit has the same configuration as the image forming unit 231 in the above example.

血管判定部は、モーションコントラスト画像の形成に用いられた時系列データに基づいて、このモーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。血管判定部は、上記の例における血管判定部２３２と同様の構成を有する。   The blood vessel determination unit determines whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image. The blood vessel determination unit has the same configuration as the blood vessel determination unit 232 in the above example.

このような実施形態によれば、モーションコントラスト画像の形成と、このモーションコントラスト画像に表現された血管の分類との双方を、同じデータに基づき実行することができる。したがって、ＯＣＴ血流計測や眼底撮影を別途に実施する必要がある従来の技術と比較して、ＯＣＴ血管造影で得られたモーションコントラスト画像における血管の分類を容易に行うことが可能である。   According to such an embodiment, both the formation of the motion contrast image and the classification of the blood vessels expressed in the motion contrast image can be executed based on the same data. Therefore, it is possible to easily classify blood vessels in a motion contrast image obtained by OCT angiography as compared with a conventional technique in which OCT blood flow measurement and fundus imaging need to be performed separately.

他の実施形態に係る眼科情報処理装置は、受付部と、血管判定部とを含む。   An ophthalmologic information processing apparatus according to another embodiment includes a reception unit and a blood vessel determination unit.

受付部は、眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データに基づいて形成された当該３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を受け付ける。受付部は、例えば、外部装置から時系列データを受け付ける通信インターフェイス、及び／又は、記録媒体に格納されている時系列データを読み出すデータリーダを含む。   The accepting unit represents a blood vessel distribution in at least a part of the three-dimensional region formed based on time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to the three-dimensional region of the fundus. Accept motion contrast images. The reception unit includes, for example, a communication interface that receives time-series data from an external device and / or a data reader that reads time-series data stored in a recording medium.

血管判定部は、受付部により受け付けられたモーションコントラスト画像の形成に用いられた時系列データに基づいて、このモーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   The blood vessel determination unit determines whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image received by the reception unit.

このような実施形態によれば、モーションコントラスト画像に表現された血管の分類を、このモーションコントラスト画像の形成に用いられたものと同じデータに基づき実行することができる。したがって、ＯＣＴ血流計測や眼底撮影を別途に実施する必要がある従来の技術と比較して、ＯＣＴ血管造影で得られたモーションコントラスト画像における血管の分類を容易に行うことが可能である。   According to such an embodiment, the classification of blood vessels represented in the motion contrast image can be performed based on the same data used for forming the motion contrast image. Therefore, it is possible to easily classify blood vessels in a motion contrast image obtained by OCT angiography as compared with a conventional technique in which OCT blood flow measurement and fundus imaging need to be performed separately.

本実施形態に係る処理をコンピュータに実行させるプログラムを作成することが可能である。一実施形態において、このようなプログラムは、コンピュータを、受付部、画像形成部、及び血管判定部として機能させる。受付部としてのコンピュータは、眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データを受け付ける。画像形成部としてのコンピュータは、受付部により受け付けられた時系列データに基づいて、眼底の３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する。血管判定部としてのコンピュータは、モーションコントラスト画像の形成に用いられた時系列データに基づいて、このモーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   It is possible to create a program that causes a computer to execute the processing according to the present embodiment. In one embodiment, such a program causes a computer to function as a reception unit, an image forming unit, and a blood vessel determination unit. A computer as a reception unit receives time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to a three-dimensional region of the fundus. The computer as the image forming unit forms a motion contrast image representing the distribution of blood vessels in at least a part of the three-dimensional region of the fundus based on the time-series data received by the receiving unit. The computer as the blood vessel determination unit determines whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image.

他の実施形態において、プログラムは、コンピュータを、受付部及び血管判定部として機能させる。受付部としてのコンピュータは、眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データに基づいて形成された当該３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を受け付ける。血管判定部として機能は、モーションコントラスト画像の形成に用いられた時系列データに基づいて、このモーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   In another embodiment, the program causes a computer to function as a reception unit and a blood vessel determination unit. The computer as the reception unit is configured to detect blood vessels in at least a part of the three-dimensional region formed based on time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to the three-dimensional region of the fundus. A motion contrast image representing the distribution is received. The function as the blood vessel determination unit determines whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image.

ＯＣＴを実行可能な眼科撮影装置に本実施形態に係る処理を実行させるプログラムを作成することが可能である。一実施形態において、このようなプログラムは、データ収集部と、画像形成部と、血管判定部とを含む。データ収集部としての眼科撮影装置は、眼底の３次元領域に対してＯＣＴを繰り返し適用して時系列データを収集する。画像形成部としての眼科撮影装置は、データ収集部により収集された時系列データに基づいて、眼底の３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する。血管判定部としての眼科撮影装置は、モーションコントラスト画像の形成に用いられた時系列データに基づいて、このモーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する。   It is possible to create a program that causes an ophthalmic imaging apparatus capable of executing OCT to execute processing according to the present embodiment. In one embodiment, such a program includes a data collection unit, an image forming unit, and a blood vessel determination unit. An ophthalmologic imaging apparatus as a data collection unit collects time-series data by repeatedly applying OCT to a three-dimensional region of the fundus. An ophthalmologic photographing apparatus as an image forming unit forms a motion contrast image representing the distribution of blood vessels in at least a part of a three-dimensional region of the fundus based on the time series data collected by the data collecting unit. The ophthalmologic photographing apparatus as the blood vessel determination unit determines whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image.

いずれかの実施形態に係るプログラムを記録したコンピュータ可読な非一時的記録媒体を作成することが可能である。この非一時的記録媒体は任意の形態であってよく、その例として、磁気ディスク、光ディスク、光磁気ディスク、半導体メモリなどがある。   It is possible to create a computer-readable non-transitory recording medium that records a program according to any embodiment. This non-temporary recording medium may be in any form, and examples thereof include a magnetic disk, an optical disk, a magneto-optical disk, and a semiconductor memory.

以上に説明した実施形態は本発明の一例に過ぎない。本発明を実施しようとする者は、本発明の要旨の範囲内における変形（省略、置換、付加等）を任意に施すことが可能である。   The embodiment described above is merely an example of the present invention. A person who intends to implement the present invention can arbitrarily make modifications (omission, substitution, addition, etc.) within the scope of the present invention.

１ 眼科撮影装置
４２ 光スキャナ
１００ ＯＣＴユニット
２１０ 制御部
２１１ 主制御部
２３０ データ処理部
２３１ 画像形成部
２３２ 血管判定部

DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ophthalmic imaging device 42 Optical scanner 100 OCT unit 210 Control part 211 Main control part 230 Data processing part 231 Image formation part 232 Blood vessel determination part

Claims (15)

眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して時系列データを収集するデータ収集部と、
前記時系列データに基づいて、前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する画像形成部と、
前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部と
を含む眼科撮影装置。 A data collection unit that collects time-series data by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to a three-dimensional region of the fundus;
An image forming unit that forms a motion contrast image representing a distribution of blood vessels in at least a part of the three-dimensional region based on the time-series data;
An ophthalmologic imaging apparatus comprising: a blood vessel determination unit that determines whether a blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image. 前記血管判定部は、前記時系列データに含まれる位相情報に基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する
ことを特徴とする請求項１に記載の眼科撮影装置。 The blood vessel determination unit determines whether a blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on phase information included in the time-series data. Ophthalmic photography device. 前記時系列データは、前記３次元領域に対するＯＣＴの繰り返しに対応する複数のデータセットを含み、
前記血管判定部は、
前記複数のデータセットのそれぞれに含まれる前記位相情報に基づいて位相画像を形成し、
前記複数のデータセットから形成された複数の位相画像のそれぞれにおける血管領域を特定し、
前記複数の位相画像から特定された複数の血管領域における画素値の変化に基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する
ことを特徴とする請求項２に記載の眼科撮影装置。 The time series data includes a plurality of data sets corresponding to repetition of OCT for the three-dimensional region,
The blood vessel determination unit
Forming a phase image based on the phase information included in each of the plurality of data sets;
Identifying a blood vessel region in each of a plurality of phase images formed from the plurality of data sets;
The determination as to whether a blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein is based on changes in pixel values in a plurality of blood vessel regions identified from the plurality of phase images. The ophthalmologic photographing apparatus described in 1. 前記血管判定部は、前記時系列データに含まれる輝度情報に基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する
ことを特徴とする請求項１に記載の眼科撮影装置。 The blood vessel determination unit determines whether the blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on luminance information included in the time-series data. Ophthalmic photography device. 前記血管判定部は、
前記モーションコントラスト画像における血管領域の連結成分を特定し、
特定された前記連結成分に基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する
ことを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の眼科撮影装置。 The blood vessel determination unit
Identify connected components of the blood vessel region in the motion contrast image;
The ophthalmologic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein a blood vessel depicted in the motion contrast image is determined as an artery or a vein based on the identified connected component. 前記血管判定部は、
前記モーションコントラスト画像における血管領域の連結成分の一部についてのみ、前記時系列データに基づく判定を行い、
当該判定の結果を、前記連結領域の全体についての判定の結果として採用する
ことを特徴とする請求項５に記載の眼科撮影装置。 The blood vessel determination unit
Only a part of the connected component of the blood vessel region in the motion contrast image is determined based on the time series data,
The ophthalmologic imaging apparatus according to claim 5, wherein the result of the determination is adopted as a result of determination for the entire connected region. 前記血管判定部は、前記モーションコントラスト画像における血管領域の連結成分と、前記データ収集部により実行されたＯＣＴスキャンの向きとに基づいて、前記時系列データに基づく判定を行う前記連結成分の部分を決定する
ことを特徴とする請求項６に記載の眼科撮影装置。 The blood vessel determining unit is configured to determine a portion of the connected component that performs determination based on the time series data based on a connected component of a blood vessel region in the motion contrast image and a direction of an OCT scan executed by the data collecting unit. The ophthalmologic photographing apparatus according to claim 6, which is determined. 前記画像形成部により形成された前記モーションコントラスト画像と前記血管判定部により得られた判定結果とに基づいて、表示手段に情報を表示させる制御部を含む
ことを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載の眼科撮影装置。 8. The control unit according to claim 1, further comprising: a control unit that displays information on a display unit based on the motion contrast image formed by the image forming unit and the determination result obtained by the blood vessel determination unit. An ophthalmologic photographing apparatus according to any one of the above. 前記制御部は、前記血管判定部により動脈であると判定された血管に対応する動脈領域、及び、静脈であると判定された血管に対応する静脈領域の一方を、前記表示手段に表示させる
ことを特徴とする請求項８に記載の眼科撮影装置。 The control unit causes the display unit to display one of an artery region corresponding to a blood vessel determined to be an artery by the blood vessel determination unit and a vein region corresponding to a blood vessel determined to be a vein. The ophthalmologic photographing apparatus according to claim 8. 眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データを受け付ける受付部と、
前記時系列データに基づいて、前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する画像形成部と、
前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部と
を含む眼科情報処理装置。 A reception unit that receives time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to a three-dimensional region of the fundus;
An image forming unit that forms a motion contrast image representing a distribution of blood vessels in at least a part of the three-dimensional region based on the time-series data;
An ophthalmologic information processing apparatus comprising: a blood vessel determination unit that determines whether a blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image. 眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データに基づいて形成された前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を受け付ける受付部と、
前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部と
を含む眼科情報処理装置。 A motion contrast image representing the distribution of blood vessels in at least a part of the three-dimensional region formed based on time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to the three-dimensional region of the fundus A reception part to accept,
An ophthalmologic information processing apparatus comprising: a blood vessel determination unit that determines whether a blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image. コンピュータを、
眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データを受け付ける受付部、
前記時系列データに基づいて、前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する画像形成部、及び、
前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部
として機能させるプログラム。 Computer
A receiving unit that receives time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to a three-dimensional region of the fundus;
An image forming unit that forms a motion contrast image representing a blood vessel distribution in at least a part of the three-dimensional region based on the time-series data; and
A program that functions as a blood vessel determination unit that determines whether a blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image. コンピュータを、
眼底の３次元領域に対して光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を繰り返し適用して収集された時系列データに基づいて形成された前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を受け付ける受付部、及び、
前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部
として機能させるプログラム。 Computer
A motion contrast image representing the distribution of blood vessels in at least a part of the three-dimensional region formed based on time-series data collected by repeatedly applying optical coherence tomography (OCT) to the three-dimensional region of the fundus The reception part to accept, and
A program that functions as a blood vessel determination unit that determines whether a blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image. 光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を実行可能な眼科撮影装置を、
眼底の３次元領域に対してＯＣＴを繰り返し適用して時系列データを収集するデータ収集部、
前記時系列データに基づいて、前記３次元領域の少なくとも一部における血管の分布を表すモーションコントラスト画像を形成する画像形成部、及び、
前記モーションコントラスト画像の形成に用いられた前記時系列データに基づいて、前記モーションコントラスト画像に描出された血管が動脈及び静脈のいずれであるか判定する血管判定部
として機能させるプログラム。 An ophthalmic imaging apparatus capable of performing optical coherence tomography (OCT)
A data collection unit that collects time-series data by repeatedly applying OCT to a three-dimensional region of the fundus;
An image forming unit that forms a motion contrast image representing a blood vessel distribution in at least a part of the three-dimensional region based on the time-series data; and
A program that functions as a blood vessel determination unit that determines whether a blood vessel depicted in the motion contrast image is an artery or a vein based on the time-series data used for forming the motion contrast image. 請求項１２〜１４のいずれかに記載のプログラムを記録したコンピュータ可読な非一時的記録媒体。

A computer-readable non-transitory recording medium recording the program according to claim 12.

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