JP2019080808A - Examination apparatus, method of controlling examination apparatus, and program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、検査装置、該検査装置の制御方法、及びプログラムに関する。より詳細には、例えば被検眼の光干渉像を取得する光干渉断層検査装置に例示される検査装置、該検査装置の制御方法、及びプログラムに関する。 The present invention relates to an inspection apparatus, a control method of the inspection apparatus, and a program. More specifically, the present invention relates to an examination apparatus exemplified by an optical coherence tomography examination apparatus which acquires an optical interference image of an eye to be examined, a control method of the examination apparatus, and a program.
眼科分野において非侵襲で眼底及び前眼部の断層を観察／検査できる光干渉断層検査法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）を用いた装置（以下ＯＣＴ装置と記す。）が普及している。ＯＣＴ装置は、医療において研究から臨床まで広く使われている。ＯＣＴは、タイムドメインＯＣＴ（ＴＤ−ＯＣＴ）及びフーリエドメインＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ）の２種に大別される。更にＦＤ−ＯＣＴには、スペクトラルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）とスウェプトソースＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）とがある。ＦＤ−ＯＣＴは、広い波長帯域を有する光源を利用し、被検眼から得られる干渉光を分光して干渉信号の取得を行い、取得した干渉信号にフーリエ変換等の信号処理を行って被検眼の断層に関する情報を取得する。ＳＤ−ＯＣＴでは分光器により干渉光を空間的に分光して干渉信号の取得を行い、ＳＳ−ＯＣＴでは時間的に異なる波長の光を発する光源からの光より得た干渉光を時間的に分光して干渉信号の取得を行う。 In the field of ophthalmology, a device (hereinafter referred to as an OCT device) using optical coherence tomography (OCT) capable of noninvasively observing / examining a tomogram of the fundus and the anterior segment is widely used. OCT devices are widely used in medicine from research to clinics. OCT is roughly classified into two types, time domain OCT (TD-OCT) and Fourier domain OCT (FD-OCT). Further, FD-OCT includes spectral domain OCT (SD-OCT) and swept source OCT (SS-OCT). The FD-OCT utilizes a light source having a wide wavelength band, separates the interference light obtained from the subject's eye to obtain an interference signal, performs signal processing such as Fourier transform on the obtained interference signal, and performs the signal processing. Get information about the fault. In the SD-OCT, interference light is spatially separated by a spectroscope to acquire interference signals, and in the SS-OCT, interference light obtained from light from a light source emitting light of temporally different wavelengths is temporally separated And acquire an interference signal.
ＯＣＴで取得される前眼部や眼底の断層像は、単一の断層像によってもこれらの組織状態等を観察することができる。更に近年では、この断層像を用いて眼底の血流に関する画像を生成し、従来の眼底蛍光造影検査による画像に類似した画像（以下ＯＣＴＡ画像と記す。）を取得することが可能となっている。このＯＣＴを用いた血管造影法は、ＯＣＴ‐Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ（ＯＣＴＡ）と呼ばれている。ＯＣＴにおける干渉信号から血管を効果的に識別する方法は様々であり、信号強度の時間的な揺らぎを検出する手法や、位相情報を利用する手法などがある。 The tomograms of the anterior segment and the fundus, which are acquired by OCT, can observe these tissue states and the like even with a single tomogram. Furthermore, in recent years, it is possible to generate an image related to the blood flow of the fundus using this tomogram and acquire an image similar to the image by the conventional fundus fluoroscopic imaging examination (hereinafter referred to as an OCTA image). . Angiography using this OCT is called OCT-Angiography (OCTA). There are various methods for effectively identifying a blood vessel from an interference signal in OCT, and there are a method of detecting temporal fluctuation of signal intensity, a method of using phase information, and the like.
特許文献１に開示するＯＣＴ装置では、眼底上の同一走査線上で測定光を繰り返して走査する。そして、時間間隔Δｔ（以下、Δｔと記載）を隔て同一走査線上より得られる画像間において、位相限定相関法を用いて位置合わせを行い、ＯＣＴＡ画像を生成する。位置合わせの際には、干渉信号の位相差プロファイルが不連続にならないようにΔｔを適切に変更している。該ＯＣＴ装置では、以上の構成とすることで、連続的なプロファイルを持つモーションコントラストを取得し、移動物体の分布等を確認することができる。ここで、モーションコントラストとは、被検体組織のうち流れのある組織（例えば血液）と流れのない組織の間の対比を指すものである。
In the OCT apparatus disclosed in
現在、例えば非特許文献１に開示される、ライン走査式マイケルソン型のＯＣＴ装置の導入が始まっている。このＯＣＴ装置では、被検眼の眼底上にライン像とした測定光を照射し、眼底から戻ってきた測定光とライン状に成形した参照光とを合波させ、得られた干渉信号から断層情報を得ている。干渉光学系によらず、ライン状の光を用いるＯＣＴ装置を以下Ｌ−ＯＣＴ装置と称する。Ｌ−ＯＣＴ装置によれば、従来眼底にスポット光を照射してこれをライン状に走査して取得していた情報を、ライン像として一括で並列に取得することができる。従って、一走査線からの信号取得に要する時間を大幅に低減させることができ、ＯＣＴＡに適用することができればＯＣＴＡ画像を得るための診察時間の短縮や被検者の負担軽減が見込まれる。
At present, introduction of a line-scan Michelson-type OCT apparatus disclosed in, for example, Non-Patent
ＯＣＴＡでは、例えば上述したΔｔを経る間に生じた、血管内での血球等の被検体組織の移動をモーションコントラストとして検出する。そして得られたモーションコントラストより、血管の推定や血管画像の生成を行っている。従って、内部の血流が遅い例えば毛細血管等は、Δｔが小さい場合には血球等の移動量が小さすぎで十分なモーションコントラストが得られないことがある。例えば上述したＬ−ＯＣＴ装置においては、一走査線より断層像を得るために要する時間がごく短い。この様な場合には、次の走査までの待機時間を設け且つこれを大きくしなければ適当なモーションコントラストが得られなくなり、Ｌ−ＯＣＴ装置のメリットが生かせなくなる。また、スポット光を測定光に用いる従来のＯＣＴ装置を用いた場合であっても、干渉信号の取得時間の短縮化を図ると同様のことが生じる。従って、一走査線上での走査を意図した測定光の走査等による略同一断面からの画像の繰り返し取得に際し、適切にΔｔを設定することが望まれる。 In OCTA, for example, movement of a subject's tissue such as blood cells in blood vessels, which has occurred during the above-described Δt, is detected as motion contrast. Then, based on the obtained motion contrast, blood vessels are estimated and a blood vessel image is generated. Therefore, in the case of, for example, a capillary blood vessel having a slow internal blood flow, if the Δt is small, the movement amount of blood cells may be too small to obtain sufficient motion contrast. For example, in the L-OCT apparatus described above, the time required to obtain a tomogram is very short compared to one scan line. In such a case, if the standby time until the next scan is not provided and this is not increased, appropriate motion contrast can not be obtained, and the merits of the L-OCT apparatus can not be utilized. In addition, even in the case of using a conventional OCT apparatus that uses spot light as measurement light, the same occurs when shortening the time for acquiring interference signals. Therefore, when repeatedly acquiring images from substantially the same cross section by scanning of measurement light intended for scanning on one scanning line, it is desirable to set Δt appropriately.
本発明は以上の状況に鑑みたものであって、ＯＣＴ装置において適切なΔｔを用いてＯＣＴＡ画像を得ることを可能とすることを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and it is an object of the present invention to make it possible to obtain an OCTA image using an appropriate Δt in an OCT apparatus.
上記課題を解決するために、本発明の一態様に係る検査装置は、
測定光を被検査物上で走査して前記被検査物の断層像を取得する画像取得手段と、
複数の異なる断層からなる断層セットにおいて前記断層像を取得する断層の位置を順次変更しながら前記複数の異なる断層の断層像を連続的に取得した後に、前記断層セットにおける前記複数の異なる断層像の取得を繰り返すように、前記画像取得手段を制御する制御手段と、
同一の断層の断層像として取得される複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、を備える。
In order to solve the above-mentioned subject, an inspection device concerning one mode of the present invention,
An image acquisition unit configured to scan the measurement light on the inspection object to acquire a tomographic image of the inspection object;
After sequentially acquiring tomograms of the plurality of different tomograms while sequentially changing the positions of the tomograms to be acquired in the plurality of tomograms of the plurality of tomograms, the plurality of tomograms of the plurality of tomograms A control unit that controls the image acquisition unit so as to repeat acquisition;
And a blood vessel image generation unit configured to generate an image of a blood vessel traveling in the inspection object based on a plurality of tomographic images acquired as the same tomographic image of tomographic images.
本発明によれば、ＯＣＴ装置において適切なΔｔを用いてＯＣＴＡ画像を得ることが可能となる。 According to the present invention, it is possible to obtain an OCTA image using an appropriate Δt in an OCT apparatus.
以下、本発明を実施するための例示的な実施例について、図面を参照して説明する。ただし、以下の実施例で説明する寸法、材料、形状、及び構成要素の相対的な位置等は任意であり、本発明が適用される装置の構成又は様々な条件に応じて変更できる。また、図面において、同一であるか又は機能的に類似している要素を示すために図面間で同じ参照符号を用いる。 Hereinafter, exemplary embodiments for implementing the present invention will be described with reference to the drawings. However, dimensions, materials, shapes, relative positions of components, etc. described in the following embodiments are arbitrary, and can be changed according to the configuration of the apparatus to which the present invention is applied or various conditions. Also, in the drawings, like reference numerals are used to indicate identical or functionally similar elements.
［第１の実施例］
以下、図１乃至４を参照して、本発明の第１の実施例について説明する。具体的には、本実施例において用いた光干渉断層検査装置（以下ＯＣＴ装置と記す。）の構成や、該ＯＣＴ装置を用いて被検査物上で同一走査線を測定光で走査する際の上述したΔｔの設定方法について説明する。なお、以下の説明において、人眼（被検眼）における眼底を被検査物とする場合について説明する。また、本実施例では上述したＳＤ−ＯＣＴ装置を用いているが、用いるＯＣＴ装置はこれに限られず公知の種々のＯＣＴ装置を用いることができる。また、被検眼は常に固視微動を行っており、公知の追尾機能を用いても同一走査線を測定光で正しく走査することは困難である。従って、以降で、同一走査線を測定光で走査すると述べた場合、同一走査線上を測定光で走査するようガルバノメトリックミラー等を操作することを意図する。また、同一断面の断層像として取得する断層像と述べた場合、同一位置の測定光の走査による同一の断層の断層像の取得を意図して制御される測定光に基づいて取得する断層像を意図する。
First Embodiment
Hereinafter, a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 4. Specifically, a configuration of an optical coherence tomography (hereinafter referred to as an OCT apparatus) used in the present embodiment, or a scan of the same scanning line with a measurement light on an inspection object using the OCT apparatus The method of setting Δt described above will be described. In the following description, the case where the fundus in the human eye (eye to be examined) is used as a test object will be described. Moreover, although the above-mentioned SD-OCT apparatus is used in a present Example, the OCT apparatus to be used is not restricted to this, A well-known various OCT apparatus can be used. In addition, the eye to be examined constantly performs fine movement of the fixation, and it is difficult to correctly scan the same scanning line with the measurement light even using a known tracking function. Therefore, hereinafter, when it is described that the same scanning line is scanned by the measurement light, it is intended to operate a galvanometric mirror or the like so as to scan the same scanning line by the measurement light. Further, in the case of a tomogram to be acquired as a tomogram of the same cross-section, tomograms to be acquired based on measurement light intended to be controlled to acquire tomograms of the same tomogram by scanning of measurement light at the same position Intended.
［装置構成］
図１は本実施例で用いたＯＣＴ装置の概略的な光学的な構成を示し、図２は該ＯＣＴ装置の制御部を説明するためのブロック図を示す。ＯＣＴ装置は、光源００１、カプラ００２、サンプル光学系１０２、参照光学系１０３、及び撮像光学系１０４を有する。本実施例において、光源００１にはＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）光源を用い、射出された光をカプラ００２によって所望の分割比の下で測定光と参照光とに分割する。なお、本実施例では低コヒーレンス光を得るためにＳＬＤ光源を用いているが、所望の構成に応じて任意の光源を用いてよい。
[Device configuration]
FIG. 1 shows a schematic optical configuration of an OCT apparatus used in this embodiment, and FIG. 2 shows a block diagram for explaining a control unit of the OCT apparatus. The OCT apparatus includes a
（サンプル光学系）
カプラ００２を介して得られた測定光は、光ファイバを通じてコリメータ０２１より平行光としてサンプル光学系１０２へ出射される。サンプル光学系１０２は、コリメータ０２１、フォーカスレンズ０２２、Ｘガルバノメトリックミラー０２３、Ｙガルバノメトリックミラー０２４、レンズ０２５、及びレンズ０２６を有する。Ｘガルバノメトリックミラー０２３とＹガルバノメトリックミラー０２４とは、共に測定光を反射し、該測定光の反射の際に各々Ｘ方向及びＹ方向の反射角度を変更する。レンズ０２５及びレンズ０２６は、対物レンズ系を形成し、測定光はこれらを経由することで被検眼０２７の眼底上に測定光によるスポットを形成する。
(Sample optical system)
The measurement light obtained through the
眼底上に導かれる測定光のスポットは、Ｘガルバノメトリックミラー０２３とＹガルバノメトリックミラー０２４の駆動により、眼底上で２次元に走査される。被検眼０２７の眼底で反射散乱した測定光はこれまでの光路を逆に辿り、サンプル光学系１０２を射出した後、カプラ００２を経由して撮像光学系１０４へ導かれる。
The spot of the measurement light guided onto the fundus is two-dimensionally scanned on the fundus by driving of the X
（参照光学系）
一方、参照光は、カプラ００２より参照光学系１０３へ導かれる。参照光学系１０３は、コリメータレンズ０３１、ＮＤフィルター０３２、及び参照ミラー０３３を有する。参照光は光ファイバによって参照光学系１０３に導かれる。なお、この光ファイバには複数の環状に束ねた偏光調整用パドル００３が設けられている。この偏光調整用パドル００３を駆動することで、測定光と参照光との干渉状態が良くなるように、測定光の偏光状態に対する参照光の偏光状態を調整できる。
(Reference optical system)
On the other hand, the reference light is guided from the
参照光は、コリメータレンズ０３１によりコリメート光として射出され、ＮＤフィルター０３２を通過し所定光量に減衰される。その後、参照光はコリメートされた状態を保持したまま、参照ミラー０３３により反射される。参照ミラー０３３は光軸方向に移動可能とされており、これによりサンプル光学系１０２における測定光の光路長と参照光の光路長との光路長差を調整することができる。参照ミラー０３３で反射された参照光は、同じ光路を逆に辿り、ＮＤフィルター０３２、コリメータレンズ０３１を介して参照光学系１０３を射出した後、カプラ００２を経由して撮像光学系１０４へ導かれる。
The reference light is emitted as collimated light by the collimator lens 031, passes through the
（撮像光学系）
サンプル光学系１０２から戻ってきた測定光と参照光学系１０３から戻ってきた参照光とは、カプラ００２により合波され、干渉光として撮像光学系１０４に導かれる。撮像光学系１０４は、コリメータ０４２、回折格子０４３、レンズ０４４、及びラインセンサ０４５を有する。光ファイバにより撮像光学系１０４に導かれた干渉光は、コリメータ０４２により出射され、回折格子０４３にて分光される。波長に応じて分光された後の干渉光は、レンズ０４４を介してラインセンサ０４５で受光され、該干渉光に応じた出力信号が該ラインセンサ０４５より出力される。なお、ラインセンサ０４５は、各画素が回折格子０４３によって分光された光の波長成分に対応して受光するように配置される。
(Imaging optical system)
The measurement light returned from the sample
（制御部）
図２に示すように、本実施例に用いたＯＣＴ装置は、制御部としてサンプリング部０５１、メモリ０５２、信号処理手段０５３、制御手段０５４、モニタ０５５、及び操作入力手段０５６を有する。サンプリング部０５１、メモリ０５２、信号処理手段０５３、モニタ０５５、及び操作入力手段０５６は各々制御手段０５４に接続され、該制御手段０５４により制御される。なお、制御手段０５４及びこれに接続される一部の構成は、汎用のコンピュータを用いて構築してもよいし、ＯＣＴ装置に専用のコンピュータによって構成してもよい。また、モニタ０５５は、任意のモニタを用いて構成することができる。同様に操作入力手段０５６は、公知のキーボード、マウス等の任意の入力装置を用いて構成することができる。また、本実施例では、ＯＣＴ光学系、制御手段０５４、モニタ０５５、等がそれぞれ別個に構成されているが、これらの一部又は全部を一体的に構成してもよい。
(Control unit)
As shown in FIG. 2, the OCT apparatus used in the present embodiment includes a sampling unit 051, a
メモリ０５２は、信号処理手段０５３によって生成された後述するＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像、ＯＣＴＡ画像、各断層像の位置合せ等に用いた各種データや入力された被検者の情報、信号処理手段０５３を構成するプログラム等を記憶する。制御手段０５４は、表示制御部としてモニタ０５５を制御し、メモリ０５２に記憶された各種画像や被検者の情報等をモニタ０５５に表示させる。信号処理手段０５３の各構成要素は、信号処理手段０５３のＣＰＵやＭＰＵで実行されるモジュールにて構成することができる。また、信号処理手段０５３の各構成要素は、ＡＳＩＣなどの特定の機能を実現する回路等により構成されてもよい。メモリ０５２は、メモリや光学ディスク等の任意の記憶装置・記憶媒体を用いて構成することができる。
A
また、ＯＣＴ光学系は、上述した光学部材を駆動制御するためのフォーカス駆動手段０６１、ガルバノ駆動手段０６２、ミラー駆動手段０６３、及び偏光調整駆動手段０６４を有する。フォーカス駆動手段０６１は、フォーカスレンズ０２２を図中矢印として示すように光軸方向に移動させ、被検眼０２７の眼底に対する測定光の合焦状態の調整を行う。ガルバノ駆動手段０６２は、Ｘガルバノメトリックミラー０２３及びＹガルバノメトリックミラー０２４を駆動制御し、眼底上での測定光の照射位置等を制御する。ミラー駆動手段０６３は、参照ミラー３３を図中矢印として示す光軸方向に移動させ、測定光と参照光との光路長差を調整する。
The OCT optical system further includes a
これらフォーカス駆動手段０６１、ガルバノ駆動手段０６２、ミラー駆動手段０６３、及び偏光調整駆動手段０６４は、制御手段０５４に各々接続されている。また、光源００１も制御手段０５４に接続されており、制御手段０５４はこれら構成を介してＯＣＴ光学系の各構成を駆動制御する。ＯＣＴ光学系におけるラインセンサ０４５はサンプリング部０５１を介して制御手段０５４に接続されており、ラインセンサ０４５の出力信号である干渉信号はサンプリング部０５１によりサンプリングされる。サンプリングされた干渉信号は、制御手段０５４を介して信号処理手段０５３に送られ、後述する信号処理により断層像、ＯＣＴＡ画像、ＥｎＦａｃｅ画像等が生成される。生成された画像はモニタ０５５によって表示され、表示様式やＯＣＴ光学系の駆動制御の指示等は操作入力手段０５６を介してユーザーにより行われる。
The
［撮像方法］
（断層像取得用のスキャン制御）
上述したＯＣＴ装置において、断層像生成のための干渉信号の取得時において、眼底を測定光で走査する際には次の測定光のスキャン制御が行われる。即ち、ガルバノ駆動手段０６２によって駆動されたＸガルバノメトリックミラー０２３の駆動角度に応じて、ラインセンサ０４５からの出力信号が取得される。取得された出力信号は、サンプリング部０５１により干渉信号として制御手段０５４に出力される。続いて、ガルバノ駆動手段０６２によってＹガルバノメトリックミラー０２４の駆動角度を所定量オフセットし、その位置におけるＸガルバノメトリックミラー０２３の駆動角度に応じて、同じ手順で干渉信号が出力される。以降はこの繰り返しで干渉信号が次々に生成される。サンプリング部０５１で生成された干渉信号は、メモリ０５２にガルバノメトリックミラーの駆動角度に関する情報と共に記憶される。メモリ０５２に記憶された干渉信号は、信号処理手段０５３により周波数解析され、被検眼０２７の眼底の断層像或いは３次元のボリューム像としてモニタ０５５に表示される。
[Imaging method]
(Scan control for tomographic image acquisition)
In the OCT apparatus described above, at the time of acquiring an interference signal for tomographic image generation, scan control of the next measurement light is performed when scanning the fundus with the measurement light. That is, an output signal from the
また、制御手段０５４は、撮像中の任意のタイミングでバックグラウンドデータを取得する。バックグラウンドデータとは、被検眼０２７に測定光が入射しない状態の信号、即ち参照光のみから得られる信号を指す。バックグラウンドデータは、例えばガルバノ駆動手段０６２によりガルバノメトリックミラーの何れかを駆動し、サンプル光学系１０２から測定光が戻らないように測定光の走査位置を調整した状態で信号取得を行うことで得られる。干渉信号、或いは周波数解析後のデータからこのバックグラウンドデータを減算することにより、より実態に沿った眼底の断層像が得られる。
Also, the control means 054 acquires background data at an arbitrary timing during imaging. Background data refers to a signal in a state where measurement light does not enter the eye to be examined 027, that is, a signal obtained only from the reference light. Background data is obtained, for example, by driving any of the galvanometric mirrors by the Galvano driving means 062 and performing signal acquisition in a state where the scanning position of the measurement light is adjusted so that the measurement light does not return from the sample
（ＯＣＴＡ用のスキャン制御）
次に、本実施例に特有のＯＣＴＡ用のスキャン制御の方法に関して説明する。図３はＯＣＴＡのデータを取得する際の測定光の走査軌跡と断層像の取得方法を説明した概念図である。まず、ガルバノ駆動手段０６２は眼底上の画像取得領域を網羅するようにＸガルバノメトリックミラー０２３とＹガルバノメトリックミラー０２４をそれぞれｐステップとｎステップで駆動する。Ｘガルバノメトリックミラー０２３とＹガルバノメトリックミラー０２４の測定光の走査方向は、本実施例ではそれぞれ主走査方向（Ｘ方向）と副走査方向（Ｙ方向）とする。即ち、画像取得範囲において、主走査方向においては間隔Δｘでｘ１〜ｘｐの干渉信号を取得する。この干渉信号に基づいて、位置ｘの各々からは深さ方向の断層情報が得られる。このｘ１〜ｘｐの撮像点数ｐに対応する数の干渉信号が１走査線より得られる。これら干渉信号から得られた断層情報を合成することにより、走査線ｙにおける断層像が得られる。そして、画像取得範囲において、副走査方向においては間隔Δｙにてｙ１〜ｙｎの本数ｎの走査線に対応する断層からの断層像のセットを得る。これらｐ×ｎの各々位置より深さ方向の断層情報を得ることにより、画像取得範囲における３次元断層情報（ボリュームデータ）、即ち３次元断層像が得られる。
(Scan control for OCTA)
Next, a method of scan control for OCTA specific to the present embodiment will be described. FIG. 3 is a conceptual view for explaining a scanning trajectory of measurement light and a method of acquiring a tomogram when acquiring data of OCTA. First, the galvano driving unit 062 drives the X
実際の断層像の取得に際しては、両ガルバノメトリックミラーの駆動に応じて眼底上で測定光の照射位置が走査され、該測定光の各照射位置（ｘ１〜ｘｐ）において干渉信号がサンプリング部０５１によって取得される。ここではこの測定光の走査と干渉信号の取得とをあわせた操作をスキャンと称する。ＯＣＴＡに際し、従来では次に同様のスキャンを同じ走査線に対して実行する。しかし、本実施例では次の走査線に対してスキャンを実行するようにし、ある程度の数の走査線を含む対象領域に対する測定光の走査の終了後に元の走査線でのスキャンを再度行う。なお、対象領域とは、画像取得範囲内において、ＯＣＴＡ画像生成のために、測定光が連続的に走査される複数の走査線からなる走査線セットによって規定される被検眼上の領域をいう。或いは、走査線セットにより画像の取得位置が規定される被検眼の複数の断層からなる断層セットにより規定される被検眼上の領域をいう。即ち、ある対象領域における一連の走査線セット又は断層セットからのＯＣＴの干渉信号（断層像）を取得した後に、再度同一の対象領域の最初の走査線或いは断層から干渉信号（断層像）を取得する。このような対象領域から断層情報の取得、即ち３次元のボリュームデータを取得する処理を、ＯＣＴＡ画像の生成に必要な所定回数分だけ繰り返す。これは、局所的な画像取得範囲を撮像する場合に特に有効である。図３を参照して、以下にその理由を説明する。 At the time of actual acquisition of a tomographic image, the irradiation position of the measurement light is scanned on the fundus according to the drive of both galvanometric mirrors, and the interference signal is sampled by the sampling unit 051 at each irradiation position (x1 to xp) of the measurement light. It is acquired. Here, an operation combining the scanning of the measurement light and the acquisition of the interference signal is referred to as a scan. In OCTA, conventionally, next similar scan is performed on the same scan line. However, in the present embodiment, the scan is performed on the next scan line, and the scan on the original scan line is performed again after the end of the scan of the measurement light on the target area including a certain number of scan lines. The target area refers to an area on the subject's eye defined by a scanning line set consisting of a plurality of scanning lines in which measurement light is continuously scanned for OCTA image generation within the image acquisition range. Alternatively, it refers to an area on the subject's eye defined by a tomographic set consisting of a plurality of slices of the subject's eye whose image acquisition position is defined by the scanning line set. That is, after acquiring an OCT interference signal (tomographic image) from a series of scanning line sets or tomographic sets in a target region, acquiring an interference signal (tomographic image) from the first scanning line or tomographic of the same target region again Do. Such acquisition of tomographic information from a target area, that is, processing for acquiring three-dimensional volume data is repeated a predetermined number of times necessary for generating an OCTA image. This is particularly effective when imaging a local image acquisition range. The reason will be described below with reference to FIG.
従来のＯＣＴＡにおける干渉信号の取得方法では、Ｘガルバノメトリックミラー０２３かＹガルバノメトリックミラー０２４の何れか一方を駆動する。そして、眼底上の同一位置での断層像が得られるように、所望の断層の位置（所望の位置の走査線）に沿って測定光を繰り返して走査する。そして、所定の繰り返し回数が終わった段階で、他方のミラー位置をオフセットする方式を採る。ここで同一断層を繰り返し走査する場合において、一の走査の走査開始位置から次の走査の走査開始位置に測定光が戻るまでに要する時間間隔を本実施例においてΔｔ１と定義する。
In the conventional method of acquiring an interference signal in OCTA, either one of the X
即ち、図３において従来技術として示すように、同一ライン上の測定光の走査において、１回目の走査開始から２回目の走査開始にかかる時間がΔｔ１となる。該Δｔ１は、例えば、主走査がＸガルバノメトリックミラー０２３である場合、式１のようになる。
例えば疾患眼における新生血管や毛細血管、ポリープのような微細構造を局所的に撮像して表示しようとする場合、通常の画像取得範囲を適用すると不要な領域を含む画像を撮像することとなる。このため、効率性の観点から画像取得範囲をこの局所に対応する範囲とし、この範囲に応じて元の撮像点数ｐを減らすことが考えられる。しかし、式１に示すようにΔｔ１は撮像点数ｐに依存するため、撮像点数ｐの減少に伴いΔｔ１も減少することになる。
For example, in the case of locally imaging and displaying a minute structure such as a neovascular vessel, capillary, or polyp in a diseased eye, when a normal image acquisition range is applied, an image including an unnecessary area is imaged. Therefore, from the viewpoint of efficiency, it is conceivable to set the image acquisition range as a range corresponding to this local area and to reduce the original number of imaging points p according to this range. However, as shown in
しかし、毛細血管などの微小血管では血流速度が毎秒１ｍｍ程度と遅く、Δｔ１が短すぎると血管内を流れる血球等の組成物の位置が殆ど変わらず、得られるモーションコントラストが小さくなってしまう。この問題を解決するため、Ｘガルバノメトリックミラー０２３の戻り時間や待機時間を延ばすと、信号取得の効率性を損なう。更に、局所領域の撮像にも関わらず撮像に長時間を要することになるため、画像取得領域に対して被検眼の動きが不要に増大し、撮像失敗の原因となる。
However, in microvessels such as capillaries, the blood flow velocity is as slow as about 1 mm per second, and if Δt 1 is too short, the position of the composition such as blood cells flowing in the blood vessels hardly changes, and the obtained motion contrast decreases. . In order to solve this problem, extending the return time or the waiting time of the X
そこで、同一の断層を繰り返し走査する従来法ではなく、本実施例では、１走査線からではなく複数の走査線からなる走査線セットからの断層像の取得を繰り返すこととする。即ち、複数の走査線からの干渉信号を取得した後に、この干渉信号の取得時の測定光の走査開始位置に測定光の照射位置を復帰して、再度この複数の干渉信号の取得を繰り返す。例えば、図３に例示するように、連続する２つの走査線に対する測定光の走査を連続して行い、２つ目の走査線に対する走査終了後に測定光の照射位置を１つ目の走査線における測定光の照射位置（走査開始位置）に戻す。この場合、２本の走査線に沿って測定光を走査する時間をモーションコントラスト生成のための経過時間Δｔ２とできるため、Δｔ２＝２×Δｔ１となる。また、ｎ本の走査線を走査線セットとして断層像の取得と繰り返す場合には、経過時間Δｔｎ＝ｎ×Δｔ１となる。このように一度にスキャンする走査線セット内の走査線の数を変更することにより、毛細血管であっても造影が可能となるモーションコントラストが得られる下限値以上のΔｔを確保することが可能となると共に、任意にΔｔを変更することも可能となる。また、本方式によれば、Δｔを変えても対象領域の撮像に要する合計時間ｔｔｏｔａｌは従来法と変わらず、効率的に信号取得を行うことが可能である。 Therefore, instead of the conventional method in which the same tomographic image is repeatedly scanned, in this embodiment, acquisition of tomographic images from a set of scanning lines consisting of a plurality of scanning lines is repeated, not from one scanning line. That is, after acquiring interference signals from a plurality of scanning lines, the irradiation position of the measurement light is returned to the scanning start position of the measurement light at the time of acquisition of the interference signals, and acquisition of the plurality of interference signals is repeated again. For example, as illustrated in FIG. 3, scanning of measurement light is continuously performed on two consecutive scanning lines, and after completion of scanning on a second scanning line, the irradiation position of measuring light is on the first scanning line. It returns to the irradiation position (scanning start position) of measurement light. In this case, the time for scanning the measurement light along the two scanning lines can be taken as the elapsed time Δt 2 for motion contrast generation, so that Δt 2 = 2 × Δt 1 . Further, in the case of repeating acquisition of a tomogram by setting n scanning lines as a scanning line set, elapsed time Δt n = n × Δt 1 is obtained. Thus, by changing the number of scanning lines in the scanning line set scanned at one time, it is possible to secure .DELTA.t above the lower limit value at which motion contrast can be obtained even if it is a capillary blood vessel. At the same time, it becomes possible to change .DELTA.t arbitrarily. Further, according to the present method, even if Δt is changed, the total time ttotal required for imaging of the target area is the same as that of the conventional method, and it is possible to perform signal acquisition efficiently.
このことについて次に説明する。例えば、比較として従来法でガルバノメトリックミラーを駆動する例を考える。Ｘガルバノメトリックミラー０２３を主走査方向においてｐステップで駆動し、Ｙガルバノメトリックミラー０２４を副走査においてｎステップで駆動する場合を想定する。この場合、各走査線でのスキャンの所定の繰り返し回数をｍ回とすると、画像取得領域の撮像に要する合計時間ｔｔｏｔａｌは次式で表される。
（ＯＣＴＡ信号処理）
［信号処理手順］
本発明では、ＯＣＴＡ画像を生成するために、モーションコントラスト特徴量を計算する必要がある。ここで、モーションコントラストを表現する特徴量をモーションコントラスト特徴量と定義する。モーションコントラスト特徴量についてはのちに詳述する。以下に、図４を参照してＯＣＴＡ画像を生成するための具体的な信号処理の手順を説明する。図４は、上述したＯＣＴＡ画像生成のための干渉信号が入力された場合において、信号処理手段０５３が信号処理を実行してＯＣＴＡ画像を出力するまでの手順を示すフローチャートである。
(OCTA signal processing)
[Signal processing procedure]
In the present invention, in order to generate an OCTA image, it is necessary to calculate motion contrast features. Here, a feature that represents motion contrast is defined as a motion contrast feature. The motion contrast feature amount will be described in detail later. Hereinafter, specific signal processing procedures for generating an OCTA image will be described with reference to FIG. FIG. 4 is a flowchart showing a procedure from when the signal processing means 053 performs signal processing and outputs an OCTA image when the interference signal for OCTA image generation described above is input.
信号処理が開始されると、ステップＳ１０１において、信号処理手段０５３は予め得られているポジションｙｋにおけるｍフレーム分の断層に対応する繰り返しスキャンにより取得した干渉信号における例えば１フレーム目の断層に対応する干渉信号を抜き出す。ステップＳ１０２において、信号処理手段０５３はｍフレームの断層におけるｊ番目の断層に対応する干渉信号を抜き出す。ステップＳ１０３において、信号処理手段０５３は、予め取得してある上述したバックグラウンドデータを抜き出した干渉信号から減算する。続くステップＳ１０４において、信号処理手段０５３は、バックグラウンドデータを減算した干渉信号に対して、フーリエ変換を行う。本実施例では、当該処理に高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を適用する。なお、フーリエ変換前にゼロパディング処理を施し、干渉信号を増長させてもよい。ゼロパディング処理を施すことでフーリエ変換後の階調性が増し、後述するステップ１０９で行われる処理において位置合わせ精度を向上させることができる。
When the signal processing is started, in step S101, the
ステップＳ１０５において、信号処理手段０５３は、ステップＳ１０４にて実行したフーリエ変換によって得られる複素信号の絶対値を計算する。この値が当該断層の画像における各画素のＩｎｔｅｎｓｉｔｙとなる。このＩｎｔｅｎｓｉｔｙの計算により、各断層におけるＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像が得られる。ステップＳ１０６において、信号処理手段０５３は断層のインデックスｊが、所定数（ｍ）に到達したかを判断する。即ち、ポジションｙｋでの断層像のＩｎｔｅｎｓｉｔｙの計算がｍ回繰り返されたか否かを判断する。所定数であるｍ回に満たない場合、信号処理手段０５３はフローをステップＳ１０２に戻し、同一ｙ位置（ｙｋ）における断層像のＩｎｔｅｎｓｉｔｙの計算を繰り返す。所定数としている繰り返し回数ｍに達したと判断された場合、信号処理手段０５３によりフローは次のステップへ進められる。 In step S105, the signal processing means 053 calculates the absolute value of the complex signal obtained by the Fourier transform performed in step S104. This value is the intensity of each pixel in the tomographic image. By this calculation of Intensity, Intensity images in each fault can be obtained. In step S106, the signal processing means 053 determines whether the index j of the fault has reached a predetermined number (m). That is, it is determined whether the calculation of the intensity of the tomogram at the position y k has been repeated m times. If the predetermined number m is not satisfied, the signal processing means 053 returns the flow to step S102, and repeats the calculation of the intensity of the tomogram at the same y position (y k ). If it is determined that the number of repetitions m, which is a predetermined number, has been reached, the flow is advanced to the next step by the signal processing means 053.
ステップＳ１０７において、信号処理手段０５３はポジションｙｋにおけるｍフレームの同一断層の画像における各々の類似度を計算する。具体的には、信号処理手段０５３はｍフレームの断層像の内、任意の一枚をテンプレートとして選択し、残りのｍ−１フレームの断層像各々とこのテンプレートとの相関値を算出する。
In step S107, the
ステップＳ１０８において、信号処理手段０５３はステップＳ１０７で算出した相関値の中で、一定の閾値以上となるテンプレートと相関の高い画像を選択する。閾値は任意に設定が可能であり、被検者の瞬きや固視微動によって画像としての相関が低下したフレームを排除することができるように設定する。上述したように、ＯＣＴＡは、被検査物の組織のうち流れのある組織（例えば血液）と流れのない組織の間の対比を、画像間の相関値に基づき区別する技術である。即ち、流れの無い組織は画像間で相関が高いという前提の上で流れのある組織を抽出するため、画像として相関が低い場合、後述するモーションコントラスト特徴量を計算する際に誤検出となり、あたかも画像全体が流れのある組織であるかのように判定してしまう。このステップＳ１０８ではそうした誤検出を回避するために、予め画像として相関の低い断層像を排除し、相関の高い画像のみを選択する。画像選択の結果、同一ポジションｙｋで取得されたｍフレームの画像は適宜取捨選択され、例えばｑフレームの画像が選択される。ここで、ｑの取りうる値は、１≦ｑ≦ｍである。 In step S108, the signal processing means 053 selects an image having a high correlation with the template having a predetermined threshold value or more among the correlation values calculated in step S107. The threshold value can be arbitrarily set, and is set so as to exclude a frame whose correlation as an image is lowered due to blinks or involuntary eye movement of the subject. As described above, OCTA is a technology for discriminating the contrast between flowing tissue (for example, blood) and non-flowing tissue among the tissues of the test object based on the correlation value between the images. That is, since a tissue without flow extracts a tissue with flow on the premise that the correlation between images is high, if the correlation is low as an image, it will be falsely detected when calculating the motion contrast feature to be described later. It is determined as if the entire image is a flowing tissue. In this step S108, in order to avoid such false detection, tomographic images with low correlation are excluded in advance as images, and only images with high correlation are selected. As a result of image selection, images of m frames acquired at the same position y k are appropriately selected and selected, for example, images of q frames are selected. Here, possible values of q are 1 ≦ q ≦ m.
ステップＳ１０９において、信号処理手段０５３は、ステップＳ１０８にて選択されたｑフレームの断層像の位置合わせを行う。テンプレートとして選択するフレームは、互いに全ての組み合わせで相関を計算し、フレーム別に相関係数の和を求め、その和が最大となるフレームを選択してもよい。次に、テンプレートでフレーム毎に照合して各々の位置ずれ量（δＸ、δＹ、δθ）を求める。具体的にはテンプレート画像の位置と角度を変えながら類似度を表す指標であるＮｏｒｍａｌｉｚｅｄ Ｃｒｏｓｓ-Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＮＣＣ）を計算し、この値が最大となるときの画像位置の差を位置ずれ量として求める。 In step S109, the signal processing means 053 aligns the tomograms of the q frames selected in step S108. The frame selected as a template may calculate correlations in all combinations, calculate the sum of correlation coefficients for each frame, and select the frame with the largest sum. Next, the template is compared for each frame to determine the amount of positional deviation (δX, δY, δθ). Specifically, Normalized Cross-Correlation (NCC), which is an index representing the degree of similarity, is calculated while changing the position and angle of the template image, and the difference in the image position when this value is maximum is determined as the positional shift amount.
なお、本発明では、類似度を表す指標は、テンプレートとフレーム内の画像の特徴の類似性を表す尺度であれば種々変更が可能である。例えば、Ｓｕｍ ｏｆ Ａｂｓｏｌｕｔｅ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ（ＳＡＤ）、Ｓｕｍ ｏｆ Ｓｑｕａｒｅｄ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ（ＳＳＤ）、又はＺｅｒｏ‐ｍｅａｎｓ Ｎｏｒｍａｌｉｚｅｄ Ｃｒｏｓｓ‐Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＺＮＣＣ）を用いてもよい。或いは、Ｐｈａｓｅ Ｏｎｌｙ Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＰＯＣ）、又はＲｏｔａｔｉｏｎ Ｉｎｖａｒｉａｎｔ Ｐｈａｓｅ Ｏｎｌｙ Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ（ＲＩＰＯＣ）等を用いてもよい。 In the present invention, the index representing the degree of similarity can be variously changed as long as it is a scale representing the similarity between the template and the image feature in the frame. For example, Sum of Absolute Difference (SAD), Sum of Squared Difference (SSD), or Zero-means Normalized Cross-Correlation (ZNCC) may be used. Alternatively, Phase Only Correlation (POC) or Rotation Invariant Phase Only Correlation (RIPOC) may be used.
次に、信号処理手段０５３は位置ずれ量（δＸ、δＹ、δθ）に応じて位置補正をテンプレート以外の（ｑ−１）フレームに適用し、フレームの位置合わせを行う。なお、ｑが１である場合はこのステップは実行されない。（ｑ−１）フレーム全ての位置合せが終了した後、フローはステップＳ１１０及びＳ１１１に進められ、モーションコントラスト特徴量の計算及びＩｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像の計算が行われる。 Next, the signal processing means 053 applies the position correction to the (q-1) frame other than the template according to the positional shift amount (δX, δY, δθ), and performs frame alignment. If q is 1, this step is not performed. (Q-1) After alignment of all frames is completed, the flow proceeds to steps S110 and S111, and calculation of motion contrast feature amount and calculation of Intensity averaged image are performed.
ステップＳ１１０において、信号処理手段０５３はモーションコントラスト特徴量を計算する。本実施例では、ステップＳ１０８で選択し、ステップＳ１０９で位置合わせを行ったｑフレームのＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像間において、同じ位置の画素毎に分散値を計算し、その分散値をモーションコントラスト特徴量とする。なお、モーションコントラスト特徴量の求め方は種々あり、本発明において求めたモーションコントラスト特徴量の種類は同一ｙ位置での複数の断層像の各ピクセルの輝度値の変化を表す指標であれば適用が可能である。即ち、モーションコントラスト特徴量とは、被検査物の組織においてΔｔを隔てて変化或いは移動した物質の変化量又は移動量を特徴量として定義したものとなる。 In step S110, the signal processing means 053 calculates a motion contrast feature. In this embodiment, among the Intensity images of q frames selected in step S108 and aligned in step S109, variance values are calculated for each pixel at the same position, and the variance values are used as motion contrast feature amounts. There are various ways of determining the motion contrast feature amount, and the type of motion contrast feature amount determined in the present invention is applicable if it is an index that represents the change in luminance value of each pixel of a plurality of tomograms at the same y position. It is possible. That is, the motion contrast feature amount is defined as a feature amount that is a change amount or a movement amount of a substance that has changed or moved at Δt in the tissue of the inspection object.
なお、ｑ＝１の時、即ち、瞬きや固視微動の影響のために各々の断層像の画像として相関が低く、同一ポジションｙｋの断層像においてモーションコントラスト特徴量の計算が不可能な場合は異なる処理を行う。例えば、特徴量を０としてステップを終了してもよいし、前後のポジションｙｋ−１及びポジションｙｋ＋１の画像におけるモーションコントラスト特徴量が得られる場合、前後の分散値から値を補間してもよい。この場合、正しく計算できなかった特徴量は補完値であるとして異常を通知してもよい。また、特徴量の計算ができなかったｙ位置を記憶しておき、自動で再スキャンを行っても良い。或いは、自動の再スキャンを行うことをせず、再測定を促す警告を出してもよい。 In the case where q = 1, that is, when the correlation of each tomographic image is low due to the influence of blinks and fixation movement, the motion contrast feature can not be calculated in the same position y k tomographic image Does different processing. For example, when the feature amount is 0 and the step may be ended, or motion contrast feature amounts in the images at the positions y k -1 and y k +1 before and after can be obtained, the values are interpolated from the dispersion values before and after It is also good. In this case, the feature amount that can not be calculated correctly may be notified of an abnormality as a complement value. Also, the y position where the feature amount could not be calculated may be stored and rescanning may be performed automatically. Alternatively, instead of performing automatic rescanning, a warning may be issued prompting remeasurement.
ステップＳ１１１における処理は、ステップＳ１１０の処理と平行して行われる。ステップＳ１１１において、信号処理手段０５３はステップＳ１０９にて位置合わせを行った複数のＩｎｔｅｎｓｉｔｙ画像を平均化し、Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像を生成する。 The process in step S111 is performed in parallel with the process of step S110. In step S111, the signal processing means 053 averages the plurality of intensity images which have been aligned in step S109, and generates an intensity averaged image.
ステップＳ１１２において、信号処理手段０５３はステップＳ１１０で得られたモーションコントラスト特徴量の閾値処理をする。閾値の値は、信号処理手段０５３がステップＳ１１１で出力したＩｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像から計算する。具体的には、Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像においてノイズフロアでランダムノイズのみが表示されているエリアを抽出し、該エリアにおける輝度値の標準偏差σを計算する。そして、本実施例では、ノイズフロアの平均輝度＋２σを閾値として設定する。信号処理手段０５３は、各画素におけるＩｎｔｅｎｓｉｔｙが、設定された閾値以下の画素に対応したモーションコントラスト特徴量の値を０に設定する。この閾値処理により、ランダムノイズに由来するモーションコントラストを除去することで、モーションコントラスト特徴量におけるノイズを軽減することができる。
In step S112, the signal processing means 053 performs threshold processing on the motion contrast feature amount obtained in step S110. The threshold value is calculated from the intensity averaged image output by the signal processing means 053 in step S111. Specifically, an area in which only random noise is displayed on the noise floor in the intensity averaged image is extracted, and the standard deviation σ of the luminance value in the area is calculated. Then, in the present embodiment, the average luminance + 2σ of the noise floor is set as a threshold. The
なお、閾値の値は小さいほどモーションコントラストの検出感度は上がる一方、ノイズ成分も増す。また、大きいほどノイズは減るがモーションコントラストの検出感度は下がる。以上より本実施例では閾値をノイズフロアの平均輝度＋２σとして設定したが、閾値はこれに限るものではない。 As the threshold value decreases, the detection sensitivity of the motion contrast increases, but the noise component also increases. Also, the larger the noise, the lower the detection sensitivity of the motion contrast. As described above, in the present embodiment, the threshold is set as the average luminance + 2σ of the noise floor, but the threshold is not limited to this.
ステップＳ１１３において、信号処理手段０５３はポジションｙｋのインデックスｋが、画像取得範囲の走査線の総数である所定数（ｎ）に到達したか否かを判断する。即ち、ｎ箇所の全てのｙ位置において、画像相関度計算、画像選択、位置合わせ、Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ平均化画像の計算、モーションコントラスト特徴量の計算、及び閾値処理を行ったか否かを判断する。所定数に満たないと判断された場合、信号処理手段０５３はフローをステップＳ１０１に戻してインデックスｋを１増やした後にステップＳ１０２からの処理を繰り返す。また、所定数に到達したと判断された場合、信号処理手段０５３はフローを次のステップＳ１１４へ進める。ステップＳ１１３を終了した時点で、すべてのｙ位置の断層におけるＩｎｔｅｎｓｉｔｙ平均画像とモーションコントラスト特徴量の３次元ボリュームデータ（３次元ＯＣＴＡデータ）が生成されたことになる。 In step S113, the signal processing means 053 determines whether the index k of the position y k has reached a predetermined number (n) which is the total number of scanning lines in the image acquisition range. That is, it is determined whether image correlation calculation, image selection, registration, calculation of intensity averaged image, calculation of motion contrast feature amount, and threshold processing have been performed at all y positions of n locations. If it is determined that the number is smaller than the predetermined number, the signal processing means 053 returns the flow to step S101 and increments index k by 1, and then repeats the processing from step S102. If it is determined that the predetermined number has been reached, the signal processing means 053 advances the flow to the next step S114. When step S113 is finished, three-dimensional volume data (three-dimensional OCTA data) of intensity average images and motion contrast feature amounts in the slices at all y positions are generated.
ステップＳ１１４において、信号処理手段０５３は生成されたモーションコントラスト特徴量の３次元ボリュームデータを用いて、該データを眼底の深さ方向に積算して得られるＥｎｆａｃｅ画像を生成する。ＯＣＴＡにおける血管の存在の特定等に用いられるモーションコントラスト特徴量等のデータは上述したステップＳ１１３においてすでに得られている。しかし、このＥｎＦａｃｅ画像を表示することにより、例えば眼底において血管がどのように存在しているか等を視覚的に把握することができる。よって、本実施例では、ＯＣＴＡ画像として、血管の存在を視覚的に把握容易な眼底の正面画像であるこのＥｎＦａｃｅ画像を表示対象としている。なお、Ｅｎｆａｃｅ画像の生成にあたり、積算する画像深さの範囲は任意に設定して良い。例えば、ステップＳ１１１にて生成されたＩｎｔｅｎｓｉｔｙの平均化画像を元に眼底網膜の層境界を抽出し、所望の層を含むようにＥｎｆａｃｅ画像を生成してもよい。Ｅｎｆａｃｅ画像を生成した後、信号処理手段０５３はフローを更に進めて一連の信号処理を終了する。 In step S114, the signal processing means 053 generates an Enface image obtained by integrating the generated three-dimensional volume data of the motion contrast feature amount in the depth direction of the fundus. Data such as a motion contrast feature used for identifying the presence of a blood vessel in OCTA has already been obtained in step S113 described above. However, by displaying this EnFace image, it is possible to visually grasp, for example, how blood vessels exist in the fundus. Therefore, in the present embodiment, this EnFace image, which is a front image of the fundus oculi which is easy to visually grasp the presence of a blood vessel, is displayed as an OCTA image. Note that the range of the image depth to be integrated may be set arbitrarily in generation of the Enface image. For example, the layer boundary of the fundus retina may be extracted based on the averaged intensity image generated in step S111, and the Enface image may be generated so as to include the desired layer. After generating the Enface image, the signal processing means 053 advances the flow to end a series of signal processing.
以上に説明した構成からなるＯＣＴ装置を用い、干渉信号の取得方法を実施し、得られた干渉信号に対する信号処理を行うことにより、局所領域において毛細血管等を造影する場合であっても、高速かつ高感度でＯＣＴＡ画像を生成することが可能となる。即ち、本実施例によれば、撮像する走査線の位置である撮像位置を変更しながら所定の数の走査線における断層像を取得する。そして、複数の断層像に対応する干渉信号を得た後に最初の撮像位置に戻って所定の数の走査線における断層像の取得することとし、この撮影位置の復帰の操作を繰り返して行っている。その際の所定の数を適宜変更することにより、画像取得範囲からのＯＣＴＡ画像の取得に要する時間を大きく変えることなく、上述したΔｔを任意に変更することができる。 By using the OCT apparatus having the configuration described above to implement an interference signal acquisition method and performing signal processing on the obtained interference signal, high-speed imaging of capillaries or the like in a local region is also possible. And, it becomes possible to generate an OCTA image with high sensitivity. That is, according to the present embodiment, tomographic images of a predetermined number of scanning lines are acquired while changing the imaging position which is the position of the scanning line to be imaged. Then, after obtaining interference signals corresponding to a plurality of tomograms, it returns to the first imaging position to acquire tomograms in a predetermined number of scanning lines, and repeatedly performs an operation of returning this imaging position. . By appropriately changing the predetermined number at that time, the above-mentioned Δt can be arbitrarily changed without largely changing the time required to acquire the OCTA image from the image acquisition range.
例えば造影対象となる毛細血管の径によっては、ある程度以上のΔｔを保持しなければ造影ができなくなるといったΔｔの下限値が存在する。本実施例によれば、Δｔを常に下限値以上に設定することが可能となり、従来造影対象とすることが困難であった毛細血管であっても、モーションコントラストを得ることができる。また、血流速度は例えば血管の径や疾患部の状況に応じて変化することから、造影対象における血流に応じたΔｔにてモーションコントラストを得ることが望ましい。本実施例によれば、一度に測定光を走査する走査線の本数を適宜決定する等、走査パターンを変更することにより最適なΔｔを設定して同一走査線に対する測定光の走査が可能となる。従って、Δｔを設定することで観察したい血管、所望の径を有する血管等を絞って表示することが可能となり、血管造影における造影対象に対する自由度が確保しやすくなる。また、観察したい範囲が極端に狭くなった場合であっても、最適なΔｔを設定してモーションコントラストを得ることが可能となる。 For example, depending on the diameter of a capillary to be contrasted, there is a lower limit value of Δt such that imaging can not be performed unless Δt of a certain level or more is held. According to this embodiment, Δt can always be set to the lower limit value or more, and motion contrast can be obtained even for a capillary blood vessel which has conventionally been difficult to be an object of contrast enhancement. Further, since the blood flow velocity changes in accordance with, for example, the diameter of the blood vessel or the condition of the diseased part, it is desirable to obtain the motion contrast at Δt corresponding to the blood flow in the contrast target. According to the present embodiment, it is possible to set the optimum Δt by changing the scanning pattern, such as appropriately determining the number of scanning lines for scanning the measuring light at one time, and to scan the measuring light with respect to the same scanning line. . Therefore, by setting Δt, it is possible to narrow down and display a blood vessel to be observed, a blood vessel having a desired diameter, or the like, and it becomes easy to secure the freedom degree with respect to the contrast object in angiography. In addition, even when the range to be observed becomes extremely narrow, it is possible to set the optimum Δt and obtain the motion contrast.
ここで、Δｔを長くするため、繰り返しスキャンを行う際のスキャン間の待機時間を設定する特許文献１に開示される方法や、撮像点数を増加させる方法を採ると、一枚の断層像の取得に要する時間が長くなる。このことは、撮像時間が長くなることによる被検者に対する負担の増加や、固視が維持できなくなること等による撮像失敗の原因となる。特に疾患眼の場合では固視が安定しないケースが多く、撮像時間を極力短く抑えたいというニーズがある。このため、疾患部に限定した局所領域について、高速にＯＣＴＡの撮影ができることが望ましい。しかし、従来は、短時間で局所領域のみのＯＣＴＡ画像を得ようとした場合、走査線が短くなるために十分なΔｔを確保することが困難となっていた。本実施例によれば、そのような場合であってもモーションコントラストを得るために十分なΔｔを確保しつつ短時間で該局所領域からのＯＣＴＡ画像を得ることができる。即ち、本実施例によれば、撮像時間を維持或いは短く抑えながら、ＯＣＴＡのためのＯＣＴ信号取得において、Δｔの調整が可能となる。
Here, when the method disclosed in
なお、以上に述べた実施例においては、画像取得範囲を変更せずに毛細血管等のモーションコントラストを好適に取得する方法について述べている。しかし、上述したように、疾患眼の場合等、実際にモーションコントラストを取得してＯＣＴＡ画像を生成したい領域が、当初設定している画像取得範囲より小さい場合も考えられる。このような場合として、画像取得範囲が狭まって走査線の長さが半分となるような場合が例示される。このように走査線の長さが例えば１/ｄとなった場合の対処法として、一度に干渉信号を取得する走査線の数をｄ倍することが考えられる。これによって、元のΔｔを維持することができ、画像取得範囲を変える前と同じ程度の太さの血管を描出することができる。また、走査線の数を適宜調整することにより、上述した毛細血管等のモーションコントラストを取得し得る下限値以上のΔｔを確保することも可能となる。 In the embodiment described above, a method for suitably acquiring motion contrast of a capillary or the like without changing the image acquisition range is described. However, as described above, in the case of a diseased eye or the like, it is also conceivable that the region where it is desired to actually acquire motion contrast and generate an OCTA image is smaller than the initially set image acquisition range. As such a case, the case where the image acquisition range is narrowed and the length of the scanning line is halved is exemplified. As a countermeasure for the case where the length of the scanning line becomes, for example, 1 / d as described above, it is conceivable to multiply the number of scanning lines for acquiring an interference signal at a time by d. By this, it is possible to maintain the original Δt, and to draw a blood vessel of the same thickness as before changing the image acquisition range. In addition, by appropriately adjusting the number of scanning lines, it is also possible to secure Δt that is equal to or lower than the lower limit value at which the motion contrast of the above-described capillary or the like can be acquired.
なお、上述した式（３）からも理解されるように、ｎは走査線セットに含まれる走査線の数であり、この整数倍が画像取得領域における走査線の総数に対応する。従って、ｎはこの走査線総数の約数でなければならない。しかし、待機時間を設ければｎを約数としなくてもよい。この場合、最後の走査線セットにおいてのみ、ｎに対して不足する走査線の数に対応した待機時間を設けることによって、画像取得範囲の全体領域において同一ΔｔによるＯＣＴＡ画像の取得が可能となる。 As understood from the above-described equation (3), n is the number of scanning lines included in the scanning line set, and this integral multiple corresponds to the total number of scanning lines in the image acquisition area. Therefore, n must be a divisor of this total number of scan lines. However, n may not be a divisor if a waiting time is provided. In this case, by providing a standby time corresponding to the number of scan lines lacking with respect to n only in the last scan line set, it is possible to obtain an OCTA image with the same Δt in the entire area of the image acquisition range.
以上に述べたように、本実施例に係る検査装置は、画像取得手段、該画像取得手段を制御する制御手段、及び血管画像生成手段を備える。本実施例において、画像取得手段は、ラインセンサ０４５、サンプリング部０５１、制御手段０５４、及び信号処理手段０５３より構成され、測定光を眼底上で走査して眼底の断層の断層像若しくは断層信号を取得する。制御手段０５４は、画像取得手段を制御し、複数の異なる断層からなる断層セットにおいて断層像を取得する断層の位置を順次変更しながら複数の異なる断層の断層像を連続的に取得させる。そして一連の断層像を取得した後、断層セットにおいて最初に断層像を取得した断層からの複数の断層像の取得を繰り返すように、画像取得手段を制御する。信号処理手段０５３より構成される血管画像生成手段は、同一の断層より取得する複数枚の断層像に基づいて、眼底内（被検査物内）に走行する血管の画像を生成する。
As described above, the inspection apparatus according to the present embodiment includes an image acquisition unit, a control unit that controls the image acquisition unit, and a blood vessel image generation unit. In the present embodiment, the image acquisition means comprises a
本実施例において、制御手段０５４は、上述した断層セットの内の断層の数を変更する。これにより、血管の画像の生成に用いる複数枚の断層像の繰り返し取得時に経過する時間としての時間間隔Δｔを変更する。なお、上述したように、血管の画像を生成、撮像する被撮像領域の大きさが例えば走査線の方向において縮小される場合がある。このように領域が変更された場合には、制御手段０５４は該被撮像領域の変更量に応じて断層セットの内の断層の数を倍加する等の変更を行うとよい。
In the present embodiment, the control means 054 changes the number of faults in the fault set described above. As a result, the time interval Δt is changed as the time elapsed when repeatedly acquiring a plurality of tomograms used to generate an image of a blood vessel. Note that, as described above, the size of the imaging area for generating and imaging an image of a blood vessel may be reduced, for example, in the direction of the scanning line. When the area is changed as described above, the
なお、血管画像を生成する場合、上述したように、モーションコントラストが得られる最低限のΔｔを維持することが必要である。本実施例において、制御手段０５４は、信号処理手段０５３が血管の画像を生成する際に眼底において位置変化する組織である例えば血球等の位置変化を認識可能な最低数以上となるように、断層セット内の断層の数を設定する。また、制御手段０５４は、更に好適な血管画像を得るために、観察目的とする血管の径に応じるように、断層セットの内の断層の数を変更するとよい。 When generating a blood vessel image, as described above, it is necessary to maintain the minimum Δt at which motion contrast can be obtained. In the present embodiment, the control means 054 is a tomographic image so that the signal processing means 053 generates an image of a blood vessel, the number of which can be recognized as a tissue whose position changes in the fundus, for example blood cells. Set the number of faults in the set. Further, the control means 054 may change the number of slices in the slice set so as to correspond to the diameter of the blood vessel to be observed, in order to obtain a more suitable blood vessel image.
［第２の実施例］
以下、図５を参照して、本発明の第２の実施例について説明する。上述した第１の実施例では、スポット状に集光された測定光（スポット光）を走査して干渉信号を得ている。これに対して、本実施例では、測定光をライン像として眼底に照射し、該測定光によって眼底を１方向に走査して撮像を行うＬ−ＯＣＴの装置を用いた例を示す。なお、本実施例ではＳＳ−ＯＣＴ型のＬ−ＯＣＴ装置を用いた場合について示しているが、必ずしもその構成である必要はない。例えばＳＤ−ＯＣＴ型等の公知の種々のタイプのＯＣＴ装置をこのＬ−ＯＣＴ装置に適用してもよい。また、本実施例において取得した断層像からＯＣＴＡ画像を生成する信号処理に関しては第１の実施例と同様であるためここでの説明を省略する。以下では、第１の実施例との相違点である装置構成と、上述したΔｔの設定に関するＯＣＴ装置の制御方法について説明する。
Second Embodiment
Hereinafter, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In the first embodiment described above, the measurement light (spot light) collected in a spot shape is scanned to obtain an interference signal. On the other hand, in the present embodiment, an example is shown in which an L-OCT apparatus is used which irradiates measurement light as a line image to the fundus and scans the fundus in one direction with the measurement light. In addition, although the case where the SS-OCT type L-OCT apparatus is used is shown in the present embodiment, the configuration is not necessarily required. For example, various known types of OCT devices such as an SD-OCT type may be applied to this L-OCT device. Further, signal processing for generating an OCTA image from a tomographic image acquired in the present embodiment is the same as that of the first embodiment, and therefore the description thereof is omitted here. Below, the control method of the OCT apparatus regarding the apparatus structure which is a difference with a 1st Example, and the setting of (DELTA) t mentioned above is demonstrated.
［装置構成］
図５は、本実施例で用いたＬ−ＯＣＴ装置の概略的な光学構成を示す。なお、該Ｌ−ＯＣＴ装置における制御部については、ガルバノ駆動手段０６２がＸガルバノメトリックミラー０２３及びＹガルバノメトリックミラー０２４の両者の制御ではなく、ガルバノメトリックミラー１２４単独を制御する点において異なる。Ｌ−ＯＣＴ装置は、光源００１、カプラ００４、ビームスプリッタ１０５、ライン像形成光学系２０１、サンプル光学系２０２、参照光学系２０３、及び撮像光学系２０７を有する。本実施例において、光源００１はＳＳ（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ：波長掃引）光源を用い、射出された光をカプラ００４によって所望の分割比の下で光を測定光と参照光とに分割する。
[Device configuration]
FIG. 5 shows a schematic optical configuration of the L-OCT apparatus used in this example. The control unit in the L-OCT apparatus is different in that the galvano driving unit 062 controls not the control of both the X
（ライン像形成光学系）
カプラ００４を介して得られた測定光は、光ファイバを通じてライン像形成光学系２０１へ導かれる。ライン像形成光学系２０１は、コリメータレンズ１１１、シリンドリカルレンズ１１２、及びレンズ１１３を有する。ライン像形成光学系２０１に導かれた測定光はコリメータレンズ１１１によりコリメート光となり、シリンドリカルレンズ１１２及びレンズ１１３によって、仮想平面１１４上にライン像を形成する。なお、図中、実線は紙面に垂直のサジタル方向において仮想平面１１４上で集光する光線、破線は紙面に平行のタンジェンシャル方向において仮想平面１１４上でコリメートされている光線をそれぞれ示している。
(Line image forming optical system)
The measurement light obtained through the
（サンプル光学系）
ライン像を形成した測定光はビームスプリッタ１０５を通過し、サンプル光学系２０２へ導かれる。サンプル光学系２０２は、フォーカスレンズ１２２、絞り１２８、ガルバノメトリックミラー１２４、レンズ１２５、及びレンズ１２６を有する。絞り１２８は、測定光によりライン像を形成する際の不用光をカットする。ガルバノメトリックミラー１２４は測定光を反射して特定の方向にライン状の測定光を走査し、被検眼０２７の前眼部と略共役な位置に配置される。レンズ１２５及びレンズ１２６は対物レンズ系を形成し、測定光を被検眼０２７へ導いて眼底上にライン像を形成する。
(Sample optical system)
The measurement light forming the line image passes through the
フォーカスレンズ１２２は、フォーカス駆動手段０６１によって仮想平面１１４と被検眼０２７の眼底とが光学的に共役になるように、図中矢印にて示す光軸方向に移動される。本実施例では、眼底上に導かれたライン状の測定光は、ガルバノ駆動手段０６２に駆動されるガルバノメトリックミラー１２４の駆動により、ライン像の延在方向と垂直な方向に眼底上で走査される。なお、本実施例において、ライン像は第１の実施例における主走査方向（Ｘ方向）に延在し、ガルバノメトリックミラー１２４は副走査方向（Ｙ方向）に該ライン像を走査する。被検眼０２７の眼底で反射散乱した測定光は、サンプル光学系２０２の光路を逆に辿って戻り光として射出され、ビームスプリッタ１０５に至る。その後、測定光はビームスプリッタ１０５によって反射され、撮像光学系２０７へ導かれて後述する仮想平面１７１上に測定光（戻り光）のライン像を形成する。
The
（参照光学系）
一方、参照光は、光ファイバを介してカプラ００４より参照光学系２０３へ導かれる。この光ファイバには複数の環状に束ねた偏光調整用パドル００３が設けられている。この偏光調整用パドル００３を偏光調整駆動手段０６４により駆動することで、測定光と参照光との干渉状態が良くなるように、測定光の偏光状態に対する参照光の偏光状態を調整できる。参照光学系２０３は、コリメータレンズ１３１、ＮＤフィルター１３２、ミラー１３３、ミラー１３４、レトロリフレクタ１３５、シリンドリカルレンズ１３６、及びレンズ１３７を有する。
(Reference optical system)
On the other hand, the reference light is guided from the
参照光は、コリメータレンズ１３１によりコリメート光として射出され、ＮＤフィルター１３２を通過して所定光量に減衰される。その後、参照光はコリメートされた状態を保持したまま、ミラー１３３及びミラー１３４で反射され、レトロリフレクタ１３５で折り返される。レトロリフレクタ１３５はミラー駆動手段０６３により図中矢印で示す光軸方向に移動され、これにより参照光の光路長と測定光の光路長との光路長差を調整することができる。レトロリフレクタ１３５で折り返された参照光は、更にミラー１３４及びミラー１３３で反射され、シリンドリカルレンズ１３６に導かれる。シリンドリカルレンズ１３６に導かれた参照光は、該シリンドリカルレンズ１３６とレンズ１３７によって、ビームスプリッタ１０５を透過した後の仮想平面１７１上に、参照光によるライン像を形成する。
The reference light is emitted as collimated light by the
（撮像光学系）
サンプル光学系２０２から射出された測定光と参照光学系２０３から射出された参照光とは、ビームスプリッタ１０５により合波され、仮想平面１７１上で参照光と測定光との各々のライン像が合波され、互いに干渉する。撮像光学系２０７には、被検眼０２７の眼底及び仮想平面１１４と光学的に共役な上述した仮想平面１７１が存在する。撮像光学系２０７は、レンズ１７２、レンズ１７３、シリンドリカルレンズ１７４、シリンドリカルレンズ１７５、及びラインセンサ０４５を有する。
(Imaging optical system)
The measurement light emitted from the sample
仮想平面１７１は、レンズ１７２、レンズ１７３、シリンドリカルレンズ１７４、及びシリンドリカルレンズ１７５を介してラインセンサ０４５の受光面とも共役となっている。このため、眼底上のライン像から反射散乱された測定光は、ライン像としてラインセンサ０４５へと達することになる。即ち、測定光と参照光とが干渉したライン像は、リレー光学系を構成するレンズ１７２、レンズ１７３、シリンドリカルレンズ１７４及びびシリンドリカルレンズ１７５を介して、ラインセンサ０４５へ導かれる。このライン像はラインセンサ０４５で受光され、ラインセンサ０４５は受光した光に応じた出力信号を出力する。
The
［撮像方法］
（断層像取得用のスキャン制御）
上述したＬ−ＯＣＴ装置においては、断層像生成のための干渉信号の取得時において、眼底を測定光で走査する際には次に述べる測定光のスキャン制御が行われる。即ち、ラインセンサ０４５からの出力信号が、ガルバノ駆動手段０６２によって駆動されたガルバノメトリックミラー１２４の駆動角度に応じて取得される。取得された出力信号は、ラインセンサ０４５の画素毎に光源００１の１回の波長掃引に対応して受光されて、画素に対応した眼底上の位置の深さ方向の情報を含む１つの干渉信号となる。従って、ラインセンサ０４５としては、１回の波長掃引によってライン像に対応する１枚の断層像を生成できる干渉信号が得られる。そして、ガルバノメトリックミラー１２４の次の駆動角度においても、同様に画素毎に光源００１の次の波長掃引に対応して、この光を受光したラインセンサ０４５により次の干渉信号のための出力信号が得られる。以降はこの繰り返しで個々のライン像に対応する断層像を生成できる干渉信号の群が次々に取得される。サンプリング部０５１で該出力信号から生成された干渉信号は、ガルバノメトリックミラー１２４の駆動角度に関する情報と共にメモリ０５２に記憶される。メモリ０５２に記憶された干渉信号は、信号処理手段０５３により周波数解析され、被検眼０２７の眼底の断面像或いは３次元の眼底ボリューム像としてモニタ０５５に表示される。
[Imaging method]
(Scan control for tomographic image acquisition)
In the L-OCT apparatus described above, scan control of measurement light described below is performed when scanning the fundus with measurement light at the time of acquisition of an interference signal for generating a tomographic image. That is, an output signal from the
（ＯＣＴＡ用のスキャン制御）
上述したように、Ｌ−ＯＣＴでは、空間的に１次元に広げられた測定光を被検眼０２７の眼底上に照射し、更に光源００１が順次波長を掃引するタイミングでサンプリング部０５１が干渉信号の取得を行う。この様な様式にて干渉信号を取得することにより、ライン像に対応した断層からの２次元的な干渉信号が取得できる。被検眼眼底の断層像は、この２次元の干渉信号から得られる波形を波数空間方向にフーリエ変換することで得られる。このため、断層像内の全画素で得られる干渉信号は実質的に同時刻で取得された信号とみなすことができる。
(Scan control for OCTA)
As described above, in L-OCT, the measurement light spatially spread in one dimension is irradiated onto the fundus of the
即ち、第１の実施例におけるポイントスキャンによって断層像を取得した場合と異なり、Ｌ−ＯＣＴでは断層像内の主走査方向への測定光の走査に伴う時間の経過が存在しない。従って、同一の断層像を連続的に取得することは、ラインセンサを常時露光状態にしておいて干渉信号を取得し続けることとなる。このことはΔｔが０であることとほぼ等価であり、Δｔを設けることで得ることのできるモーションコントラストは、実際にはほとんど得られなくなってしまう。 That is, unlike in the case where a tomogram is acquired by the point scan in the first embodiment, in L-OCT, there is no passage of time associated with scanning of the measurement light in the main scanning direction in the tomogram. Therefore, continuously acquiring the same tomographic image means that the line sensor is always exposed and interference signals are continuously acquired. This is substantially equivalent to the fact that Δt is 0, and the motion contrast that can be obtained by providing Δt is practically hardly obtained.
本実施例によれば、このような状態を回避することも可能となる。即ち、ＯＣＴＡ画像の撮像時において、同一断層からの干渉信号を連続的に取得するのではなく、ライン像を連続的にずらせて（オフセットして）個々の断層から干渉信号を連続的に取得している。そして、画像取得範囲の各断層から干渉信号を得た後に再度最初の断層からの干渉信号の取得を開始する。そして、この操作を繰り返すことで、モーションコントラストの生成に必要な同一断層からの複数の干渉信号を取得することとしている。具体的には、ガルバノ駆動手段０６２によりガルバノメトリックミラー１２４の位置をオフセットしながらライン像に対応する断層の干渉信号を連続的に取得していく。そして、画像取得領域の干渉信号群を取得した後、再度同じ干渉信号群を取得する操作を繰り返す。以上に述べた干渉信号の取得方法を行うことにより、画像取得領域をライン像で走査する間にΔｔを設けることが可能となり、Ｌ−ＯＣＴにおいてもモーションコントラストを得ることができる。
According to this embodiment, such a state can be avoided. That is, at the time of imaging an OCTA image, interference signals from the same slice are not continuously acquired, but line images are continuously shifted (offsetd) and interference signals are continuously acquired from the individual slices. ing. Then, after acquiring interference signals from each slice in the image acquisition range, acquisition of interference signals from the first slice is started again. Then, by repeating this operation, a plurality of interference signals from the same slice necessary for generating the motion contrast are acquired. Specifically, while the position of the
また、ライン像により繰り返し走査する領域を画像取得領域全体とするのではなく、例えば２つの断層分をライン像で走査し、この２つの断層からの干渉信号の取得を繰り返してもよい。即ち、第１の実施例と同様に、任意の数の断層に対応する領域を繰り返し走査の対象領域とし、該対象領域からの干渉信号の取得を繰り返す態様とすることもできる。本実施例の場合、この断層の数はライン像を一時的に停止して干渉信号を取得する位置の数に対応し、この位置を走査線とするとこの断層の数は第１の実施例における走査線セットにおける走査線の数に対応する。この対象領域を網羅する断層セットにおける断層（走査線）の数を適宜設定することによって、毛細血管等のモーションコントラストを取得するための下限値以上のΔｔを確保することが可能となる。また、該断層セットに含まれる断層の数を変えることで上述したΔｔを任意に設定することが可能となり、所望の血管等に対する明瞭なモーションコントラストを得ることができる。従って、Ｌ−ＯＣＴ装置において画像取得に要する時間を大きく変えることなく、且つ高感度にＯＣＴＡのための干渉信号を取得することができる。 In addition, instead of setting the area repeatedly scanned by the line image as the entire image acquisition area, for example, two tomographic images may be scanned by the line image, and acquisition of interference signals from the two tomographic images may be repeated. That is, as in the first embodiment, it is also possible to set an area corresponding to an arbitrary number of slices as a target area of repeated scanning, and to repeat acquisition of interference signals from the target area. In the case of the present embodiment, the number of slices corresponds to the number of positions at which the line image is temporarily stopped to acquire an interference signal. Assuming that the positions are scanning lines, the number of slices is as in the first embodiment. It corresponds to the number of scan lines in the scan line set. By appropriately setting the number of slices (scanning lines) in the slice set covering the target region, it becomes possible to secure Δt which is equal to or lower than the lower limit value for acquiring motion contrast of a capillary or the like. Further, by changing the number of slices included in the slice set, it is possible to set Δt as described above arbitrarily, and clear motion contrast to a desired blood vessel or the like can be obtained. Therefore, an interference signal for OCTA can be acquired with high sensitivity without largely changing the time required for image acquisition in the L-OCT apparatus.
Ｌ−ＯＣＴ装置では、これまでのスポット光を用いたＯＣＴ装置と比較して、一走査線からの干渉信号の取得が一点からの干渉信号の取得と略同じ操作で得られることから、画像取得範囲の全体領域からの干渉信号の取得時間を大きく短縮できる。このことは被検眼の固視微動等の影響が抑えられることを意味し、従来よりもよりよい条件で干渉信号が得られることを意味する。本実施例によれば、好適な干渉信号が取得できるＬ−ＯＣＴ装置においてモーションコントラストが得られるようになることにより、明瞭な断層像に基づいたより診断に適したＯＣＴＡ画像が得られる。 In the L-OCT apparatus, as compared with the OCT apparatus using the spot light so far, acquisition of the interference signal from one scanning line is obtained by substantially the same operation as acquisition of the interference signal from one point, so image acquisition The acquisition time of the interference signal from the entire area of the range can be greatly reduced. This means that the influence of the involuntary eye movement of the eye to be examined and the like can be suppressed, and that an interference signal can be obtained under better conditions than in the prior art. According to this embodiment, the motion contrast can be obtained in the L-OCT apparatus capable of acquiring a suitable interference signal, whereby an OCTA image more suitable for diagnosis based on a clear tomogram can be obtained.
以上に述べたように、本実施例における検査装置は、第１の実施例で述べた画像取得手段、制御手段、及び血管画像生成手段に加え、ライン像形成光学系２０１と信号取得手段とを備える。ライン像形成光学系２０１は、断層像が取得される眼底の断層に対応するように測定光のライン像を眼底上に形成する。ラインセンサ０４５、サンプリング部０５１及び制御手段０５４より構成される本実施例の信号取得手段は、眼底上から反射散乱して戻ってくるライン像の反射光を同時に検出して断層像を生成するための信号を取得する。
As described above, the inspection apparatus according to this embodiment includes the line image forming
［第３の実施例］
以下、図６乃至８を参照して、本発明の第３の実施例について説明する。上述した第１及び第２の実施例では、ＯＣＴＡ画像を得るための干渉信号の取得の繰り返しを、単独の走査線（断層）について行うのではなく複数の走査線（断層）をセットとしてこれら走査線セットからの干渉信号の取得を繰り返すこととしている。そして、この走査線セットに含まれる走査線の数を適切に設定することによって、Δｔの値を任意に設定可能としている。これに対して、本実施例では、ＯＣＴＡにおける画像取得範囲を複数の対象領域に分割し、個々の対象領域からのＯＣＴＡ画像の取得について該対象領域を順次オフセットさせながら行うこととしている。即ち、個々の対象領域に含まれる走査線の全てを測定光でスキャンする操作を繰り返すことで、該対象領域における同一走査線から得られる断層像間のΔｔを設定することとしている。そして、生成される異なる領域のＯＣＴＡ画像を合成させて、画像種得範囲全体のＯＣＴＡ画像を表示している。
Third Embodiment
Hereinafter, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In the first and second embodiments described above, the repetition of acquisition of the interference signal for obtaining the OCTA image is not performed on a single scanning line (tomographical line) but these scannings are performed by setting a plurality of scanning lines (tomographical line) as a set It is assumed that the acquisition of the interference signal from the line set is repeated. The value of Δt can be set arbitrarily by appropriately setting the number of scanning lines included in the scanning line set. On the other hand, in the present embodiment, the image acquisition range in OCTA is divided into a plurality of target areas, and acquisition of OCTA images from individual target areas is performed while sequentially offsetting the target areas. That is, by repeating the operation of scanning all the scanning lines included in each target area with the measurement light, Δt between tomographic images obtained from the same scanning line in the target area is set. And the OCTA image of the different area | region to be produced | generated is synthesize | combined, and the OCTA image of the whole image seeding range is displayed.
なお、本実施例において用いているＯＣＴ装置は第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。また、取得した断層像からＯＣＴＡ画像を生成する信号処理フローについても第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。以下では、第１の実施例との相違点である断層像取得用の測定光のスキャン制御について説明する。 In addition, since the OCT apparatus used in the present Example is the same as that of a 1st Example, description here is abbreviate | omitted. Further, the signal processing flow for generating an OCTA image from the acquired tomogram is also the same as that of the first embodiment, and therefore the description thereof is omitted here. In the following, scan control of measurement light for tomographic image acquisition, which is a difference from the first embodiment, will be described.
［撮影方法］
（断層像取得用のスキャン制御）
図６は、ＯＣＴＡ画像を取得するための画像取得範囲のＥｎＦａｃｅ画像６０１を示し、該画像取得範囲を分割する様式を説明する図である。ＥｎＦａｃｅ画像６０１中の黒く線状に示される部分が血管に対応する。図６に示すように、本実施例では、画像取得範囲をｌ（エル）個の対象領域に分割する。本実施例では、このｌ（エル）個の対象領域各々の中に第１の実施例で述べた走査線セットが配置される。
[Shooting method]
(Scan control for tomographic image acquisition)
FIG. 6 shows an
次に、図７の断層像の取得処理の手順を示すフローチャートを用いて、本実施例における断層像の撮像方法、具体的には干渉信号の取得方法について説明する。干渉信号の取得が開始されると、まずステップＳ７０１において、制御手段０５４は、ＯＣＴＡ画像を撮像する全体領域（画像取得範囲）をｌ（エル）分割する。そして、その各々を断層撮像の対象領域として設定し、インデックスｉを割り当てる。なお、個々の断層に対応する干渉信号の取得処理の詳細については、第１の実施例において述べているためにここでの詳細は省略する。 Next, a method of imaging a tomogram in the present embodiment, specifically, a method of acquiring an interference signal will be described using a flowchart showing the procedure of the process of acquiring a tomogram in FIG. 7. When acquisition of interference signals is started, first, in step S701, the control means 054 divides the entire area (image acquisition range) for imaging an OCTA image into 1 (L). Then, each of them is set as a tomographic imaging target area, and an index i is assigned. The details of the process of acquiring interference signals corresponding to individual slices are omitted in the first embodiment because they are described in the first embodiment.
続くステップＳ７０２において、制御手段０５４はモーションコントラストを得るための断層撮像の繰り返し回数ｍを設定し、これにインデックスｊを割り当てる。次のステップＳ７０３において、制御手段０５４は、個々の対象領域において走査線をオフセットさせていった場合の該対象領域内の走査線総数に対応するステップ数ｎを設定し、インデックスｋを割り当てる。ステップ数ｎは対象領域の各々に対して何本の走査線を配置し、いくつの走査線からの干渉信号を取得するかに対応する。従って、このステップ数ｎの設定に基づいて、ガルバノ駆動手段０６２は一走査線を測定光で走査した後にＹガルバノメトリックミラー０２４を駆動するオフセット角度を制御する。
In the following step S702, the control means 054 sets the number of repetitions m of tomographic imaging for obtaining motion contrast, and assigns an index j to this. In the next step S703, the control means 054 sets the number n of steps corresponding to the total number of scanning lines in the target area when the scanning lines are offset in each target area, and assigns the index k. The number of steps n corresponds to how many scanning lines are arranged for each of the target areas and how many scanning lines to obtain interference signals. Therefore, based on the setting of the step number n, the galvano driving means 062 controls the offset angle for driving the Y
ステップＳ７０４において、サンプリング部０５１は、ガルバノ駆動手段０６２によって駆動されたＹガルバノメトリックミラー０２４の指定された角度位置における干渉信号を取得する。これにより、対象領域における一つの走査線における断層像を生成するための干渉信号が取得される。次のステップＳ７０５において、制御手段０５４は、インデックスｋが所定数（ｎ）に到達したか否かを判断する。所定数に満たないと判断された場合、対象領域内でまだ干渉信号を取得していない走査線が存在していることとなる。このため、制御手段０５４はフローをステップＳ７０３に戻して、ガルバノ駆動手段０６２によりＹガルバノメトリックミラー０２４の角度位置を一走査線分オフセットさせる。オフセット後、フローはステップＳ７０４に進み、次の走査線における干渉信号の取得が継続される。ステップＳ７０５においてインデックスｋが所定数に到達したと判断された場合、対象領域内の全ての走査線からの干渉信号の取得が終了したとして、制御手段０５４はフローを次のステップＳ７０６へ進める。
In step S704, the sampling unit 051 acquires an interference signal at a designated angular position of the Y
ステップＳ７０６において、制御手段０５４は、インデックスｊが所定数（ｍ）に到達したか否かを判断する。所定数に満たないと判断された場合、対象領域における干渉信号の取得処理が所定の繰り返し回数に達していないこととなる。このため、制御手段０５４はフローをステップＳ７０２に戻して、測定光が該対象領域の走査開始位置に戻るように、ガルバノ駆動手段０６２によりＸガルバノメトリックミラー０２３及びＹガルバノメトリックミラー０２４を動作させる。そして、制御手段０５４は、同じ位置の対象領域に対する干渉信号の取得処理の繰り返しを行う。所定数に到達したと判断された場合、この対象領域からの必要な数の干渉信号の取得は終了したとして、制御手段０５４はフローを次のステップＳ７０７へ進める。
In step S706, the control means 054 determines whether the index j has reached a predetermined number (m). If it is determined that the number is less than the predetermined number, it means that the process of acquiring the interference signal in the target area has not reached the predetermined number of repetitions. Therefore, the control means 054 returns the flow to step S702, and operates the X
ステップＳ７０７において、制御手段０５４は、インデックスｉが所定数（ｌ）に到達したか否かを判断する。所定数に満たないと判断された場合、画像取得範囲からの干渉信号の取得が終了していないこととなる。このため、制御手段０５４はフローをステップＳ７０１に戻して、干渉信号の取得が終了した対象領域から次の対象領域へ干渉信号の取得範囲をオフセットさせて干渉信号の取得処理を継続する。具体的には、測定光が次の対象領域における走査開始位置に照射されるように、ガルバノ駆動手段０６２によりＸガルバノメトリックミラー０２３及びＹガルバノメトリックミラー０２４を動作させる。その後ステップＳ７０２以降の処理を実行させて次の対象領域における干渉信号の取得処理を行う。所定数に到達したと判断された場合、対象領域全てから必要な数の干渉信号が取得されたとして制御手段０５４はフローを先に進め、画像取得範囲における干渉信号の取得処理を終了する。
In
なお、図６に示すように、全体領域を分割して得られる対象領域は、相互に重畳する領域を設けるようにその範囲を指定してもよい。図８に、このようにして得られた対象領域を合成して画像取得範囲の全体領域のＯＣＴＡ画像を生成する方法を示す。なお、図８は、図６に例示したＥｎＦａｃｅ画像と同じ様式にて対象領域等の画像を示している。個々の対象領域についてのＥｎＦａｃｅ画像を生成してｉの順に応じて並べると、生成されるＥｎＦａｃｅ画像８０１−１〜８０１−ｉは図８（ａ）に示す状態で並ぶ。図６に例示したように重畳領域６０１−ｉを設けると、この重畳領域６０１−ｉの画像同士で位置合わせを行い、合成画像を生成することが容易となる。 As shown in FIG. 6, the target area obtained by dividing the entire area may have its range designated so as to provide mutually overlapping areas. FIG. 8 shows a method of combining the target areas obtained in this way to generate an OCTA image of the entire area of the image acquisition range. Note that FIG. 8 shows an image of a target area and the like in the same manner as the EnFace image illustrated in FIG. When EnFace images of individual target areas are generated and arranged according to the order of i, the generated EnFace images 801-1 to 801-i are arranged in the state shown in FIG. As illustrated in FIG. 6, when the overlapping area 601-i is provided, the images of the overlapping area 601-i are aligned with each other to easily generate a composite image.
対象領域の画像合成に際して、２つの重畳領域６０１−ｉの画像を比較して最も相関係数が高くなるように、一方の画像をＸ、Ｙ方向にシフトさせ、アフィン変換などにより画像を変形させることで位置合わせを行う。このような位置合せが終了し、個々の対象領域から得られたＥｎＦａｃｅ画像を繋ぎ合わせた状態を図８（ｂ）に示す。繋ぎ合わせ終了後、個々のＥｎＦａｃｅ画像間の境界を消去することにより、図８（ｃ）に示した合成画像８０１が得られる。
When combining the images of the target area, one image is shifted in the X and Y directions so that the correlation coefficient becomes highest by comparing the images of the two superimposed areas 601-i, and the image is deformed by affine transformation or the like. Perform alignment. The state where such an alignment is completed and the EnFace images obtained from the respective target areas are connected is shown in FIG. After completion of the connection, the boundary between the individual EnFace images is eliminated to obtain the
なお、本実施例では、ステップＳ７０３の説明で述べたように、対象領域における走査線の数ｎを任意に設定できることとしている。また、その際に分割数ｌ（エル）を合わせて変更することにより、ｌ×ｎで表せる画像取得範囲内の走査線の総数と一定とし、ＯＣＴＡ画像の取得時間と一定とすることを可能としている。しかし、本実施例では第１の実施例とは異なりｎの値のみを変更することも可能であり、これによりＯＣＴＡ画像の解像度とのトレードオフとしてΔｔの長時間化を進めることが可能となる。なお、本実施例は、第２の実施例において述べたＬ−ＯＣＴ装置を用いて実施することも可能である。 In the present embodiment, as described in the description of step S703, the number n of scanning lines in the target area can be arbitrarily set. At that time, by changing the number of divisions l (L) together, the total number of scanning lines in the image acquisition range which can be represented by l × n can be made constant, and the acquisition time of the OCTA image can be made constant. There is. However, unlike the first embodiment, it is possible to change only the value of n in this embodiment, which makes it possible to advance the time lengthening of Δt as a trade-off with the resolution of the OCTA image. . Note that this embodiment can also be implemented using the L-OCT apparatus described in the second embodiment.
以上に述べたように、本実施例によれば、個々の対象領域に対してＯＣＴＡ画像を生成した後に合成画像を生成し、画像取得範囲の全体領域のＯＣＴＡ画像を得ている。これにより、例えば同ラインの繰り返しによる撮影ではΔｔが短く、一方で全体領域を測定光で一度に走査して干渉信号を取得する処理を繰り返す撮影ではΔｔが長すぎる場合であっても、所望の画像取得範囲を所望のΔｔで撮影することが可能となる。即ち、上述した対象領域の数であるｌ（エル）、及び対象領域内の走査線の数（断層セットにおける断層の数）であるｎを変更することで、Δｔを変更することができる。従って、Δｔを常に下限値以上に設定することが可能となり、従来造影対象とすることが困難であった毛細血管であっても、モーションコントラストを得ることができる。また、所望のΔｔを設定することで観察したい血管等を絞ることが可能となり、血管造影における造影対象に対する自由度が確保しやすくなる。また、観察したい範囲が極端に狭くなった場合であっても、ｌ（エル）及びｎを適宜設定することにより最適なΔｔを設定してモーションコントラストを得ることが可能となる。 As described above, according to the present embodiment, the OCTA image is generated for each target region, and then the composite image is generated to obtain the OCTA image of the entire region of the image acquisition range. Thus, for example, in the case of imaging by repeating the same line, Δt is short, and on the other hand, in the case of imaging in which the entire area is scanned with measuring light at one time to acquire an interference signal, Δt is desired. It is possible to capture an image acquisition range at a desired Δt. That is, Δt can be changed by changing l (the number of target areas described above) and n which is the number of scanning lines in the target areas (the number of slices in the slice set). Therefore, Δt can always be set to the lower limit value or more, and motion contrast can be obtained even for capillaries that have conventionally been difficult to be targeted for contrast. Further, by setting a desired Δt, it is possible to narrow down a blood vessel or the like to be observed, and it becomes easy to secure a degree of freedom for an angiographic object in angiography. Further, even when the range to be observed becomes extremely narrow, it is possible to set the optimum Δt and obtain the motion contrast by appropriately setting l and L.
本実施例では、断層セットが配置される眼底上の領域は、一部が互いに重なるようにオフセットして配置される。信号処理手段０５３より構成される血管画像生成手段は、この眼底上の領域から得られた正面画像（ＥｎＦａｃｅ画像）の各々を用いて位置合わせを行って合成し、画像取得範囲の合成画像を生成する。なお、その際の正面画像は、図６に示したように合成画像を任意の方向に分割した部分領域画像である。なお、上述したように、血管の画像を生成、撮像する画像取得範囲（被撮像領域）の大きさが例えば分割した方向において縮小される場合がある。このように領域が変更された場合には、制御手段０５４は、対象領域を規定する断層セットに含まれる個々の断層の間隔を維持せずに変更する。このように、該被撮像領域の変更量に応じて断層セットの内の断層の数を維持することで、Δｔを維持することができる。
In the present embodiment, the regions on the fundus where the tomographic set is to be placed are offset so as to partially overlap each other. The blood vessel image generation unit configured by the
［第４の実施例］
以下に、図９を参照して、本発明の第４の実施例について説明する。上述した第３の実施例では、画像取得範囲を複数の対象領域に分割し、該対象領域内全域からの連続的な干渉信号の取得を繰り返して行って個々の対象領域についてのＯＣＴＡ画像を生成し、これらＯＣＴＡ画像を合成している。本実施例では、画像取得範囲を構成する断層の数をＴとした場合、例えば任意の数の断層を抽出し、画像取得範囲におけるこれらの断層に対応する走査線の干渉信号の連続的な取得を繰りかえすこととしている。即ち、第３の実施例では画像取得範囲を対象領域として分割していたものを、本実施例では特定の条件を満たした断層セット（走査線のセット）によって画像取得範囲の断層を分割している。
Fourth Embodiment
Hereinafter, a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In the third embodiment described above, the image acquisition range is divided into a plurality of target areas, and continuous acquisition of interference signals from the entire target area is repeated to generate an OCTA image for each target area. And these OCTA images are synthesized. In this embodiment, assuming that the number of slices constituting the image acquisition range is T, for example, an arbitrary number of slices are extracted, and continuous acquisition of interference signals of scanning lines corresponding to these slices in the image acquisition range It is supposed to be repeated. That is, in the third embodiment, the image acquisition area is divided into the target area, and in this embodiment, the tomography area of the image acquisition area is divided by the tomographic set (set of scanning lines) satisfying the specific condition. There is.
なお、本実施例において用いているＯＣＴ装置は第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。また、取得した断層像からＯＣＴＡ画像を生成する信号処理フローについても第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。以下では、実施例１及び３との相違点である断層像取得用の測定光のスキャン制御について説明する。 In addition, since the OCT apparatus used in the present Example is the same as that of a 1st Example, description here is abbreviate | omitted. Further, the signal processing flow for generating an OCTA image from the acquired tomogram is also the same as that of the first embodiment, and therefore the description thereof is omitted here. Below, scan control of measurement light for tomogram acquisition which is a difference with Examples 1 and 3 is explained.
本実施例における断層像の取得処理の手順を、図７に示すフローチャートを参照して説明する。本実施例の場合、ステップＳ７０１において、制御手段０５４は、撮影する全体領域に存在する断層をｌ（エル）個のグループ（断層セット）に分類する。そして、その各々を撮像の対象グループとして設定し、インデックスｉを割り当てる。図６を参照して説明すると、インデックスｉ＝１が割り当てられるグループは、例えば１番下の対象領域、２番目の対象領域、・・・ｌ（エル）番目の対象領域の各々における１番下の断層からなるグループとなる。インデックスｉ＝２が割り当てられるグループはこれら対象領域各々における下から２番目の断層からなるグループとなる。ここで、画像取得範囲である全体領域を構成する断層像群をＴ（ｙ）と表現すると、対象グループはインデックスｙ（１≦ｙ≦Ｙ）を分割数（因数）ｌで抽出処理した位置に設定される。ここで、Ｙは全体領域に割り振られている全断層数、即ち全走査線数を示す。なお、ステップＳ７０１以外のステップにて行われる処理は第３の実施例の場合と同様のため、ここでの説明は省略する。 A procedure of acquisition processing of a tomogram in the present embodiment will be described with reference to a flowchart shown in FIG. In the case of the present embodiment, in step S701, the control means 054 classifies the faults present in the entire area to be imaged into l (el) groups (tomogram sets). Then, each of them is set as an imaging target group, and an index i is assigned. Referring to FIG. 6, the group to which index i = 1 is assigned is, for example, the lowermost target region, the second target region,... Group of faults. The group to which the index i = 2 is assigned is a group consisting of the second lowest fault in each of these target areas. Here, when the tomogram group constituting the entire area which is the image acquisition range is expressed as T (y), the target group is at a position where the index y (1 ≦ y ≦ Y) is extracted by the division number (factor) l. It is set. Here, Y indicates the total number of slices allocated to the entire area, that is, the total number of scanning lines. The processes performed in steps other than step S701 are the same as in the third embodiment, and thus the description thereof is omitted here.
例えば、画像取得範囲において干渉信号の取得対象とする走査線の総数Ｔに対して因数ｌ（エル）を４枚とする。この場合、連続的に干渉信号を取得する走査線は（４×ｋ＋（i−４））番目の走査線となる。なお、この式においてｋは抽出した状態で連続的に干渉信号を取得する走査線のインデックスであり、１≦ｋ≦Ｙ／１である。また、ｉは連続して取得した干渉信号から生成した何番面のＯＣＴＡ画像であるかを示す数である。即ち、本実施例では、１枚目のＯＣＴＡ画像の生成のために、４つの走査線を飛ばして、１番目の走査線、５番目の走査線、９番目の走査線、・・・、Ｙ／ｌ（エル）番目の走査線の干渉信号を連続して取得する。そして、（４×Ｙ／ｌ−４）番目の走査線の干渉信号の取得後、再度１番目の走査線からの干渉信号の取得の繰り返しにはいる。第３の実施例に準ずれば、この繰り返し回数はｍ回となる。同様に、２枚目のＯＣＴＡ画像の生成に際しては、２番目の走査線、６番目の走査線、１０番目の走査線、・・・、（４×Ｙ／ｌ−３）番目の走査線の干渉信号を取得する。そして、その後再度２番目の走査線からの干渉信号の取得をｍ−１回繰り返す。即ち、本実施例では、この１、５、９、・・・、（４×Ｙ／ｌ−４）番目の走査線が第１グループの断層セットとなり、２、６、１０、…、（４×Ｙ／ｌ−３）番目の走査線が第２グループの断層セットとなる。 For example, it is assumed that the factor l (el) is four with respect to the total number T of scanning lines to be acquired for the interference signal in the image acquisition range. In this case, the scanning line for continuously acquiring the interference signal is the (4 × k + (i−4)) th scanning line. In this equation, k is an index of a scanning line for continuously acquiring an interference signal in the extracted state, and 1 ≦ k ≦ Y / 1. Also, i is a number indicating the number of the OCTA image generated from the continuously acquired interference signal. That is, in this embodiment, four scanning lines are skipped to generate the first OCTA image, and the first scanning line, the fifth scanning line, the ninth scanning line,. The interference signal of the / l (L) th scan line is continuously acquired. Then, after acquisition of the interference signal of the (4 × Y / l−4) -th scanning line, acquisition of the interference signal from the first scanning line is repeated again. According to the third embodiment, the number of repetitions is m. Similarly, when generating the second OCTA image, the second scan line, the sixth scan line, the tenth scan line,..., The (4 × Y / l−3) -th scan line Acquire an interference signal. After that, acquisition of the interference signal from the second scanning line is repeated m-1 times. That is, in the present embodiment, the first, second, third, and so on (4 × Y / l−4) scan lines become the first group of fault sets, and the second, sixth, tenth,. The (X / Y-3) -th scanning line is a tomographic set of the second group.
図９は、ｌ＝４で全体領域を間引き処理し、断層のグループを設定した場合に得られるＥｎＦａｃｅ画像９０１−１〜９０１−４の画像群と、これらを合成することで得られる合成画像９０１の例である。ＥｎＦａｃｅ画像９０１−１〜９０１−４の各々は、ＯＣＴＡ画像の生成に用いた断層像の数が合成画像の場合の１／４であるため、間引き処理を実行した方向の横分解能は低下する。しかし、一方で、合成画像の生成に用いる撮像範囲全体を写したＥｎＦａｃｅ画像の枚数が増えるため、これらを合成することでコントラストを向上させた画像を得ることが可能となる。なお、本実施例における合成処理では、各画像の位置合わせと共に積算処理を実行する。各画像の位置合わせは上述した第３の実施例の場合と同様であって、個々の画像の相関が最も高くなるように、画像のＸ、Ｙ方向のシフトやアフィン変換を実行する。 In FIG. 9, the whole area is thinned out at l = 4, and a group of images of EnFace images 901-1 to 901-4 obtained when a group of slices is set, and a composite image 901 obtained by combining these images An example of Each of the EnFace images 901-1 to 901-4 has a quarter of the number of tomograms used for generating the OCTA image in the case of the composite image, so the lateral resolution in the direction in which the thinning process is performed is reduced. However, on the other hand, since the number of EnFace images in which the entire imaging range used to generate a composite image is increased, it is possible to obtain an image with improved contrast by combining these. In addition, in the combining process in the present embodiment, the integration process is performed along with the alignment of each image. The alignment of each image is the same as in the third embodiment described above, and the shift of the images in the X and Y directions and the affine transformation are performed so that the correlation between the individual images is maximized.
以上に述べたように、本実施例によっても、第３の実施例と同様に、Δｔを常に下限値以上に設定することが可能となり、従来造影対象とすることが困難であった毛細血管であっても、モーションコントラストを得ることができる。また、所望のΔｔを設定することで観察したい血管等を絞ることが可能となり、血管造影における造影対象に対する自由度が確保しやすくなる。また、観察したい範囲が極端に狭くなった場合であっても、最適なΔｔを設定してモーションコントラストを得ることが可能となる。また、本実施例も、第３の実施例と同様に、第２の実施例において述べたＬ−ＯＣＴ装置を用いて実施することも可能である。 As described above, according to this embodiment, as in the third embodiment, Δt can always be set to the lower limit value or more, and the capillary blood vessel conventionally used to be a target of contrast enhancement is difficult. Even if it is, motion contrast can be obtained. Further, by setting a desired Δt, it is possible to narrow down a blood vessel or the like to be observed, and it becomes easy to secure a degree of freedom for an angiographic object in angiography. In addition, even when the range to be observed becomes extremely narrow, it is possible to set the optimum Δt and obtain the motion contrast. Moreover, as in the third embodiment, this embodiment can also be implemented using the L-OCT apparatus described in the second embodiment.
本実施例において、上述した断層セットは、所定の間隔を空けて配置される複数の断層より構成される。そして、本実施例において信号処理手段０５３より構成される血管画像生成手段は、断層セットから得られた画像取得範囲と略等しい領域から得られる、全ての断層より生成した正面像より解像度で劣った正面画像（ＥｎＦａｃｅ画像）各々を合成する。これにより、画像取得範囲において十分なモーションコントラストを有した合成画像を生成する。 In the present embodiment, the above-described fault set is composed of a plurality of faults arranged at predetermined intervals. The blood vessel image generating means constituted by the signal processing means 053 in this embodiment is inferior in resolution to the frontal images generated from all the tomographic images obtained from the area substantially equal to the image acquisition range obtained from the tomographic set. The frontal images (EnFace images) are synthesized. This generates a composite image having sufficient motion contrast in the image acquisition range.
［第５の実施例］
以下、図１０を参照して、本発明の第５の実施例について説明する。第２の実施例ではＬ−ＯＣＴ装置を用い、且つライン状の測定光の走査パターンを適宜変更することによってΔｔを任意に設定している。これに対して、本実施例では、走査パターンの変更ではなくＯＣＴＡ画像の生成に用いる断層像（干渉信号）の抜き出し様式を変更することによって実質的にΔｔの任意の設定を行っている。即ち、本実施例では、Δｔの調整としてガルバノメトリックミラー１２４の駆動制御を用いずに、連続的に取得される同一位置の断層像群から所定の因数で断層像を抽出する方法を用いる。
Fifth Embodiment
The fifth embodiment of the present invention will be described below with reference to FIG. In the second embodiment, an L-OCT apparatus is used, and .DELTA.t is arbitrarily set by appropriately changing the scanning pattern of the linear measurement light. On the other hand, in the present embodiment, substantially any setting of Δt is performed by changing the extraction pattern of the tomographic image (interference signal) used to generate the OCTA image, not changing the scanning pattern. That is, in this embodiment, a method of extracting a tomogram with a predetermined factor from a tomogram group at the same position continuously acquired without using the drive control of the
なお、本実施例では実施例２において用いたＬ−ＯＣＴ装置を用いるため、実施例２において用いた参照符号を用いることによってここでの装置の説明は省略する。また、取得した断層像からＯＣＴＡ画像を生成する信号処理フローについても基本的には第１の実施例と同様であるためここでの説明は省略する。以下では、第２の実施例との相違点であるＯＣＴＡ画像生成の際に用いる干渉信号の抜き出し様式（図４におけるステップＳ１０２）について説明する。なお、以降において、説明の容易化のために、抽出される対象を実際の干渉信号ではなく、干渉信号より生成される断層像として説明する。 In addition, since the L-OCT apparatus used in Example 2 is used in a present Example, description of an apparatus here is abbreviate | omitted by using the referential mark used in Example 2. FIG. Also, the signal processing flow for generating an OCTA image from the acquired tomogram is basically the same as that of the first embodiment, and therefore the description thereof is omitted here. Below, the extraction mode (step S102 in FIG. 4) of the interference signal used at the time of OCTA image generation which is a difference with a 2nd example is explained. In the following, for ease of explanation, the object to be extracted will be described as a tomographic image generated from an interference signal, not an actual interference signal.
図１０は、Ｌ−ＯＣＴ装置により連続的に取得される同一位置（同一の断層）の断層像群を示している。上述したように、Ｌ−ＯＣＴ装置による断層像の取得ではΔｔが非常に短いために、モーションコントラストが小さくなってしまう。そこで、本実施例では同一位置の断層像（ｉ＝１、２、３、…ｒ+２、ｒ+３、ｒ+４、…）を連続的に取得し、得られる断層画像群Ｔ（ｉ）に対して、良好なモーションコントラストを得るため、因数ｒで間引いた画像同士でモーションコントラストを計算する。即ち、図１０において、インデックスｉ＝１の断層像と比較しモーションコントラストを計算する対象となる断層像は、オフセット分ｒを加えたインデックスｉ＝ｒ＋２の断層像となる。 FIG. 10 shows a tomogram group at the same position (the same tomographic image) continuously acquired by the L-OCT apparatus. As described above, in the acquisition of a tomogram by the L-OCT apparatus, the motion contrast becomes small because Δt is very short. Therefore, in this embodiment, tomographic images (i = 1, 2, 3,... R + 2, r + 3, r + 4,...) At the same position are continuously acquired, and tomographic image groups T (i ), To obtain good motion contrast, motion contrast is calculated between the images thinned out by a factor r. That is, in FIG. 10, a tomogram which is a target for calculating a motion contrast as compared with a tomogram with index i = 1 is a tomogram with index i = r + 2 added with an offset amount r.
ここで、因数ｒは、インデックスｉ＝１の断層像とｉ＝ｒ＋２の断層像との間のΔｔとして、毛細血管等のモーションコントラストが得られる下限値以上の値のΔｔが得られるように設定される。これにより、従来のＬ−ＯＣＴ装置では得られなかったモーションコントラスト特徴量を求めることができ、該Ｌ−ＯＣＴ装置を用いたＯＣＴＡ画像の取得が可能となる。なお、因数ｒは、観察対象とする血管の径等に応じて、より好適なモーションコントラストが得られるΔｔに応じて設定されるとよい。 Here, the factor r is set so that Δt between the tomogram of index i = 1 and the tomogram of i = r + 2 can be obtained as Δt of the lower limit value at which the motion contrast of capillaries etc can be obtained. Be done. Thereby, a motion contrast feature amount which can not be obtained by the conventional L-OCT apparatus can be obtained, and acquisition of an OCTA image using the L-OCT apparatus becomes possible. The factor r may be set in accordance with Δt at which more preferable motion contrast can be obtained, in accordance with the diameter of the blood vessel to be observed.
即ち、間引きする因数ｒを順次変更しながら、所望のＯＣＴＡ画像が得られるような調整機構を装置に持たせてもよい。例えば、制御手段０５４はガルバノ駆動手段０６２に同一ラインの断層像を常に取得するように指令し、信号処理手段０５３により生成されるＯＣＴＡ画像をモニタ０５５にプレビュー表示させる。ユーザーはモニタ０５５上に表示されるＯＣＴＡ画像を見ながら因数ｒの設定を行い、最適な因数ｒの調整を行う。或いは、ユーザーの操作に頼らず、Ｌ−ＯＣＴ装置が自動的に因数ｒを設定しても良い。この場合、信号処理手段０５３がｒ＋１枚分隔てられた２枚の断層像間の相関値とモーションコントラストの代表値を保持しておき、一定の相関値を満たす画像同士の比較において、最もモーションコントラストが高くなる因数ｒを抽出する。
That is, while sequentially changing the thinning factor r, the apparatus may have an adjustment mechanism that can obtain a desired OCTA image. For example, the
また、因数ｒを調整するのではなく、因数ｒを順次変更しながら得られるＯＣＴＡ画像群を各々保存し、これら画像群に対して比較・解析を行っても良い。モーションコントラストは、血管内を流れる血流速度に依存する。このため、各々Δｔを変えて生成した複数のＯＣＴＡ画像を評価・解析することで、断層像内に存在する個々の血管内を流れる血流の評価を行うことが可能となる。例えば、因数ｒを順次変更しながら得られたＯＣＴＡ画像群において各画像における種々の径の血管像に関する画像評価指数を算出し、該画像評価指数が高い画像をモニタ０５５が表示することとすればよい。
In addition, instead of adjusting the factor r, the OCTA image groups obtained while sequentially changing the factor r may be stored, and comparison and analysis may be performed on these image groups. Motion contrast depends on the blood flow velocity flowing in the blood vessel. For this reason, it becomes possible to evaluate the blood flow which flows in each blood vessel which exists in a tomogram by evaluating and analyzing a plurality of OCTA images generated by changing each Δt. For example, in the OCTA image group obtained while sequentially changing the factor r, an image evaluation index regarding blood vessel images of various diameters in each image is calculated, and the
以上、本実施例によれば、Ｌ−ＯＣＴ装置により連続取得される断層像から、所定の因数ｎで抽出して得られた断層像を比較する。これにより、モーションコントラストを解析的に取得することが可能となる。なお、この場合、ｉ＝１とｉ＝ｒ＋２、ｉ＝ｒ＋２とｉ＝２ｒ＋３、・・・と抽出する場合、ｉ＝２とｉ＝ｒ＋３、ｉ＝ｒ＋３とｉ＝２ｒ＋４、・・・と抽出する場合、ｉ＝３とｉ＝ｒ＋４、・・・と抽出する場合も同じΔｔが得られる。従って、このように抽出した断層像より得た各モーションコントラストも、同じΔｔにより得られたモーションコントラストとして用いることができる。また、例えば１つのライン像から断層像を取得するために要する時間をΔｔａとすると、因数ｒを変更することにより、Δｔａ、２×Δｔａ、３×Δｔａ、・・・と異なるΔｔに基づいたモーションコントラスト画像が容易に得られる。そして、これらを選択することによって、太さ等の異なる血管の画像を生成することが可能となる。 As mentioned above, according to the present Example, the tomograms obtained by extracting by the predetermined factor n from the tomograms continuously acquired by the L-OCT apparatus are compared. This makes it possible to analytically obtain motion contrast. In this case, when extracting i = 1 and i = r + 2, i = r + 2 and i = 2r + 3,..., I = 2 and i = r + 3, i = r + 3 and i = 2r + 4,. In the case of extracting i = 3 and i = r + 4,..., The same .DELTA.t is obtained. Therefore, each motion contrast obtained from the tomographic image extracted in this way can also be used as the motion contrast obtained by the same Δt. Also, for example, assuming that the time required to acquire a tomogram from one line image is Δt a , Δt different from Δt a , 2 × Δt a , 3 × Δt a ,... By changing the factor r Motion contrast images are easily obtained. And by selecting these, it becomes possible to generate an image of blood vessels different in thickness and the like.
上述した第１、３及び４の実施例では、スポット光により眼底上の１点の深さ方向の干渉信号を取得し、この操作を測定光の走査方向において連続的に繰り返すことで所定の断層に対応する画像生成のための干渉信号を得ている。従って、ある断層を構成する１走査線からの干渉信号の取得から次の走査線からの干渉信号の取得の開始までには、上述した式（１）に示されるΔｔ１の時間間隔が必然的に発生する。 In the above-described first, third and fourth embodiments, an interference signal of one point in the depth direction on the fundus is acquired by the spot light, and this operation is continuously repeated in the scanning direction of the measurement light. Interference signals for image generation corresponding to. Therefore, a time interval of Δt 1 shown in the above-mentioned equation (1) is inevitable from the acquisition of the interference signal from one scanning line constituting a certain tomographic layer to the start of the acquisition of the interference signal from the next scanning line. Occurs on
これに対して、本実施例で用いたＬ−ＯＣＴ装置を用いて所定の断層からの干渉信号を得る場合、第１の実施例等の１走査線に対応する１ライン像の各位置からの干渉信号の取得は同時に行われる。また、測定光を走査線の走査開始位置まで戻す必要もなく、ライン像の照射位置をそのままにして次の干渉信号の取得を始められる。従って、Ｌ−ＯＣＴ装置の場合に発生するΔｔ１は式（１）におけるｔＡＣＱと同じになり、該Δｔはラインセンサ０４５のラインレートによって規定された上述したΔｔａとなる。このΔｔａはごく短時間であることから、因数ｒの変更によってΔｔは非常に細かく、且つ画像取得時間を大きく延長をすることなく変化させることが可能となる。即ち、Δｔ１が本来的にごく小さいＬ−ＯＣＴ装置において断層を間引くように干渉信号を取得してＯＣＴＡ画像を生成することにより、例えば種々の血管径の血管に対して最適な画像を提供することが可能となる。
On the other hand, when the L-OCT apparatus used in this embodiment is used to obtain an interference signal from a predetermined tomographic image, the position from one position of one line image corresponding to one scanning line in the first embodiment etc. The acquisition of the interference signal takes place simultaneously. In addition, it is not necessary to return the measurement light to the scanning start position of the scanning line, and acquisition of the next interference signal can be started with the irradiation position of the line image as it is. Therefore, Δt 1 generated in the case of the L-OCT apparatus is the same as t ACQ in equation (1), and Δt becomes the above-mentioned Δt a defined by the line rate of the
以上に述べたように、本実施例における検査装置は、画像取得手段、血管画像生成手段、及び制御手段０５４を備える。本実施例において、画像取得手段は、ラインセンサ０４５、サンプリング部０５１、制御手段０５４、及び信号処理手段０５３より構成され、測定光のライン像を眼底上に照射して該眼底の断層の断層像を連続的に取得する。そして、ライン像の延在方向に垂直な方向においてライン像を眼底上で走査して、眼底の３次元断層像を取得する。信号処理手段０５３より構成される血管画像生成手段は、連続的に取得された同一の断層の複数枚の断層像に基づいて、眼底内に走行する血管の画像を生成する。その際、制御手段０５４は、所定の時間間隔を空けて取得されている断層像を、連続的に取得された同一の断層の断層像から血管の画像の生成に用いる断層像として信号処理手段０５３に抽出させる。
As described above, the inspection apparatus in the present embodiment includes the image acquisition unit, the blood vessel image generation unit, and the
なお、抽出された断層像間にて眼底において位置変化する組織の変化を認識可能とする適当なモーションコントラスト特徴量を得るには、最低時間間隔が存在する。よって、制御手段０５４は、信号処理手段０５３に対して、この最低時間間隔以上となるように前述した所定の時間間隔を設定させる。また、制御手段０５４は、更に好適な血管画像を得るために、信号処理手段０５３に対して観察目的とする血管の径に応じるように所定の時間間隔を変更させるとよい。また、本実施例における検査装置は、生成された血管の画像を表示手段であるモニタ０５５に表示させる表示制御手段として機能する制御手段０５４を備える。この表示制御手段は、所定の時間を変えて得られた複数の血管の画像において、所望の血管の径に関する画像評価値の高い画像をモニタ０５５に表示させるとよい。
In addition, in order to obtain an appropriate motion contrast feature that can recognize a change in position-changed tissue in the fundus between the extracted tomographic images, there is a minimum time interval. Therefore, the control means 054 causes the signal processing means 053 to set the above-mentioned predetermined time interval to be equal to or more than the minimum time interval. Further, in order to obtain a more suitable blood vessel image, the control means 054 may change the predetermined time interval to the signal processing means 053 in accordance with the diameter of the blood vessel to be observed. In addition, the inspection apparatus in the present embodiment includes a
また、本実施例は、上述した第１〜第４の実施例と組み合わせることも可能である。即ち、第１の実施例等において測定光の繰り返し走査を行う際の断層セットについて、時間的に連続した断層セット群から所定の時間間隔を経る特定の断層セットを抜き出し、これら特定の断層セットにおける対応する断層間よりモーションコントラストを得てもよい。具体的には、例えば連続して取得された断層セット１、断層セット２、断層セット３、・・・、断層セットｎの断層セット群から、断層セット１、断層セット３、断層セット５、・・・を抜き出す。これにより、抜き出した断層セット間において存在するΔｔは、当初の断層セットにおける繰り返し走査で得ていたΔｔの２倍となる。このように、本実施例と先の実施例とを組み合わせることにより、実際に断層像の取得が終了した後であっても、任意のΔｔによるモーションコントラストの取得が可能となる。 Also, this embodiment can be combined with the first to fourth embodiments described above. That is, with respect to the tomographic sets at the time of repetitive scanning of the measurement light in the first embodiment etc., specific tomographic sets having predetermined time intervals are extracted from temporally continuous tomographic set groups, and Motion contrast may be obtained from between corresponding slices. Specifically, for example, from the fault set group of fault set 1, fault set 2, fault set 3,..., Fault set n acquired continuously, fault set 1, fault set 3, fault set 5,. Remove the. As a result, Δt existing between the extracted tomographic sets is twice as large as Δt obtained by the repetitive scanning in the initial tomographic set. As described above, by combining the present embodiment and the above-described embodiment, it is possible to obtain motion contrast by an arbitrary Δt even after actually obtaining a tomogram.
［その他の実施例］
なお、本発明は上述した実施例に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲内において、種々の変形或いは変更して実施することができる。例えば、上述した実施例では、被検眼の眼底が被検査物である場合について述べているが、眼以外の皮膚や臓器等の被検査物に本発明を適用することも可能である。この場合、本発明は眼科装置以外の、例えば内視鏡等の医療機器としての態様を有する。従って、本発明は眼科装置に例示される検査装置として把握され、被検眼眼底は被検査物の一態様として把握されることが望ましい。
[Other embodiments]
The present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications or changes can be made without departing from the scope of the present invention. For example, although the case where the fundus of the subject's eye is the subject is described in the above-described embodiment, the present invention can be applied to the subject such as skin and organs other than the eye. In this case, the present invention has an aspect as a medical device such as an endoscope other than the ophthalmologic apparatus. Therefore, it is desirable that the present invention be grasped as an examination device exemplified in an ophthalmologic apparatus, and the fundus of the eye to be examined be grasped as one aspect of the examination object.
また、本発明は、上述の実施例の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給する態様ともできる。該態様においては、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも、本発明が実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。即ち、コンピュータが読み出したプログラムコードを実行することにより、コンピュータ上で稼動しているオペレーティングシステム（ＯＳ）等が実際の処理の一部又は全部を行い、その処理によって上述した実施例の機能が実現される場合も含まれる。更に、記録媒体から読み出したプログラムコードが、コンピュータ付属の機能拡張カードや機能拡張ユニット内のメモリに書込まれ、該拡張カードや拡張ユニット内の演算装置が実際の処理の一部か全部を行い、上述した実施例の機能が実現される場合も含む。また、本発明を該記録媒体に適用する場合、その記録媒体には、先に説明した図に対応したプログラムコードが格納されることになる。以上より、本発明は、上述した各手段による工程或いは処理をコンピュータ実行させる検査装置の制御方法を構成する。 Furthermore, the present invention can also be an aspect of supplying a program that implements one or more functions of the above-described embodiments to a system or apparatus via a network or a storage medium. In this aspect, the present invention can also be realized by a process in which one or more processors in a computer of the system or apparatus read out and execute a program. It can also be implemented by a circuit (eg, an ASIC) that implements one or more functions. That is, by executing the program code read by the computer, an operating system (OS) or the like running on the computer performs a part or all of the actual processing, and the processing of the above-described embodiment is realized by the processing. The case of being included is included. Furthermore, the program code read out from the recording medium is written to the memory in the function expansion card or function expansion unit attached to the computer, and the expansion card or the arithmetic unit in the expansion unit performs part or all of the actual processing. Also includes the case where the functions of the above-described embodiment are realized. When the present invention is applied to the recording medium, the recording medium stores program codes corresponding to the figures described above. As described above, the present invention constitutes a control method of an inspection apparatus which causes a computer to execute the process or process by each means described above.
以上、実施例を参照して本発明について説明したが、本発明は上述した実施例に限定されるものではない。本発明の趣旨に反しない範囲で変更された発明、及び本発明と均等な発明も本発明に含まれる。また、上述の各実施例は、本発明の趣旨に反しない範囲で適宜組み合わせることができる。 Although the present invention has been described above with reference to the examples, the present invention is not limited to the above-described examples. Inventions modified without departing from the spirit of the present invention and inventions equivalent to the present invention are also included in the present invention. The above-described embodiments can be combined as appropriate without departing from the spirit of the present invention.
１０２、２０２ サンプル光学系
１０３、２０３ 参照光学系
１０４、２０７ 撮像光学系
００１ 光源
００２ カプラ
１０５ ビームスプリッタ
０２７ 被検眼
０５１ サンプリング部
０５２ メモリ
０５３ 信号処理手段
０５４ 制御手段
０５５ モニタ
０５６ 操作入力手段
102, 202 Sample
Claims (19)
複数の異なる断層からなる断層セットにおいて前記断層像を取得する断層の位置を順次変更しながら前記複数の異なる断層の断層像を連続的に取得した後に、前記断層セットにおける前記複数の異なる断層像の取得を繰り返すように、前記画像取得手段を制御する制御手段と、
同一の断層の断層像として取得される複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、を備えることを特徴とする検査装置。 An image acquisition unit configured to scan the measurement light on the inspection object to acquire a tomographic image of the inspection object;
After sequentially acquiring tomograms of the plurality of different tomograms while sequentially changing the positions of the tomograms to be acquired in the plurality of tomograms of the plurality of tomograms, the plurality of tomograms of the plurality of tomograms A control unit that controls the image acquisition unit so as to repeat acquisition;
And a blood vessel image generation unit configured to generate an image of a blood vessel traveling in the inspection object based on a plurality of tomographic images acquired as the same tomographic image of a tomographic image.
前記被検査物上から反射散乱して戻ってくる前記ライン像の反射光を同時に検出して前記断層像を生成するための信号を取得する信号取得手段と、を更に備えることを特徴とする請求項１乃至７の何れか１項に記載の検査装置。 A line imaging optical system for forming a line image of the measurement light on the inspection object so as to correspond to the tomographic layer;
And a signal acquiring unit that simultaneously detects the reflected light of the line image reflected and scattered from the object to be inspected and generating a tomogram. The inspection apparatus according to any one of Items 1 to 7.
同一の断層の断層像として前記連続的に取得された複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、
所定の時間間隔を空けて取得されている断層像を、前記連続的に取得された複数枚の断層像から前記血管の画像の生成に用いる断層像として前記血管画像生成手段に抽出させる制御手段と、を備えることを特徴とする検査装置。 A line image of measurement light is irradiated onto the inspection object to continuously acquire a tomogram of the inspection object, and the line image is scanned on the inspection object to obtain a three-dimensional tomogram of the inspection object Image acquisition means for acquiring
Blood vessel image generation means for generating an image of a blood vessel traveling in the inspection object based on the plurality of tomographic images continuously acquired as the same tomographic image of the tomographic image;
And control means for causing the blood vessel image generation means to extract the tomograms obtained at predetermined time intervals from the plurality of continuously acquired tomograms as tomograms used for generating the image of the blood vessel. An inspection apparatus comprising:
前記表示制御手段は、前記所定の時間を変えて得られた複数の前記血管の画像において所望の血管の径に関する画像評価値の高い画像を前記表示手段に表示させることを特徴とする請求項１３乃至１５の何れか１項に記載の検査装置。 The apparatus further comprises display control means for displaying on the display means the generated image of the blood vessel.
The display control means causes the display means to display an image having a high image evaluation value regarding the diameter of a desired blood vessel in the plurality of blood vessel images obtained by changing the predetermined time. The inspection apparatus according to any one of items 1 to 15.
同一の断層の断層像として取得される複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、を備えた検査装置において、
複数の異なる断層からなる断層セットにおいて前記断層像を取得する断層の位置を順次変更しながら前記複数の異なる断層の断層像を連続的に取得した後に、前記断層セットにおける前記複数の異なる断層像の取得を繰り返す工程、を含むことを特徴とする検査装置の制御方法。 An image acquisition unit configured to scan the measurement light on the inspection object to acquire a tomographic image of the inspection object;
An examination apparatus comprising blood vessel image generating means for generating an image of a blood vessel traveling in the inspection object based on a plurality of tomographic images acquired as the same tomographic image of a tomographic image;
After sequentially acquiring tomograms of the plurality of different tomograms while sequentially changing the positions of the tomograms to be acquired in the plurality of tomograms of the plurality of tomograms, the plurality of tomograms of the plurality of tomograms Controlling the inspection apparatus, including the step of repeating acquisition.
同一の断層の断層像として前記連続的に取得された複数枚の断層像に基づいて、前記被検査物内に走行する血管の画像を生成する血管画像生成手段と、を備えた検査装置において、
所定の時間間隔を空けて取得されている断層像を、前記連続的に取得された複数枚の断層像から前記血管の画像の生成に用いる断層像として前記血管画像生成手段に抽出させる工程、を含むことを特徴とする検査装置の制御方法。 A line image of measurement light is irradiated onto the inspection object to continuously acquire a tomogram of the inspection object, and the line image is scanned on the inspection object to obtain a three-dimensional tomogram of the inspection object Image acquisition means for acquiring
An examination apparatus comprising blood vessel image generation means for generating an image of a blood vessel traveling in the inspection object based on the plurality of tomographic images continuously acquired as the same tomographic image of the tomographic image;
Allowing the blood vessel image generation means to extract the tomograms obtained at predetermined time intervals from the plurality of continuously acquired tomograms as tomograms used for generating the image of the blood vessel A control method of an inspection device characterized by including.
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