JP2019088382A - Image processing device, ophthalmologic imaging device, image processing method, and program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、画像処理装置、眼科撮影装置、画像処理方法、及びプログラムに関する。 The present invention relates to an image processing apparatus, an ophthalmologic imaging apparatus, an image processing method, and a program.
現在、低コヒーレント光による干渉を利用した光干渉断層撮影法（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）を用いる装置（以下、ＯＣＴ装置）が実用化されている。このようなＯＣＴ装置では、被検査物に入射する光の波長程度の分解能で断層画像を取得できるため、例えば眼底を撮影して網膜層内部の状態を高解像度で３次元的に観察することができる。 At present, a device using an optical coherence tomography (OCT) (hereinafter referred to as an OCT device) using interference by low coherent light has been put to practical use. In such an OCT apparatus, a tomographic image can be obtained with a resolution of the wavelength of light incident on the inspection object, so for example, photographing the fundus and observing three-dimensionally the state inside the retinal layer with high resolution it can.
例えば眼底の断層画像を撮影するＯＣＴ装置は、被検眼眼底に照射した測定光の反射散乱光と、測定光と参照光との光路長差とに基づいて断層画像を生成する。この反射散乱光は、測定光の光軸方向である眼底の深さ方向の情報を含む。そして、例えば眼底の深さ方向を縦軸とし、この深さ方向の情報から得た輝度に例示される断層情報を、該縦軸とは垂直な方向の横軸上で平行に並べることで断層画像を生成する手法が一般的に行われている。これに対し、実際には測定光は被検眼における測定光の入射点（ピボットポイント）を中心として眼底上の各位置に照射されており、この断層情報は極座標上に配列している。そのため、一般的な手法により生成された断層画像は眼底の湾曲を反映した実形状・実寸法を示していなかった。特許文献１では、このような状況に鑑み、眼底の実形状に近い断層画像を再現するために断層情報を湾曲補正し、実形状に近いより解剖学的な形状を表す方法が開示されている。
For example, an OCT apparatus that captures a tomographic image of the fundus generates a tomographic image based on the reflected and scattered light of the measurement light irradiated to the fundus of the eye to be examined and the optical path length difference between the measurement light and the reference light. The reflected and scattered light includes information in the depth direction of the fundus, which is the direction of the optical axis of the measurement light. Then, for example, the depth direction of the fundus is taken as the vertical axis, and tomographic information exemplified by the luminance obtained from the information in the depth direction is arranged in parallel on the horizontal axis in the direction perpendicular to the vertical axis. Methods for generating an image are generally performed. On the other hand, the measurement light is actually irradiated to each position on the fundus around the incident point (pivot point) of the measurement light in the eye to be examined, and the tomographic information is arranged in polar coordinates. Therefore, the tomographic image generated by the general method did not show the actual shape and actual size reflecting the curvature of the fundus. In view of such a situation,
上述した従来のＯＣＴで撮影された断層画像の比較では、同一機種で撮影された同一被検眼における比較的短期間の経過観察には有用である。ここで、ＯＣＴ装置により得た断層画像の表示では、測定光と参照光との光路長差を縦軸とし且つ走査方向の走査範囲を横軸として断層情報を画像化して表示している。このため、撮影した装置が異なる場合や、長期間にわたって眼軸長が伸びたような被検眼、或いは眼球直径がもともと異なる他眼同士では、画像の縦横のスケールが異なるため定量的な比較はできない。また、特許文献１の技術では、各被検眼に合わせて湾曲を補正して断層画像の表示を行っているが、補正により得られた複数の画像の表示様式についても特段の考慮はされていない。
The comparison of tomographic images captured by the conventional OCT described above is useful for a relatively short-term follow-up observation of the same subject eye captured by the same model. Here, in the display of the tomographic image obtained by the OCT apparatus, tomographic information is imaged and displayed with the optical path length difference between the measurement light and the reference light as the vertical axis and the scanning range in the scanning direction as the horizontal axis. Therefore, quantitative comparisons can not be made because the vertical and horizontal scales of the image are different between the subject's eye to be examined when the axial length is extended over a long period of time or the other eye originally has a different eyeball diameter. . Further, in the technology of
本発明はこのような状況に鑑みたものであって、異なる被検眼より得た断層画像同士や、異なるＯＣＴ装置より得た断層画像同士の比較を容易にする画像処理装置、眼科撮影装置、画像処理方法、及びプログラムの提供を目的とする。 The present invention has been made in view of such a situation, and it is an image processing apparatus, an ophthalmologic imaging apparatus, and an image that facilitate comparison of tomographic images obtained from different eyes to be examined and tomographic images obtained from different OCT apparatuses. The purpose is to provide a processing method and program.
上記課題を解決するために、本発明の一態様に係る画像処理装置は、
被検査物の正規化された断層データを取得する断層データ取得手段と、
前記断層データと比較する正規化された比較対象データを取得する比較データ取得手段と、
前記断層データ及び前記比較対象データより各々対応する比較用画像データを生成する生成手段と、を備え、
前記生成手段は、前記断層データと前記比較対象データとを比較する際の比較項目に応じて、前記断層データ及び前記比較対象データの少なくとも一方より生成する断層画像の表示様式を変更する情報を、前記対応する比較用画像データに付与することを特徴とする。
In order to solve the above-mentioned subject, the image processing device concerning one mode of the present invention is:
Tomographic data acquisition means for acquiring normalized tomographic data of an object to be inspected;
Comparison data acquisition means for acquiring normalized comparison target data to be compared with the tomographic data;
Generating means for generating comparison image data respectively corresponding to the tomographic data and the comparison target data;
The generation unit is configured to change the display mode of the tomographic image generated from at least one of the tomographic data and the comparison target data according to a comparison item when comparing the tomographic data and the comparison target data. It is characterized in that it is added to the corresponding comparison image data.
本発明によれば、異なる被検眼より得た断層画像同士や、異なるＯＣＴ装置より得た断層画像同士の比較が容易になる。 According to the present invention, it is easy to compare tomographic images obtained from different eyes to be examined and tomographic images obtained from different OCT apparatuses.
以下、本発明を実施するための例示的な形態について添付図面を参照して詳細に説明する。ただし、以下の実施例で説明される寸法、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。本発明では、眼球形状が異なる被検眼の断層画像同士や、異なるＯＣＴ装置で撮影された断層画像同士の比較を容易とする。このために、各々の断層データから直接断層画像を生成するのではなく、正規化された断層データを用い、検者がこれらを用いて任意の断層画像と比較対象となる断層画像との比較を容易とする表示様式に則った画像データを生成する。 Hereinafter, exemplary embodiments for implementing the present invention will be described in detail with reference to the attached drawings. However, the 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. In the present invention, it is easy to compare tomographic images of eye to be examined having different eyeball shapes and tomographic images captured by different OCT apparatuses. For this purpose, instead of generating tomographic images directly from each tomographic data, using the normalized tomographic data, the examiner uses them to compare the tomographic images to be compared with any tomographic image. Generate image data according to the display style to be made easy.
＜断層画像を撮影したＯＣＴ装置の概略構成＞
図１を参照して、本実施例において断層画像の撮影に用いられるＯＣＴ装置（眼科撮影装置）及び該ＯＣＴ装置で実行される画像処理方法の一例の各工程について説明する。なお、ＯＣＴ装置は、ＴＤ−ＯＣＴ（Ｔｉｍｅ ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）と、ＦＤ−ＯＣＴ（Ｆｏｕｒｉｅｒ ｄｏｍｅｉｎ ＯＣＴ）の２種に大別される。広帯域な光源とマイケルソン干渉系とを組み合わせたＴＤ−ＯＣＴでは、参照光路の遅延を走査することで信号光路の後方散乱光との干渉光を計測し、深さ分解の情報を得ることができる。また、ＦＤ−ＯＣＴは、ＳＤ−ＯＣＴ（Ｓｐｅｃｔｒａｌ ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）と、ＳＳ−ＯＣＴ（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ）を含む。ＳＤ−ＯＣＴは、広帯域光源を用いて分光器でインターフェログラムを取得する。ＳＳ−ＯＣＴは、高速波長掃引光源を用いることで、単一チャネル光検出器でスペクトル干渉を計測する。本実施例ではＳＤ−ＯＣＴ装置を用いて被検眼の断層画像を取得する例について説明する。
<Schematic Configuration of OCT Apparatus Taking a Tomographic Image>
An OCT apparatus (ophthalmologic imaging apparatus) used for capturing a tomographic image in the present embodiment and each process of an example of an image processing method executed by the OCT apparatus will be described with reference to FIG. 1. In addition, an OCT apparatus is divided roughly into two types, TD-OCT (Time domain OCT), and FD-OCT (Fourier domein OCT). In TD-OCT combining a broadband light source and a Michelson interference system, interference light with backscattered light in the signal light path can be measured by scanning the delay of the reference light path, and information on depth resolution can be obtained. . Moreover, FD-OCT includes SD-OCT (Spectral domain OCT) and SS-OCT (Swept Source OCT). SD-OCT acquires interferograms with a spectrometer using a broadband light source. SS-OCT measures spectral interference with a single channel photodetector by using a fast wavelength swept source. In the present embodiment, an example of acquiring a tomographic image of an eye to be examined using an SD-OCT apparatus will be described.
図１に示すＯＣＴ装置（眼科撮影装置）１００には、撮影装置１０００、制御部（画像処理装置）１９、表示部２０、及びポインティングデバイス２５が設けられている。撮影装置１０００には、光源１、光分岐部３、サンプルアーム１００１、参照アーム１００２、及び分光器１００３が設けられている。
An
光源１は、光（低コヒーレンス光）を発生させるための光源である。本実施例では、光源１として、中心波長８５０ｎｍ、帯域５０ｎｍの光を発するＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）光源を用いる。なお、光源１には、ＡＳＥ（Ａｍｐｌｉｆｉｅｄ Ｓｐｏｎｔａｎｅｏｕｓ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ）光源も適用することができる。このように、光源１は、低コヒーレンス光を発生させることのできるものであればよい。さらに、光源１から発生する光の波長は、特に制限されるものではないが、被検査物に応じて４００ｎｍから２μｍの範囲で選択される。波長の帯域は広いほど縦分解能がよくなる。一般的に中心波長が８５０ｎｍの光を光源が射出するとした場合、得られる断層画像において、５０ｎｍの帯域では６μｍの縦分解能が、１００ｎｍの帯域では３μｍの縦分解能が得られる。
The
導光部２，４，１０，１４は、光ファイバー等で構成される。光源１が発した光は、導光部２により光分岐部３に導かれる。光分岐部３は、ファイバーカプラなどで構成されることができる。なお、光分岐部３において光源からの光束が分岐された２つの光路に向けて分割される際の分割の比率は被検査物に合わせて任意に選択されることができる。
The
光分岐部３により導光部４側に分岐された光路上には、コリメータレンズ５、光走査部６、フォーカスレンズ７、波長分岐ミラー８、及び対物レンズ９が設けられたサンプルアーム１００１が配置されている。光走査部６には、光軸方向に隣接して配置（タンデム配置）された、互いに直交するＸ，Ｙ方向に測定光をそれぞれ走査するガルバノミラー又は共振ミラー等のＸスキャンミラー及びＹスキャンミラーが適用される。波長分岐ミラー８は、光源１が発した光（波長：λ=８００〜９００ｎｍ）を透過し、前眼部照明の光（λ=９４０ｎｍ）を反射する。導光部４に導かれた光は、測定光としてサンプルアーム１００１を通り被検眼Ｅの眼底Ｅｆに達する。なお、フォーカスレンズ７は、制御部１９によって制御される不図示のモータ等によって光軸方向に移動可能なように配置されている。
A
光分岐部３により導光部１０側に分岐された光路上には、コリメータレンズ１１及び参照ミラー１２が設けられた参照アーム１００２が配置されている。参照ミラー１２は、直動ステージ１３上に配置されている。直動ステージ１３を光軸方向に移動し、参照ミラー１２の位置を移動させることにより、参照アーム１００２の光路長を調整することができる。直動ステージ１３は、制御部１９によって制御される不図示のモータ等によって光軸方向に移動可能とされている。
A
光分岐部３により導光部１４側に分岐された光路上には、分光器１００３が設けられている。分光器１００３にはコリメータレンズ１５、回折格子であるグレーティングやプリズム等で構成される分光部１６、結像レンズ１７、及びＣＭＯＳやＣＣＤ等の光電変換素子を有する撮影部１８が設けられている。被検眼Ｅからの測定光の戻り光及び参照光は、光分岐部３において合波されて干渉光となる。干渉光は、光分岐部３に接続された導光部１４により、分光器１００３に導かれる。分光器１００３の撮影部１８は干渉光を検出することで、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの撮影を行う。撮影部１８から出力される干渉信号は制御部１９に伝えられ、制御部１９は干渉信号に基づいて断層画像を生成する。
A
対物レンズ９の周りには、前眼部照明光源２１ａ，２１ｂが配置されている。これらの光源により照明された被検眼Ｅの前眼部からの戻り光は、対物レンズ９を通り、波長分岐ミラー８により反射され、レンズ２２により二次元の撮影部２３の撮影面に結像する。また、撮影部２３から出力された映像信号は制御部１９に伝えられ、制御部１９は撮影部２３からの出力に基づいて前眼部画像を生成する。
Around the objective lens 9, anterior eye
制御部（画像処理装置）１９には、取得部１９１、画像生成部１９２、正規化部１９３、駆動制御部１９４、記憶部１９５、及び表示制御部１９６が設けられている。また、制御部１９には、上述したように、光走査部６、直動ステージ１３、及び撮影部１８，２３が接続されている。
The control unit (image processing apparatus) 19 is provided with an
取得部（取得手段）１９１は、光走査部６からの走査角度に関する情報や撮影部１８からの干渉信号、撮影部２３からの映像信号等を取得する。画像生成部（生成手段）１９２は、取得部１９１で取得した各種信号から断層画像や前眼部画像を生成する。正規化部１９３は、後述の方法によって、撮影装置１０００により撮影された断層画像の断層データを正規化する。
An acquisition unit (acquisition unit) 191 acquires information on the scanning angle from the light scanning unit 6, an interference signal from the
駆動制御部１９４は、光走査部６やフォーカスレンズ７、直動ステージ１３、サンプルアーム１００１を駆動する不図示のステージ等の制御を行う。記憶部１９５は、制御部１９に入力された被検者の情報、制御部１９で生成した各種画像、及び制御部１９を機能させるためのプログラム等を記憶する。表示制御部（表示制御手段）１９６は、制御部１９に接続される表示部２０の表示の制御を行う。
The
画像生成部１９２には、算出部１９７及び表示様式選択部１９８が設けられている。算出部（算出手段）１９７は、正規化部１９３で取得した正規化された断層データを用いて、特定の断層画像と比較対象となる断層画像との相違点或いは一致点を検者が認識容易となる画像を生成する。表示様式選択部（選択手段）１９８は、記憶部１９５に記憶された複数の表示様式から、検者による任意の表示様式の選択を可能とする。検者は、確認したい特定の断層画像と比較対象となる断層画像との相違点或いは一致点が認識容易となる表示様式を、この表示様式選択部１９８を用いて選択する。なお、この表示様式選択部１９８は、検者による選択に限られず、予め定められた表示様式から、例えばＲＰＥ（網膜色素上皮）等特定の層の指定に応じ、２つの断層画像における当該層の比較に適した表示様式を制御部１９が選択することとしてもよい。
The
本実施例で述べた制御部１９の各構成要素は、制御部１９のＣＰＵやＭＰＵで実行されるモジュールによって構成することができる。また、制御部１９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。記憶部１９５は、メモリー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。なお、記憶部１９５は外付けの記憶装置・記憶媒体として制御部１９に接続されていてもよい。
Each component of the
また、制御部１９には、表示部２０及びマウス等のポインティングデバイス２５が接続されている。表示部（表示手段）２０は、制御部１９から出力される各種画像や被検者の情報等を表示する。ポインティングデバイス２５は、ユーザが制御部１９へ入力を行う際の入力手段として機能する。
Further, the
次に、上述したＯＣＴ装置１００を用いて、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの網膜の断層画像を撮影するための撮影方法について説明する。被検眼Ｅを撮影装置１０００の前に配置した後、ＯＣＴ装置１００では前眼部照明光源２１ａ，２１ｂを発した光により前眼部を照明する。照明された前眼部からの戻り光は、対物レンズ９を通り、波長分岐ミラー８により反射されて、レンズ２２により、撮影部２３の撮影面に結像する。制御部１９の取得部１９１は、撮影部２３からの映像信号を取得し、画像生成部１９２は取得した映像信号をデジタルデータにリアルタイムに変換し、前眼部画像を生成する。
Next, an imaging method for imaging a tomographic image of the retina of the fundus oculi Ef of the eye to be examined E will be described using the above-described
なお、制御部１９は、この被検眼Ｅの前眼部画像の内の特に虹彩の模様より、被検眼Ｅの偏心、及びピントの状態を判定することもできる。撮影装置１０００において、撮影部２３の中心とサンプルアーム１００１の光学系の光軸は一致するように調整されている。そのため、撮影部２３で撮影された前眼部画像の瞳孔中心と前眼部画像の中心との偏心量は被検眼Ｅとサンプルアーム１００１の光学系の偏心量に相当する。前眼部画像は、表示部２０の表示領域２０ａに表示され、検者は、前眼部画像により光軸偏芯を確認することができる。
The
撮影装置１０００におけるサンプルアーム１００１の光学系は、被検眼Ｅに対し、上下左右、さらに光軸方向に位置調整可能なように不図示のステージ上に配置されている。駆動制御部１９４は、通常の断層画像の撮影において、瞳孔中心と測定光の光軸が一致するように、サンプルアーム１００１の光学系の上下左右の位置を調整するとともに、虹彩の模様のコントラストが最も高くなるように、光軸方向の位置調整を行う。以下、駆動制御部１９４による、撮影装置１０００と被検眼Ｅの位置合わせをオートアライメントという。これにより、虹彩と同一面である被検眼Ｅの瞳孔とサンプルアーム１００１の光学系の対物レンズ９との距離（ワーキングディスタンス）は一定に保たれる。
The optical system of the
オートアライメントにより偏心量が所定の値以下になると、ＯＣＴ装置１００は、光源１を点灯し、アライメント用の断層画像の撮影を開始する。光源１からの光は、導光部２により光分岐部３に導かれる。光分岐部３は、導光部２からの光を、導光部４と導光部１０に導かれる光量の比が、例えば１：９になるように分割する。導光部４側に導かれた測定光は、ファイバー端４ａに達する。ファイバー端４ａを点光源として射出された測定光は、コリメータレンズ５により平行光に変換され、光走査部６のＸスキャンミラーにより走査される。平行光とされた測定光は、フォーカスレンズ７及び波長分岐ミラー８を透過し、対物レンズ９により被検眼Ｅの瞳孔より眼底Ｅｆに照射され、眼底Ｅｆ上を走査される。
When the amount of eccentricity becomes equal to or less than a predetermined value by auto alignment, the
眼底Ｅｆの網膜を構成する複数の層で反射・散乱された戻り光は、入射時と同一の光路を戻り、コリメータレンズ５を経てファイバー端４ａより導光部４に入射して、光分岐部３に導かれる。光分岐部３に至った戻り光は後述する参照光と合波されて干渉光となり、干渉光として導光部１４を経てファイバー端１４ａより分光器１００３に出射される。分光器１００３に出射した戻り光は、コリメータレンズ１５により平行光に変換され、分光部１６に入射する。分光部１６には測定光の波長に近い寸法の回折格子が等間隔に数多く形成されており、入射した戻り光は分光部１６の回折により分光される。
The return light reflected and scattered by the layers constituting the retina of the fundus oculi Ef returns the same optical path as at the time of incidence, passes through the collimator lens 5 and enters the light guide 4 from the
光分岐部３より導光部１０に導かれた参照光は、ファイバー端１０ａから出射され、コリメータレンズ１１により平行光に変換された後、参照ミラー１２に向かう。参照ミラー１２は、平行光である参照光の光軸と垂直に、また、該光軸の方向に移動可能に直動ステージ１３上に配置されている。これにより、直動ステージ１３によって参照ミラー１２を移動させることで、異なる眼軸長の被検眼Ｅに対しても、参照光の光路と測定光の光路との光路長とを合わせることができる。検者は、ポインティングデバイス２５を操作して、表示部２０上の表示領域２０ｄをカーソルで指示することにより、参照ミラー１２の位置を調整することができる。なお、参照ミラー１２の位置は、取得された断層画像等に基づいて、制御部１９によって自動的に調整されてもよい。
The reference light guided to the
参照ミラー１２で反射された参照光は、コリメータレンズ１１により導光部１０のファイバー端１０ａに集光され、導光部１０により光分岐部３に導かれる。上述したように、戻り光と参照光とにより光分岐部３で生成された干渉光は分光器１００３に導かれ、分光部１６により分光された後、分光後の波長に応じた光電変換素子がライン上に配列された撮影部１８の受光領域に結像する。撮影部１８は、各々の波長毎に生成された干渉信号を制御部１９に出力する。制御部１９は、入力された干渉信号に対しフーリエ変換等を施して、断層画像を生成する。
The reference light reflected by the
表示部２０は表示領域２０ｂに生成された断層画像を表示する。検者は、この断層画像を観察し、断層画像が最も明るくなるようにポインティングデバイス２５を用いてカーソルで表示領域２０ｃのボタンを操作してフォーカス調整を行う。制御部１９の駆動制御部１９４は、当該ボタンの操作に応じて不図示のモータ等を駆動しフォーカスレンズ７を光軸に沿って移動させることで、測定光のフォーカスを変更する。また、同様に、表示領域２０ｂの所望の領域内に関心部位の断層画像が全て入るように表示領域２０ｄのボタンを操作して参照ミラー１２の位置調整（コヒーレンスゲート調整）を行う。駆動制御部１９４は、当該ボタンの操作に応じて、直動ステージ１３を移動させるための不図示のステッピングモータを駆動し、直動ステージ１３を光軸に沿って移動させることで、参照ミラー１２の位置を変更する。表示領域２０ｄに指示が入力されると、制御部１９は直動ステージ１３の位置を指示された方向に移動させるとともに、記憶部１９５に記憶している直動ステージ１３の制御位置情報を移動量に応じて変更する。
The
直動ステージ１３は、不図示のステッピングモータにより駆動制御されており、直動ステージ１３の位置は、ステッピングモータに指示するステップ数と対応している。例えば、６０ｍｍのストロークを６００００ステップで駆動する場合、１ステップあたりの移動量は１μｍになる。この場合、０から６００００までのステップ数が、直動ステージ１３の０から６０ｍｍまでの位置に対応する。また、直動ステージ１３の基準位置からコリメータレンズ１１までの距離は設計的に精度よく配置されており、基準位置とステージ位置の関係も設計的に明らかであるため、ステップ数に基づいて参照光の光路長を計算することができる。このため、制御部１９は、不図示のステッピングモータのステップ数により、参照光の光路長を検出することができる。
The
参照ミラー１２の位置が変化することで参照光の光路長が変化する。測定光の光路長と参照光の光路長とがほぼ等しい状態となったときに、測定光の戻り光と参照光は互いに干渉し、干渉光となる。そのため、参照光の光路長を変化させることで、参照光と干渉する測定光の光路長が変わり、被検眼Ｅの光軸方向の撮像位置が変化する。従って、参照ミラー１２の位置を変化させることで、表示領域２０ｂ内の断層画像の表示位置を変化させることができる。記憶部１９５は、常に断層画像の撮影時における参照ミラー１２の位置を記憶する。以上の撮影準備の後、撮影ボタン２０ｅが指示されると、ＯＣＴ装置１００は、断層画像の静止画撮影（断層画像撮影）を行う。記憶部１９５は、撮影された断層画像を記憶する。なお、上述した例では検者がフォーカス及びコヒーレンスゲートの調整を指示したが、撮影された断層画像等に基づいて、制御部１９がこれらの調整を自動的に行ってもよい。
As the position of the
次に、制御部１９による断層画像の生成について説明する。導光部１４には、被検眼Ｅの眼底Ｅｆからの戻り光と、参照ミラー１２から反射された参照光との合波光である干渉光が導かれる。光分岐部３から眼底Ｅｆまでの光路長と、光分岐部３から参照ミラー１２までの光路長の差により、光分岐部３で合波されるときの測定光の戻り光と参照光は、位相差を有する。この位相差は波長により異なるため、撮影部１８上に現れる分光強度分布には干渉縞が生じる。また、網膜には複数の層があり、それぞれの層境界からの戻り光はそれぞれ異なる光路長を有するため、干渉縞には、異なる周波数の干渉縞が含まれる。制御部１９は、この強度分布に含まれる干渉縞の周波数とその強度より、反射物体の位置とその位置からの反射・散乱に対応した明るさを求めることができる。
Next, generation of a tomographic image by the
ここで、被検眼Ｅの眼底Ｅｆの或る一点における深さ方向（Ｚ方向）の断層画像を取得するような走査方式をＡスキャンと呼び、得られる断層画像をＡスキャン画像と呼ぶ。また、光走査部６によって、測定光を眼底Ｅｆの所定の横断方向に走査しながらこのようなＡスキャンを繰り返し行うことにより、複数のＡスキャン画像を取得することができる。例えば、測定光を光走査部６によってＸ方向に走査すればＸＺ面における断層画像が得られ、Ｙ方向に走査すればＹＺ面における断層画像が得られる。このように被検眼Ｅの眼底Ｅｆを所定の横断方向に走査する方式をＢスキャンと呼び、得られる断層画像をＢスキャン画像と呼ぶ。 Here, a scanning method for acquiring a tomographic image in the depth direction (Z direction) at a certain point of the fundus oculi Ef of the eye to be examined E is called an A scan, and a tomographic image obtained is called an A scan image. Further, a plurality of A-scan images can be acquired by repeatedly performing such A-scans while scanning the measurement light in a predetermined transverse direction of the fundus oculi Ef by the light scanning unit 6. For example, a tomographic image in the XZ plane can be obtained by scanning the measurement light in the X direction by the light scanning unit 6, and a tomographic image in the YZ plane can be obtained by scanning in the Y direction. A method of scanning the fundus oculi Ef of the eye to be examined E in a predetermined transverse direction in this manner is called a B scan, and a tomographic image obtained is called a B scan image.
眼底Ｅｆ上の１ラインを測定光で走査するＢスキャンモードにおいては、駆動制御部１９４が、光走査部６のＸスキャンミラー及びＹスキャンミラーの例えばＸスキャンミラーだけを駆動しながら、取得部１９１が撮影部１８からの干渉信号を取得する。その際、取得部１９１は、光走査部６から出力されるスキャンミラーの角度を示すデータも取得する。制御部１９は、取得した干渉信号をスキャンミラーの角度とともにデジタルデータに変換する。制御部１９は、さらにスキャンミラーの角度のデータを測定光の被検眼Ｅへの入射角θｉに変換して記憶部１９５に記憶する。スキャンミラーの角度と測定光の入射角θｉは、対応しており、光学系の設計値より求めることができる。なお、入射角θｉは被検眼Ｅに入射する測定光と被検眼Ｅの眼軸とが成す角度に対応する。
In the B scan mode in which one line on the fundus oculi Ef is scanned with the measurement light, the
図２は、入射角θｉに対応するスキャンミラーの角度における撮影部１８上の干渉光の強度分布の一例を示す。同図における横軸は撮影部１８上のセンサー位置であり、戻り光或いは干渉光の波長に対応する。縦軸は、撮影部１８より取得した干渉信号の信号強度に対応する。ここでは、中心波長λ０、半値幅δλの強度分布に対して、干渉縞による波形が重なっている。
FIG. 2 shows an example of the intensity distribution of interference light on the
制御部１９は、この干渉光の波形に対応する干渉信号の波形の強度情報を読み出し、Ａ／Ｄ変換器によりデジタルデータに変換し、記憶部１９５に記憶する。画像生成部１９２は、変換したデータを高速フーリエ変換などによって波数変換及び周波数変換することで周波数毎の強度分布を得る。ここで、図３は、当該強度分布の一例を示す。図３において、横軸は周波数であり、干渉信号に基づいて生成される断層画像におけるコヒーレンスゲート位置からの距離ｈに対応し、縦軸は強度Ｉを示す。また、図４は、干渉信号を用いて生成した断層画像の一例を示す。
The
図３に示される強度分布は、図４に示すように、距離ｈ１，ｈ２，ｈ３（コヒーレンスゲートからの距離）のところの干渉強度がそれぞれＩ３，Ｉ１，Ｉ２であることを示す。ここで、コヒーレンスゲート位置とは、上述のように測定光と参照光が干渉を生じる光路長に対応し、参照ミラー１２の位置に対応する。本実施例では、コヒーレンスゲート位置は断層画像の下端に対応する。
The intensity distribution shown in FIG. 3 indicates that the interference intensities at the distances h1, h2 and h3 (distance from the coherence gate) are I3, I1 and I2, respectively, as shown in FIG. Here, the coherence gate position corresponds to the optical path length at which the measurement light and the reference light cause interference as described above, and corresponds to the position of the
制御部１９は、スキャンミラーの角度に対応する入射角θｉを、走査開始時の角度θｓから終了時の角度θｅまで変化させながら、干渉信号の強度を測定する。画像生成部１９２は、干渉強度Ｉ（θｉ，ｈｊ）を、θを横軸、ｈを縦軸にして表示することにより、図４に示すように眼底ＥｆのＢスキャン画像（光学的な距離に基づく画像）を生成することができる。また、制御部１９は、Ｙ方向に測定光を走査してＺ−Ｘ方向のＢスキャンを繰り返すことで、三次元の断層信号及び断層画像を生成することができる。なお、制御部１９は、Ｚ−Ｙ方向のＢスキャンをＸ方向に繰り返し行ってもよい。また、断層画像の生成は、上述した方法以外の既知の任意の方法によっても行われてよい。ここで、本明細書において、被検眼Ｅの干渉信号に関するデータや、干渉信号をフーリエ変換した後のデータ、当該データに何らかの情報処理を施したデータを、断層データと総称する。即ち、この断層データは、断層画像を生成するためのデータであればよい。
The
＜湾曲補正の適用＞
図５に眼底をＢスキャンする場合に眼底Ｅｒに到る光線（測定光）の一例を示し、次にＢスキャンにおける測定光の走査について説明する。同図は被検眼Ｅに対して撮影装置１０００が正しくアライメントされた状態での被検眼Ｅの断面を模式的に示し、被検眼Ｅの光軸を一点鎖線で、被検眼内の測定光の走査状態を破線で、被検眼に入射した測定光を実線で各々示している。入射角θｉで、角膜６１より被検眼Ｅに入射した光線は、被検眼Ｅの内部の、瞳孔６２の中央部、水晶体６３、及び硝子体６４を通り、網膜層６５（眼底Ｅｒ）へ入射角θｉ’で向かい、網膜の各層で反射・散乱される。また、その際に、角膜６１より被検眼Ｅに入射した光線Ｒａｙｉは、スキャンミラーの角度変更に応じて、瞳孔６２の中央部をピボットポイントＰ１として、網膜層６５上を該スキャンミラーの回転に応じて走査する。
<Applying curvature correction>
FIG. 5 shows an example of a light beam (measurement light) reaching the fundus Er when the B-scan of the fundus is performed, and the scanning of the measurement light in the B-scan will be described next. This figure schematically shows a cross section of the subject's eye E in a state in which the
ここで、図６（ａ）は、従来のＯＣＴ装置において表示される断層画像を示している。同図に示す断層画像には、網膜層６５が表示されている。この断層画像に表示される網膜層６５は、生成に際して以下の理由から実際の網膜層の形状とは異なる。すなわち、
（１） 演算で求めたコヒーレンスゲートからの距離ｈｊは、真空中を同じ時間で光が進む光学的な距離（光路長＝距離×屈折率）であり、実際の距離とは異なる。
（２） 図６（ａ）に示した断層画像では、スキャンミラーの各々の角度で行ったＡスキャンにより取得した断層データを、測定光の走査方向（直線方向）に平行に並べて画像を作成している。しかし、実際には、これらの断層データは、図５の光線図で示すように、測定光の走査中心（ピボットポイントＰ１）を中心とする極座標上に表されるべき画像データである。
（３） 角度θｉ’は光線の入射角であり、目の中の走査角とは異なる。
従って、眼底形状のより詳細な解析を行う場合には、通常の断層データの取得後に、これら考慮した上で極座標上に断層データを再配置する補正（以降、湾曲補正）を行うことが望ましい。以下、この湾曲補正について詳述する。なお、以下に説明する湾曲補正処理等は、上述した制御部１９における正規化部１９３により実行される。
Here, FIG. 6A shows a tomographic image displayed in the conventional OCT apparatus. The
(1) The distance hj from the coherence gate obtained by calculation is an optical distance (optical path length = distance × refractive index) in which light travels in vacuum at the same time, which is different from the actual distance.
(2) In the tomographic image shown in FIG. 6A, tomographic data acquired by A scan performed at each angle of the scan mirror is arranged in parallel in the scanning direction (linear direction) of the measurement light to create an image. ing. However, in practice, these tomographic data are image data to be represented on polar coordinates centered on the scanning center (pivot point P1) of the measurement light, as shown in the ray diagram of FIG.
(3) The angle θi 'is the angle of incidence of the ray, which is different from the scan angle in the eye.
Therefore, when performing more detailed analysis of the fundus shape, it is desirable to perform correction (hereinafter, curvature correction) for rearranging tomographic data on polar coordinates after taking ordinary tomographic data into consideration. Hereinafter, this curvature correction will be described in detail. In addition, the curvature correction process etc. which are demonstrated below are performed by the
具体的には、まず、制御部１９は、ピボットポイントＰ１の位置に対応する参照ミラー１２の位置を設計値から求める処理を実行する。同様に、制御部１９は、実際に参照ミラー１２を動かした際の画像より求めたコヒーレンスゲートの位置から、該コヒーレンスゲート位置に対応する参照ミラー１２の位置を求める。正規化部１９３は、これらの差分より、ピボットポイントＰ１からコヒーレンスゲート６６までの光学的な距離を求める。さらに、当該値を硝子体６４の屈折率で除することにより、正規化部１９３は、実際のピボットポイントＰ１からコヒーレンスゲート６６までの距離を取得する。
Specifically, first, the
被検眼内の測定光の走査角（眼底Ｅｒへの入射角）θｉ’は、球体としてモデル化された屈折要素から構成される人眼を仮定し、これら屈折要素（特に硝子体６４）の屈折率を用いて該モデル化された人眼より求められる。この入射角θｉ’は、予めモデル化された人眼等により取得された他のデータとともに、記憶部１９５に記憶されている。以上より求めたピボットポイントＰ１からコヒーレンスゲート６６までの実距離及び入射角θｉ’をパラメータとし、正規化部１９３はピボットポイントＰ１を原点とする極座標を用いて湾曲補正画像を生成する。得られた湾曲補正画像を図６（ｂ）に例示する。同図に示すように、湾曲補正後の断層画像は極座標上に表示されて扇形の形状を有している。なお、従来の断層画像を極座標上の画像とする画像補正の方法はここで述べたものに限られず、その他の既知の方法を用いることも可能である。
The scanning angle of the measurement light in the eye (incident angle to the fundus Er) θi ′ assumes the human eye composed of refractive elements modeled as a sphere, and refracts these refractive elements (especially the vitreous body 64) It is determined from the modeled human eye using a rate. The incident angle θi ′ is stored in the
＜断層画像同士の比較＞
近年では、ＯＣＴ装置を用いることで被検眼の網膜層内部の状態を観察し、疾病の進行具合や手術後の経過観察を行うことが可能となってきている。被検眼の経過観察を行う際には、例えば新たに取得した断層画像と過去に取得した同一部位の断層画像との比較が行われる。この画像比較は、一般的に、新たに取得した断層画像と過去に取得した断層画像とを同時に表示することで行われる。このような手法によれば、比較する２つの断層画像から対応箇所を把握することが容易であり、経過観察に非常に有用である。
Comparison of tomographic images
In recent years, it has become possible to observe the state inside the retinal layer of an eye to be examined by using an OCT apparatus, and to observe the progress of disease and the progress after surgery. When the follow-up observation of the eye to be examined is performed, for example, a comparison between a newly acquired tomographic image and a tomographic image of the same site acquired in the past is performed. This image comparison is generally performed by simultaneously displaying a newly acquired tomographic image and a tomographic image acquired in the past. According to such a method, it is easy to grasp the corresponding portion from two tomographic images to be compared, which is very useful for follow-up observation.
ここで、実際の眼球形状は、被検眼ごとに異なる。ＯＣＴ装置で撮影された断層画像において、実際の被検眼の形状や大きさに合致するように網膜を計測できれば、緑内障や病的近視などの疾病の進行度や治療後の回復具合を定量的に診断することができる。ここで、眼底の形状や疾患を観察するとき、異なる被検眼についての断層画像同士を比較したい場合について説明する。そのような例を図７に示す。図７（ａ）はＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡのモデル化された被検眼とその断層画像の例を示し、図７（ｂ）はＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢのモデル化された被検眼とその断層画像の例を示す。図７（ａ）に例示する眼球は図７（ｂ）に例示する眼球よりも大きく、例えば両眼球の断層画像の撮影時のスキャンミラーの走査角度範囲が同一であっても、測定光の網膜上での走査範囲が異なることから撮影範囲の異なった断層画像となる。しかし、これら断層画像は同一の表示画面上で同じ大きさとして表示される。また、得られた断層画像を並べて表示したとしても、眼底の湾曲の度合い等の相違が、眼球の大きさに起因するのか眼球の病変に起因するのか等、判別することができない。このことは、上述した湾曲補正が施された断層画像の場合であっても同様である。 Here, the actual eyeball shape is different for each eye to be examined. If the retina can be measured to match the actual shape and size of the subject's eye in a tomographic image taken with an OCT apparatus, the degree of progression of a disease such as glaucoma or pathological myopia or the degree of recovery after treatment can be quantified. It can be diagnosed. Here, a case will be described where it is desired to compare tomographic images of different eyes to be examined when observing the shape of a fundus and a disease. Such an example is shown in FIG. FIG. 7A shows an example of an eye to be examined modeled with an ID number xxxxxA and its tomographic image, and FIG. 7B shows an example of an eye to be examined modeled with an ID number xxxxxB and its tomographic image. The eyeball illustrated in FIG. 7A is larger than the eyeball illustrated in FIG. 7B. For example, even if the scanning angle range of the scanning mirror at the time of capturing tomographic images of both eyes is the same, the retina of the measurement light Since the scanning range at the top is different, tomographic images having different imaging ranges are obtained. However, these tomographic images are displayed as the same size on the same display screen. Further, even if the obtained tomographic images are displayed side by side, it can not be determined whether the difference in the degree of curvature of the fundus or the like is caused by the size of the eye or the lesion of the eye. The same applies to the case of the tomographic image on which the above-described curvature correction has been performed.
＜正規化＞
本実施例では、上述したような異なる被検眼の断層画像の比較を容易に行えるように、被検眼Ｅより取得した断層データに対して実形状補正を施し、正規化した断層データを生成する。正規化した断層データは、上述した従来の断層画像を極座標上の画像とする湾曲補正処理に併せ、表示画像におけるアスペクト比を補正する処理を断層データに施すことにより得られる。即ち、本明細書において、正規化とはＯＣＴ装置等により取得された一般的な断層データに湾曲補正とアスペクト補正とを施し、被検眼の実形状を実寸にて表示可能なデータに変換する処理として定義する。このような正規化した断層データを得ることにより、各々の被検眼の断層構造、さらには３次元構造を実寸法によって比較することが可能となる。即ち、正規化した断層データを用いて特定の評価基準に基づいて生成した断層画像同士を表示等することにより、異なる被検眼の断層画像同士の比較が容易に行える。
<Normalization>
In this embodiment, in order to easily compare the tomographic images of different eyes to be examined as described above, the tomographic data acquired from the eye to be examined E is subjected to actual shape correction to generate normalized tomographic data. The normalized tomographic data is obtained by performing processing on the tomographic data to correct the aspect ratio in the display image, in addition to the above-described curvature correction processing for converting the conventional tomographic image into an image in polar coordinates. That is, in the present specification, normalization refers to processing of performing curvature correction and aspect correction on general tomographic data acquired by an OCT apparatus or the like, and converting the actual shape of the eye to be displayed to actual size. Defined as By obtaining such normalized tomographic data, it is possible to compare the tomographic structures of the subject's eyes and further three-dimensional structures according to the actual dimensions. That is, by displaying tomographic images generated based on a specific evaluation standard using normalized tomographic data, it is possible to easily compare tomographic images of different eyes to be examined.
ここで、アスペクト補正について説明する。図６（ａ）に示す断層画像中には、参照のために点線からなる格子状のグリッドが重ねて表示されている。通常、測定光の走査範囲に対して知りたい情報を示す網膜深さ方向の範囲は小さいため、グリッドの縦横比１：１のアスペクト比で断層画像を表示した場合、診断用として適当な画像の表示とならない。即ち、表示される断層画像は、縦軸（網膜の深さ方向）において拡大されていることが好ましい。従って、同図に例示されるように、画像表示範囲において網膜層６５が測定光の走査方向に拡大されるように、通常はアスペクト比の調整がなされている。このため、元の断層画像を構成する断層データをそのまま極座標上に配置した場合、図６（ｂ）に示すように調整後のアスペクト比に対応した補正後の断層画像が表示されることとなる。このような画像は、アスペクト比が調整されていることから縦横の比率が歪んでおり、網膜の実際の形状を反映していない。このため、上述したように、断層データの正規化（実形状データの取得）に際して、正規化部１９３は断層データに対してこのアスペクト比を１：１にする処理を施すこととなる。
Here, the aspect correction will be described. In the tomographic image shown in FIG. 6A, grid-like grids composed of dotted lines are displayed in an overlapping manner for reference. Usually, since the range in the retina depth direction showing information to be obtained with respect to the scanning range of the measurement light is small, when a tomographic image is displayed with an aspect ratio of aspect ratio 1: 1 of the grid, It will not be displayed. That is, the tomographic image to be displayed is preferably enlarged in the vertical axis (the depth direction of the retina). Therefore, as exemplified in the figure, the aspect ratio is usually adjusted so that the
以上に述べたように正規化された断層データを生成することにより、眼底の断層画像を実寸法で表示することが可能となる。その結果、異なる被検眼を撮影して得た断層画像、異なるＯＣＴ装置により撮影して得た断層画像、或いは病変等により大きく変形した前後の眼の断層画像等について、実寸法を参照して比較することが可能となる。なお、極座標系への再配置及びアスペクト比の補正の方法はここで述べたものに限られず、その他の既知の方法を用いることも可能である。 By generating normalized tomographic data as described above, it is possible to display a tomographic image of the fundus in real dimensions. As a result, tomographic images obtained by imaging different subject eyes, tomographic images obtained by imaging with different OCT devices, or tomographic images of eyes before and after largely deformed due to a lesion or the like are compared with reference to actual dimensions. It is possible to Note that the method of repositioning to the polar coordinate system and the correction of the aspect ratio are not limited to those described here, and other known methods can also be used.
ここで、断層画像における横軸のデータ数は、１Ｂスキャン中に行われるＡスキャンの数に対応し、縦軸のデータ数は例えばラインセンサ（撮影部１８）に配置される受光素子の数に対応する。また、通常の断層画像の表示に際しては、このデータ数と表示画面上の画素数に応じてアスペクト比が割り振られる。従って、例えば図７（ａ）の画像生成に用いた断層データと図７（ｂ）の画像生成に用いた断層データとが同一のＯＣＴ装置により同一の条件にて取得された場合、縦方向のデータの数は同じとなる。しかし、横方向のデータについて、その総数は同じであるが、走査線の長さの相違から、単位長さあたりのデータ数は図７（ｂ）の被検眼に比べて図７（ａ）の被検眼は少なくなる。即ち、正規化された断層データを画像化した場合、縦方向では略同じ解像度の画像が得られるが横方向では解像度が異なると考えられる。 Here, the number of data in the horizontal axis in the tomographic image corresponds to the number of A scans performed during 1B scan, and the number of data in the vertical axis is, for example, the number of light receiving elements arranged in the line sensor (imaging unit 18). It corresponds. In addition, when displaying a normal tomographic image, an aspect ratio is assigned according to the number of data and the number of pixels on the display screen. Therefore, for example, when tomographic data used for image generation in FIG. 7A and tomographic data used for image generation in FIG. 7B are acquired by the same OCT apparatus under the same conditions, The number of data will be the same. However, although the total number of the data in the horizontal direction is the same, the number of data per unit length is compared with that of the eye in FIG. 7B because of the difference in the length of the scanning line. The eye to be examined is reduced. That is, when normalized tomographic data is imaged, it is considered that an image with substantially the same resolution can be obtained in the vertical direction but the resolution is different in the horizontal direction.
さらに、ＯＣＴ装置が異なる、或いは断層データの取得条件が異なる等の場合、比較する断層データ同士で、縦横各々のデータの数がそもそも異なることも考えられる。このように縦横各々のデータの数が異なると、正規化によって例えば縦方向或いは横方向のデータ数が不足する場合や過剰となる場合も生じ得る。データ数が不足する場合には、正規化部１９３が、例えば等間隔でデータを配置し、且つデータが抜けた部分については隣接するデータの平均値等により補間するとよい。また、データが過剰な場合には、正規化部１９３が重なり合うデータの平均値等を求め、重なり合う部分についてはこの平均値等によりデータを置き換えるとよい。以上の処理の実行により、異なる条件等により取得されたデータ数の異なる断層データにおいても、正規化した断層データを生成することができる。なお、データの補間や置き換えの方法はここで述べた例に限られず、既知の他の補間方法や置き換え方法を用いることもできる。
Furthermore, in the case where OCT apparatuses are different, or acquisition conditions of tomographic data are different, etc., it is also conceivable that the numbers of longitudinal and lateral data differ among the tomographic data to be compared. When the numbers of vertical and horizontal data differ as described above, normalization may cause, for example, the number of data in the vertical or horizontal direction to be insufficient or excessive. If the number of data is insufficient, the
＜正規化された断層データから生成した画像の表示＞
上述した正規化された断層データは、特定の断層画像と比較対象となる断層画像とを比較する際に用いる画像を生成する際に用いられる。以下、比較時に用いる画像の生成、或いは比較時に用いる画像の表示例について述べる。なお、以下の説明において、診断対象の被検眼の断層データに対して比較対象の断層画像の断層データを比較対象データと称する。また、断層画像同士を比較できる状態とした各々の画像を比較用画像と称し、断層画像等からなるこれら比較用画像と、これら比較用画像をどのように表示するかの表示様式に関する情報とを含むデータを比較用表示データと称する。
<Display of an image generated from normalized tomographic data>
The normalized tomographic data described above is used when generating an image used to compare a specific tomographic image with a tomographic image to be compared. Hereinafter, an example of generation of an image used at the time of comparison or a display example of an image used at the time of comparison will be described. In the following description, tomographic data of tomographic images to be compared with tomographic data of an eye to be diagnosed is referred to as comparison target data. Further, each image in which tomographic images can be compared with each other is referred to as a comparative image, and these comparative images composed of tomographic images and the like, and information on the display style of how to display these comparative images The included data is referred to as comparison display data.
（表示例１）
図８に比較用の画像を並べて表示する表示例１を示す。同図において、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡとして取得された断層画像と、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢとして取得された断層画像とが同時に表示されている。これら画像は、共に正規化された断層データを用いて比較用画像として生成されたものであり、実際の眼球サイズに比例した画像サイズになる。このため、疾患や眼底の相対的な大きさや形状の評価が、単純な画像比較によって可能となる。図８では、眼底上の黄斑部周辺の比較が容易となるように、比較対象部位である黄班部の位置を上下で揃えて表示している。即ち、本表示例において、比較用表示データは、実寸法に応じて生成された断層画像のデータと併せて、これら断層画像を特定の位置を上下に整列させて表示する表示様式を用いるという情報を含む。しかし、表示様式はこの例に限られず、網膜層の下端が揃うよう横方向に並べて表示してもよい。このように比較対象部位を縦或いは横方向に並べて表示することにより、これら比較対象部位での相違がより容易に把握できる。
(Display example 1)
FIG. 8 shows a display example 1 in which images for comparison are arranged and displayed. In the figure, the tomographic image acquired as the ID number xxxxxA and the tomographic image acquired as the ID number xxxxxB are simultaneously displayed. These images are generated as comparison images using tomographic data normalized together, and have an image size proportional to the actual eye size. For this reason, evaluation of the relative size and shape of the disease and the fundus becomes possible by simple image comparison. In FIG. 8, the positions of the jaundice portion which is the comparison target portion are vertically aligned and displayed so that the comparison of the macular region periphery on the fundus becomes easy. That is, in the present display example, information that the display data for comparison use a display style in which specific positions of the tomographic images are aligned vertically and displayed together with the data of the tomographic images generated according to the actual dimensions including. However, the display style is not limited to this example, and may be displayed side by side so that the lower ends of the retinal layers are aligned. By displaying the comparison target parts vertically or horizontally as described above, the difference between the comparison target parts can be more easily grasped.
次に、図９を参照して、表示例１の変形例について説明する。実際にＯＣＴ装置等で用いられる表示部２０の表示画面上において、断層画像の表示画面の大きさは一般的には決まっている。即ち、図８に例示したような、異なる大きさの断層画像を大きさの違う表示画面を用いて表示することは実際的とはいえない。図９では、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの断層画像に対して、表示範囲をＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢの表示サイズと同じ表示サイズとなるように、断層画像の両サイドを削除してこれを表示している。また、その際に、黄班、あるいは範囲指定により示す比較対象部位が上下で並ぶように削除される側の断層画像の配置を調整し、その配置にて画像の削除範囲を決定している。即ち、本実施例では、一方の比較用画像は実寸法を表し且つ通常の表示画面を用いた断層画像であり、他方の比較用画像は実寸法を表し且つ通常の表示画面を用いるためにトリミングされた断層画像となる。また、比較用表示データは、上述した２つの断層画像のデータを併せて、実寸法を示す断層画像について、そのままの画像とトリミングした画像とを特定の部位を上下に整列させて表示する表示様式を用いるという情報を含む。本実施例に示した処理を表示制御部１９６に実行させることにより、表示画面に対して例えば図８に示すような表示が可能となるような特別な変更を行わなくとも、異なる断層画像の同時表示による比較を容易に行える。ここで、病変部のような要観察の比較対象部位に対して、例えば後述するセグメンテーション処理を適用して該病変部の発生範囲を特定することもできる。また、図９に例示するように、特定された病変部を範囲として把握できるように寸法線等によって、該病変部を感覚的に把握できるようにしてもよい。このような寸法線を各々の断層画像に重畳することにより、検者は病変部の相違をより容易に認識することができる。
Next, a modification of the display example 1 will be described with reference to FIG. In practice, the size of the display screen of the tomographic image is generally determined on the display screen of the
（表示例２）
図１０に他の態様の比較用画像を並べて表示する表示例２を示す。同図において、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡとして取得された断層画像と、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢとして取得された断層画像とが横に並べて表示されている。また、各々の断層画像中には、正規化した断層データに基づいて生成された単位長さを示すスケールバーが合わせて表示されている。このようなスケールバーを断層画像に重畳して表示することによって、統一した基準情報を断層画像に付加することができる。例えば、眼球形状に合わせて１ｍｍ相当の単位長さスケールバーを表示することで、各断層画像における各層の厚さや眼球の曲率といった情報を感覚的に把握して両画像の比較を行うことができる。本表示例では、比較用表示データは、湾曲補正のみを施した断層データを用いて生成された断層画像を並べて表示し、且つ各々の断層画像に対してスケールバーを重畳表示する表示様式を用いるという情報を含む。なお、当該スケールバーは、図８に示す表示例においても、網膜層等の実際の厚さを把握できるように断層画像中に重畳表示している。しかし、スケールバーの表示形態はここで示した例に限られず、横軸或いは縦軸の目盛りとして表示してもよい。このようなスケールバーの重畳表示は、被検眼の疾患や各網膜層の層厚等の比較を容易とする。
(Display example 2)
FIG. 10 shows a display example 2 in which comparative images in another mode are displayed side by side. In the figure, the tomographic image acquired as the ID number xxxxxA and the tomographic image acquired as the ID number xxxxxB are displayed side by side. In each tomographic image, a scale bar indicating a unit length generated based on the normalized tomographic data is also displayed. By displaying such a scale bar superimposed on a tomographic image, unified reference information can be added to the tomographic image. For example, by displaying a unit length scale bar equivalent to 1 mm in accordance with the eyeball shape, it is possible to sensibly grasp information such as the thickness of each layer and the curvature of the eyeball in each tomographic image and compare both images . In this display example, the display data for comparison uses a display format in which tomographic images generated using tomographic data subjected only to curvature correction are arranged side by side, and a scale bar is superimposed on each tomographic image. Containing information. The scale bar is superimposed on the tomographic image so that the actual thickness of the retinal layer or the like can be grasped also in the display example shown in FIG. However, the display mode of the scale bar is not limited to the example shown here, and may be displayed as a scale of the horizontal axis or the vertical axis. Such superimposed display of scale bars facilitates comparison of diseases of the eye to be examined and layer thicknesses of the respective retinal layers.
（正規化された断層データに基づく比較用の画像の表示処理）
ここでは、検者が２つの断層画像の比較を容易とする画像様式として図８及び図１０に示した表示様式を用いることとし、何れの表示様式を用いるかを決定して表示する処理について、図１１に示すフローチャートを用いて説明する。なお、以降の説明では、被検眼の断層画像を撮影し、この撮影された断層画像と該断層画像の比較対象となる断層画像との比較を容易とする比較用の２つの画像を表示する場合について述べる。しかし、最初に取得される断層画像はその場で撮影されたものに限られず、予め撮影されて記憶部１９５等に記憶されている断層データ等に基づくものであってもよい。
(Display processing of images for comparison based on normalized tomographic data)
Here, the examiner uses the display format shown in FIG. 8 and FIG. 10 as an image format that facilitates comparison of two tomographic images, and determines which display format to use and displays it This will be described using the flowchart shown in FIG. In the following description, when a tomographic image of the eye to be examined is photographed and two images for comparison are displayed to facilitate comparison of the photographed tomographic image and the tomographic image to be compared with the tomographic image. Describe. However, the tomographic image acquired first is not limited to one captured at the site, and may be based on tomographic data etc. captured in advance and stored in the
本実施例において表示処理が開始されると、まず被検眼Ｅとサンプルアーム１００１とが正しくアライメントされた状態で、制御部１９による眼底Ｅｒの断層画像の撮影処理が開始される。撮影される被検眼Ｅの断層画像は、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢの断層画像とする。ステップＳ１０１では、取得部１９１による干渉信号の取得と、画像生成部１９２による従来の断層画像の生成に用いられるＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢの断層データの取得とが行われる。次に、ステップＳ１０２で、取得された断層データに対して、正規化部１９３により湾曲補正及びアスペクト補正を含む上述した実形状補正を施す。実形状補正により、正規化された断層データが得られる。取得部１９１は、この正規化された断層データを取得する。画像生成部１９２はこの正規化された断層データにより、図８においてＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢとして示される断層画像を生成する。
In the present embodiment, when the display processing is started, first, in the state where the eye to be examined E and the
上述した何れの表示例でも、スケールバーを断層画像に重畳表示している。このため、正規化された断層データの生成後、ステップＳ１０３において、この断層データを用いて算出部１９７により画素単位のスケールバーが算出される。より詳細には、ピボットポイントＰ１を原点とする極座標と網膜層の半径と、所定のアスペクト比と、表示部２０における表示画面の画素数とに基づいて、スケールバーが算出される。スケールバー算出後、制御部１９によりフローはステップＳ１０４に進められる。ステップＳ１０４では、正規化された断層データから生成された実形状補正後のＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢの断層画像が、表示制御部１９６により表示部２０上で表示される。なお、その際、断層画像に重畳表示するスケールバーは、表示画像中で縦方向に表示してもよいし、横方向に表示してもよい。或いは、任意の向きにスケールバーを表示してもよい。
In any of the display examples described above, the scale bar is superimposed on the tomographic image. For this reason, after the generation of the normalized tomographic data, in step S103, the scale bar of the pixel unit is calculated by the
次に、ステップＳ１０５において、記憶部１９５に記憶された断層データより、取得部１９１が比較対象とする断層画像を生成するための断層データを取得する。当該断層データ（以下、比較対象データと称する。）は、例えば、同一被検眼のフォローアップや眼軸長が異なる被検眼や眼軸長が延伸した過去の同一被検眼の断層データがある。或いは、撮影機器が異なる同一被検眼等の断層データも含まれる。即ち、比較対象とする断層画像は、他の被検眼の断層画像でもよいし、同一被検眼の断層画像であってもよい。また、過去の診断記録から検者が任意に抽出、選択した断層画像であってもよいし、データベースから類似する断層画像を選択したものであってもよい。なお、本実施例で取得される比較対象データは、本実施例では既に正規化された断層データ及びスケールバーと併せて記憶されている。しかし、正規化されていない断層データであっても、選択される際に撮影条件として併せて記憶されているデータを参照し、上述したステップＳ１０１〜Ｓ１０３で述べた処理を行うことで正規化した断層データ等を生成してこれを用いればよい。
Next, in step S105, from the tomographic data stored in the
なお、本実施例において、比較対象データは検者が記憶された断層データから任意に選択することとしている。その際、多数の断層画像を表示部２０に表示させて、これらから検者が対応する断層データを選択してもよい。或いは、例えば患者ＩＤや病変ＩＤ等、断層データに紐付けされた情報に基づいて予めある程度選別された画像群が表示され、これらから対応する断層データを選択してもよい。また、これら紐付け情報に基づいて、制御部１９が特定の断層画像を選択することとしてもよい。例えば、断層画像を取得した被検眼の疾病を参照し、同様の疾病を有する被検眼に関するデータベースより、紐付け情報を参照して取得部１９１が比較対象データを選択してもよい。
In the present embodiment, the comparison target data is arbitrarily selected from the stored tomographic data. At this time, a large number of tomographic images may be displayed on the
取得部１９１は検者の指示等に応じて、この目的に適合する比較対象データを取得する。ここでは、予め保存されている比較対象データとしてＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの正規化された断層データが取得部１９１により取得されることとする。具体的な比較対象データ取得の処理として、本実施例では、検者はポインティングデバイス２５を用いて、比較対象となる断層画像を指示する。検者は比較対象データとして、断層画像の比較から黄班近傍の層厚さ等の層の状態を知るという目的に合致するものとして、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの断層データを選択する。
The
検者の選択に応じた比較対象データが取得された後、制御部１９はフローをステップＳ１０６に進める。比較対象データには、後述するように表示様式に関する情報等が紐付けされている。ステップＳ１０６において、表示様式選択部１９８は、比較対象データの選択に対応した比較項目を選択する指示がされたとして、この紐付けされた情報に基づいて記憶部１９５に記憶されている表示様式を選択する。その際、この表示様式の選択に際し、本実施例では、上述した図８に示した表示様式をＡモードとし、図１０に示した表示様式をＢモードと称する。Ａモードは、眼球径の異なる被検眼の黄班近傍の各層の厚さの比較に適したモードの例とする。なお、表示様式の選択は、上述したように制御部１９により実行されてもよい。
After the comparison target data corresponding to the selection of the examiner is acquired, the
比較項目には、例えば被検眼において比較をする特定の部位に関する項目、網膜の曲率半径に関する項目、網膜各層の層厚さに関する項目、疾病に関する項目等が含まれる。特定の部位に関する項目は、さらに、例えば、黄班や中心窩等の特定の部位や、ＲＰＥや脈絡膜等の特定の層、或いは病変部の細目に分類される。これら特定の部位等は、見比べが容易なように所定の方向に整列させて、或いは例えば表示色を変えて重ね合わせられ表示されるとよい。曲率半径に関する項目の場合、例えば湾曲補正の際に求めたピボットポイントＰ１からコヒーレンスゲートまでの距離を眼球の半径とし、それに対する網膜或いは網膜中の指定された層の変形の程度を知ることが目的となる。この場合、眼球径の半径を示す情報（例えば図５のコヒーレンスゲート６６）を点線、矢印等で付記し、この情報との差異を見比べられる表示様式とするとよい。また、層厚さに関する項目の場合、対応する層が特定の方向に整列するように表示させるとよい。或いは、後述するように各層、特に比較対象とする層をモデル化し、これらモデル化された層について、表示色を変える等して重ね合わせて表示させてもよい。以上に述べた表示様式に関する情報は、比較対象データに紐付けされて記憶部１９５に記憶されている。
The comparative items include, for example, an item related to a specific part to be compared in the eye to be compared, an item related to the curvature radius of the retina, an item related to the layer thickness of each layer of retina, an item related to disease and the like. Items related to specific regions are further classified into, for example, specific regions such as jaundice and fovea, specific layers such as RPE and choroid, or subdivisions of lesions. These specific portions and the like may be aligned in a predetermined direction so as to be easily compared, or may be superimposed and displayed, for example, by changing the display color. In the case of the item related to the radius of curvature, for example, the distance from the pivot point P1 determined during curvature correction to the coherence gate is the radius of the eye, and it is an object to know the degree of deformation of the retina or the designated layer in the retina It becomes. In this case, information indicating the radius of the eyeball diameter (for example, the
上述したステップＳ１０６の表示様式の選択においてＡモードが選択されると、制御部１９はフローをステップＳ１０７ａに進める。Ａモードでは、表示サイズが実寸法とされた断層画像が、比較対象部位である黄班近傍が見比べやすい配置に整列された状態で表示される。ここで、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢの断層データに関しては、既に実寸法に対応した断層画像が生成されている。Ａモードでは比較対象画像も実寸法表示することから、画像生成部１９２は、比較対象データから実寸法に対応したＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの断層画像を生成する。ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢ及びＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの実寸法に対応した断層画像は比較用表示データとして記憶部１９５に記憶される。
When the A mode is selected in the selection of the display style in step S106 described above, the
また、黄班近傍の層厚さを見比べやすくするためには、２つの断層画像における黄班が縦或いは横に整列するように両断層画像の表示位置が調整されることが好ましい。ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの断層データを比較対象データとして選択することで、この表示位置（表示様式）に関する紐付けされた情報も比較用表示データの一部として取得される。この比較用表示データは、記憶部１９５により記憶される。本実施例では、この比較用表示データに基づく画像は、直ちに表示部２０に表示される。このため、算出部１９７は、両断層画像を表示する際にこれら断層画像における黄班が縦方向に整列するように、画像表示時における表示部２０における表示位置等の配置を算出する。表示制御部１９６は、記憶された比較用表示データと算出された表示部２０上で表示位置に関する情報に基づいて、図８に例示される所定の様式に則った２つの断層画像を表示部２０に表示させる。
Moreover, in order to make the layer thickness in the vicinity of jaundice easier to compare, it is preferable that the display positions of both tomographic images be adjusted so that the jaundice in the two tomographic images is aligned vertically or horizontally. By selecting the tomographic data of the ID number xxxxxA as the comparison target data, linked information on the display position (display style) is also acquired as part of the comparison display data. The comparison display data is stored by the
Ｂモードが選択されると、制御部１９はフローをステップＳ１０７ｂに進める。ここで、Ｂモードは、眼球径の異なる被検眼について、網膜層全体の湾曲の状態を比較することに適したモードの例とする。この場合、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの断層データに対してＢモードの表示様式に関する情報が紐付けされている。Ｂモードでは、被検眼Ｅの実形状補正された断層画像と、比較対象データから生成される断層画像とが同じ表示サイズで並べて表示されるとよい。このように表示することで両被検眼における網膜の湾曲状態が容易に見比べられる。ステップＳ１０７ｂにおいて、取得部１９１により比較対象テータとしてＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの断層データが取得されると、この表示様式に関する情報も併せて取得される。算出部１９７は、該表示様式に対応するように、図１０に例示される所定の様式に則って２つの断層画像が表示されるように、表示部２０での表示配置を算出する。また、表示制御部１９６は、その際に表示部２０に対して、２つの断層画像各々に対してスケールバーを重畳表示させる。なお、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの断層データは、このスケールバーに関する情報も併せて記憶部１９５に記憶されている。
When the B mode is selected, the
以上の処理を経て表示部２０には２つの断層画像が表示されている。しかし、比較したいと考える部位等について、現状の表示様式よりも他の表示様式とした方が適切となる場合も考えられる。或いは、特定の被検眼について、診断すべき内容が複数あって各々の診断に合わせて表示様式を変更する必要がある場合も考えられる。このような場合、ステップＳ１０８において表示様式の変更の要否が確認される。検者は、ポインティングデバイス２５を用いて、表示様式を変更して更なる表示を行うか否かの指示を入力する。表示変更の指示を制御部１９が受付けた場合、制御部１９はフローをステップＳ１０６に戻し、該ステップＳ１０６にて再度表示様式の選択を行う。この場合、比較用画像の選択は行われていないため、検者はポインティングデバイス２５等により表示様式の選択のみを実行する。以降、現在表示されている両断層画像の正規化された断層データを用いて、ステップＳ１０７ａ或いはステップＳ１０７ｂの処理が実行される。
After the above processing, two tomographic images are displayed on the
ステップＳ１０８にて表示様式の変更を行わないとの指示が入力された場合、制御部１９はフローをステップＳ１０９に進める。なお、本実施例では検者により表示様式の変更の要否を入力することとした。しかし、例えば特定の表示様式への変更が予めデフォルトで設定されており、これら表示様式に則った表示画像が順次表示されるように制御部１９が表示様式変更の処理を繰り返して実行することとしてもよい。
When an instruction not to change the display style is input in step S108, the
ここで、例えば病変の態様を調べた後に、類似する病変を有する他の被検眼の断層画像を参照して病変の進行具合等を確認したい場合も考えられる。このような場合、次に、ステップＳ１０９において、比較対象画像を変更する指示を入力する。具体的には、検者はさらに他の断層画像を比較対象として表示させるか否かの指示を、ポインティングデバイス２５を用いて制御部１９に入力する。断層画像変更の指示を制御部１９が受付けた場合、制御部１９はフローをステップＳ１０５に戻し、該ステップＳ１０５にて再度比較対象画像の取得処理を実行する。以降ステップＳ１０６からステップＳ１０８の処理が繰り返される。
Here, for example, after examining the aspect of the lesion, it may be considered to check the progress of the lesion or the like with reference to the tomographic image of another eye to be examined having a similar lesion. In such a case, next, in step S109, an instruction to change the comparison target image is input. Specifically, the examiner inputs an instruction as to whether another tomographic image is to be displayed as a comparison target, to the
ステップＳ１０９にて比較対象画像を変更しないとの指示が入力された場合、制御部１９はフローをさらに進めて表示処理を終了させる。なお、本実施例では検者により比較対象画像の変更の要否を入力することとした。しかし、例えば特定の撮影条件或いは患者等の断層画像が順次取得され、これら断層画像が連続的に表示されるように制御部１９が表示処理を実行することとしてもよい。
When an instruction not to change the comparison target image is input in step S109, the
（表示例３）
以上に述べた表示例では、スケールバーが重畳表示された断層画像、或いは正規化された断層データに基づいて生成された断層画像を表示している。ここで、本明細書において述べる断層画像とは、例えば網膜の各層の像だけでなく、データ取得領域である表示画面に表示されている領域の画像全てを含む。しかし、ここで述べてきているような被検眼同士の断層画像の比較では、実際には例えば網膜におけるＲＰＥ（網膜色素上皮）等の特定の層同士の比較ができればよい場合が多い。ここでは、そのような特定の層に関する情報を実線によりモデル化し、これを表示する態様について説明する。
(Display example 3)
In the display example described above, a tomographic image in which a scale bar is superimposed and displayed, or a tomographic image generated based on normalized tomographic data is displayed. Here, the tomographic image described in the present specification includes, for example, not only images of layers of the retina but all images of a region displayed on a display screen which is a data acquisition region. However, in comparison of tomographic images of the subject's eyes with each other as described herein, it is often sufficient in actuality to compare specific layers such as RPE (retinal pigmented epithelium) in the retina. Here, an aspect will be described in which information on such a specific layer is modeled by a solid line and displayed.
断層画像の取得時において、例えばＢスキャンデータにおいて類似する輝度値のピークが走査方向に並ぶ場合、この連続した輝度値のピークは網膜における特定の層に対応している。網膜中には複数の層が存在するが、解剖学的に公知の層と類似する並びようで連続するピーク値を探索して、断層画像に表示される各層をこれら公知の層と対応付けて特定する処理をセグメンテーション処理と称する。断層データにはこのセグメンテーション処理により特定された各層のデータも含まれており、正規化された断層データが生成される際にはこの各層に関するデータについても正規化される。 At the time of acquisition of a tomographic image, for example, when peaks of similar luminance values are aligned in the scanning direction in B scan data, the peaks of the continuous luminance values correspond to a specific layer in the retina. Although there are a plurality of layers in the retina, successive peak values similar to anatomically known layers are searched for, and each layer displayed in a tomographic image is associated with these known layers. The process of identifying is referred to as segmentation process. The tomographic data also includes data of each layer specified by this segmentation process, and when normalized tomographic data is generated, data concerning this layer is also normalized.
図１２は、正規化され、且つ実線によってモデル化されたＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡのＲＰＥの情報とＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢのＲＰＥの情報とを重ね合わせて表示している例を示している。同図においては、正規化された断層データを利用して、実形状補正された一方の眼球径に対して他方の眼球径を一致させるように他方の断層データを変換し、変換された断層データより得たＲＰＥの情報を一方のＲＰＥの情報に重畳している。このような表示様式を用いることにより、例えばＲＰＥ等の特定の層に関する病変の状態や変化を、より目視容易な状態で比較することが可能となる。なお、ここでは断層データからセグメンテーション処理により層を特定し、該特定された層をモデル化して表示した例について述べた。しかし、他の被検眼や当該被検眼の以前の断層に関するデータとして、例え記憶部１９５には上述した断層データが記憶されておらず、特定された層厚のデータ等のみしか記憶されていないことも有り得る。このような場合、この層厚のデータ等から上述した断層データを生成し、生成されたデータより正規化された断層データを求め、さらにこれらデータに対して眼球径をそろえる処理を行ってもよい。或いは層厚のデータを直接正規化し、モデル化した網膜各層の画像を生成してもよい。
FIG. 12 shows an example in which RPE information of ID number xxxxxA and normalized RPE information of ID number xxxxxB are superimposed and displayed, which are normalized and modeled by a solid line. In the same figure, using the normalized tomographic data, the other tomographic data is converted so that the other eye diameter matches the actual shape-corrected one eye diameter, and the converted tomographic data The information of RPE obtained is superimposed on the information of one RPE. By using such a display style, for example, it becomes possible to compare the state or change of a lesion related to a specific layer such as RPE in a more easily visible state. Here, a layer is specified from the tomographic data by the segmentation processing, and an example in which the specified layer is modeled and displayed is described. However, the above-mentioned tomographic data is not stored in the
（表示例４）
例えば病的近視等、眼球の変形の程度を確認することで被検眼の状態を知りたい場合がある。このような場合、被検眼の眼球径（眼球或いは網膜の曲率半径）により定まる円弧と湾曲した網膜とを比較することで、網膜の湾曲の程度、即ち眼球の変形の程度を確認することができる。本表示例では実形状補正後の断層画像に対して、正規化された断層データに基づいて生成された眼球径から求めた円弧を重畳表示している。図１３（ａ）〜１３（ｃ）は本表示例を示すものであって、各断層画像において眼球径から求めた円弧を点線にて表示する例を示している。なお、Ａスキャンデータにおける例えばピーク値を示す輝度の変化が急峻か否かに応じて実線の太さを変える等、特定された層に関する情報が認識できるよう断層データをモデル化してもよい。図に示す断層画像にはこのような処理が施されており、これにより各層の目視による比較がより容易となる。
(Display example 4)
For example, it may be desired to know the state of the subject's eye by confirming the degree of deformation of the eyeball, such as pathological myopia. In such a case, it is possible to confirm the degree of curvature of the retina, that is, the degree of deformation of the eyeball, by comparing an arc determined by the eye diameter of the subject eye (curvature radius of the eyeball or retina) with the curved retina. . In this display example, an arc obtained from the eye diameter generated based on the normalized tomographic data is superimposed and displayed on the tomographic image after the actual shape correction. FIGS. 13 (a) to 13 (c) show this display example, and show an example in which an arc obtained from the eyeball diameter in each tomographic image is displayed by a dotted line. The tomographic data may be modeled such that the information on the specified layer can be recognized, such as changing the thickness of the solid line depending on, for example, whether or not the change in luminance indicating the peak value in the A scan data is steep. Such processing is applied to the tomographic image shown in the figure, which makes it easier to visually compare the layers.
ここで、図１３（ａ）は例えばＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡについての断層画像の表示例であり、図１３（ｂ）はＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢについての断層画像の表示例である。例えば、これら異なるＩＤナンバーの被検眼について眼底の湾曲状態を比較しようとした場合、単純にこれら画像を並べて表示しても、例えば何れの被検眼の湾曲のほうが大きいかは容易に判別できない。そこで、正規化された断層データを利用して、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの眼球径をＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢの眼球径に合わせるように極座標での拡大或いは縮小の変換を行う。また、この変換に合わせて断層データの配置も拡大或いは縮小後の極座標上に配置する変換を行ない、さらに変換後の断層データにより生成した断層画像を表示する。即ち、網膜層の曲率半径について、一方の断層データを他方の断層データに合わせる変換を行う。変換後の眼球径及びこれが重畳表示された生成された断層画像を図１３（ｃ）に示す。図１３（ｂ）に示す断層画像と図１３（ｃ）に示す断層画像とを並べて表示することにより、これら被検眼の湾曲の度合い等が目視によって容易に比較することができる。なお、この場合、例えば表示されている眼球の半径も数値として円弧に併せて重畳表示してもよい。また、断層画像を表示する際の表示パラメータとして、ここでは曲率半径に着目してこれを一致させる場合について例示している。しかし、一致させる表示パラメータはこれに限定されず、特定の層についての曲率半径、病変部の大きさ、特定の層の厚さ等これらを変更可能な、倍率、アスペクト比、極座標の表示径等、比較項目に応じて、適宜選択し、変更することができる。 Here, FIG. 13 (a) is a display example of a tomographic image for the ID number xxxxxA, for example, and FIG. 13 (b) is a display example of a tomographic image for the ID number xxxxxB. For example, when trying to compare the bending state of the fundus with respect to the eye to be examined of these different ID numbers, even if these images are simply displayed side by side, it can not be easily determined, for example, which of the eye to be examined is larger. Therefore, by using normalized tomographic data, conversion of enlargement or reduction in polar coordinates is performed so that the eye diameter of the ID number xxxxxA matches the eye diameter of the ID number xxxxxB. Further, according to this conversion, the arrangement of tomographic data is also arranged to be arranged on the polar coordinates after enlargement or reduction, and a tomographic image generated by the converted tomographic data is displayed. That is, for the radius of curvature of the retinal layer, conversion is performed to fit one tomographic data to the other tomographic data. The eyeball diameter after conversion and the generated tomographic image on which the eyeball diameter is superimposed are shown in FIG. 13 (c). By displaying the tomographic image shown in FIG. 13 (b) and the tomographic image shown in FIG. 13 (c) side by side, it is possible to easily compare the degree of bending of the subject's eye and the like visually. In this case, for example, the radius of the displayed eye may also be superimposed and displayed as a numerical value on the arc. In addition, as a display parameter when displaying a tomographic image, a case where the curvature radius is focused on and matched is illustrated here. However, the display parameters to be matched are not limited to this, and the radius of curvature for a specific layer, the size of a lesion, the thickness of a specific layer, etc. can be changed, magnification, aspect ratio, display diameter of polar coordinates, etc. And can be appropriately selected and changed according to the comparison item.
（表示例５）
眼軸長が延伸した被検眼の眼底では、脈絡膜層等の菲薄化が観察される場合がある。しかし、単一の断層画像から菲薄化の程度を知ることは困難であり、診断を容易とするためには比較対象データから得た断層画像と並べて表示することが望ましい。その際、このような断層画像として、例えば健康な他眼との比較が行えれば、菲薄化の発生の有無からその程度の把握まで可能となる。図１４は、このように脈絡膜層の菲薄化の程度の把握を目的として、検査対象の断層画像と比較対象の断層画像とを並べて表示している場合を示している。
(Display example 5)
In the fundus of the subject's eye in which the axial length is extended, thinning of the choroidal layer or the like may be observed. However, it is difficult to know the degree of thinning from a single tomographic image, and in order to facilitate diagnosis, it is desirable to display side by side with the tomographic image obtained from comparison target data. At that time, if comparison with, for example, a healthy other eye can be performed as such a tomographic image, it becomes possible to grasp the extent of occurrence from thinning. FIG. 14 shows the case where the tomographic image to be inspected and the tomographic image to be compared are displayed side by side for the purpose of grasping the degree of thinning of the choroid layer as described above.
本実施例では、ＩＤナンバーｘｘｘｘｘＡの眼球径をＩＤナンバーｘｘｘｘｘＢの眼球径に合わせる変換を行い、併せて断層データも変換し、さらに変換後の断層データにより生成した断層画像を表示する。また、同時に、例えば上述したポインティングデバイス２５等により、菲薄化の程度を知りたい層の指定を行う。表示制御部１９６は層の指定に応じて、得られている正規化された断層データに基づいて層厚を求め、且つ２つの断層画像において指定された層及び部位に対して例えば線分等の計測位置を示すマーカと寸法線とを重畳表示させる。また、本実施例ではこれら断層画像を横方向に並べて配置し、寸法線によりマーカの上下端を比較できるように破線等により厚さを把握できる補助マーカも表示させる。以上の表示態様とすることにより、任意の層における菲薄化の程度を把握することが容易となる。
In this embodiment, the eyeball diameter of the ID number xxxxxA is converted to match the eyeball diameter of the ID number xxxxxB, the tomographic data is also converted, and the tomographic image generated by the tomographic data after conversion is displayed. Also, at the same time, the layer to which the degree of thinning is to be known is designated by, for example, the above-described pointing device 25 or the like. The
（その他の表示例）
以上に述べた表示例では、図１２に示した表示例の場合を除き、特定の断層画像と比較対象画像とを並べて表示することとしている。しかし、上述した他の表示例のように２つの断層画像を並べて表示した表示様式を、図１２でも述べたようにモデル化して表示する様式としてもよく、或いはモデル化された画像を互いに重畳表示してもよい。この場合、断層データにおいてセグメンテーション処理等によって任意の層を特定し、これら層の形状の相違を比較容易とするために、任意の層を線等によってモデル化するとよい。また、さらに、一方の断層データから得た線に対して他方の断層データから得た線を例えば表示色を変える等して重畳表示してもよい。また、網膜に関しては例えばアスペクト補正をあえて行わない、或いは縦横比をさらに大きくする等した方がより相違点の認識が容易な場合も考えられる。この場合、正規化された断層データに基づいて縦横の寸法を一致させた後、意図したアスペクト比の画像となるようにアスペクト補正を行うとよい。
(Other display example)
In the display example described above, except for the display example shown in FIG. 12, the specific tomographic image and the comparison target image are displayed side by side. However, as in the other display examples described above, the display style in which two tomographic images are displayed side by side may be modeled as a model displayed as described in FIG. 12 or the modeled images may be displayed superimposed on each other You may In this case, in the tomographic data, an arbitrary layer may be identified by segmentation processing or the like, and the arbitrary layer may be modeled by a line or the like in order to easily compare the differences in the shapes of these layers. Furthermore, a line obtained from the other tomographic data may be superimposed on the line obtained from one tomographic data, for example, by changing the display color. In addition, with regard to the retina, for example, it may be possible that the difference is more easily recognized if the aspect correction is not performed intentionally or if the aspect ratio is further increased. In this case, after matching vertical and horizontal dimensions based on normalized tomographic data, it is preferable to perform aspect correction so as to obtain an image of an intended aspect ratio.
ここで、黄班等の検査において、例えばその窪みの程度の比較が求められる場合がある。通常、断層画像において網膜表面に対する窪みのない曲線のフィッティングを行い、当該曲線と実際の網膜表面を現す線とに囲まれた領域の面積からこの窪みの程度を求めている。また、立体として、網膜表面に対して窪みのない曲面をフィッティングし、これと網膜表面とに囲まれる空間の体積からこれを求める場合もある。例えば、断層データを正規化した後にこれら処理を行うことにより、実寸、実面積として黄班の窪みの程度等を表示し、目視による感覚的な比較だけでなく、数値として比較することが可能となる。表示する断層画像にこのような情報を付加することにより、検者はより多くの情報を参照しながら被検眼の状態比較を行うことができる。 Here, in the examination of jaundice or the like, for example, a comparison of the degree of the depression may be required. Usually, in a tomographic image, a curve without depression is fitted to the surface of the retina, and the extent of the depression is determined from the area of the region surrounded by the curve and the line that represents the actual surface of the retina. Also, as a solid, a curved surface without a depression may be fitted to the surface of the retina, and this may be obtained from the volume of the space enclosed by this and the surface of the retina. For example, by performing processing after normalizing tomographic data, it is possible to display the extent of depression of jaundice as actual size and actual area, and to compare not only visually but also visually as compared visually. Become. By adding such information to the tomographic image to be displayed, the examiner can perform the state comparison of the eye while referring to more information.
また、上述した表示例では、正規化した断層データを生成する際に例えばセグメンテーションの結果等にもこれを反映させ、各層についても正規化されたデータを生成することとしている。そして、表示に際して、これら正規化されている各データから所望の表示様式を用いて表示する画像の生成を行っている。しかし、例えば正規化していない断層データに基づいて、比較対象画像を生成しようとする場合も考えられる。この場合、例えば表示したい画像が特定の層をモデル化した画像である場合、セグメンテーション等の結果得られたモデル（線像）に対して正規化処理を施して表示画像を得ることとしてもよい。断層データを全て正規化する場合と比較して、このような手順とすることにより画像表示に要する時間が短縮される。 Further, in the display example described above, when generating the normalized tomographic data, for example, the result is also reflected on the result of the segmentation and the like, and the normalized data is also generated for each layer. Then, at the time of display, an image to be displayed is generated from each of the normalized data using a desired display style. However, it is also conceivable to generate a comparison target image based on, for example, non-normalized tomographic data. In this case, for example, when the image to be displayed is an image obtained by modeling a specific layer, a display image may be obtained by performing normalization processing on a model (line image) obtained as a result of segmentation or the like. Such a procedure reduces the time required for image display as compared to the case where all tomographic data are normalized.
上述したように、被検眼の経過観察を行う際には、例えば新たに取得した断層画像と過去に取得した同一部位の断層画像との比較が一般的には行われる。この画像比較は、新たに取得した断層画像と過去に取得され且つ記憶されている断層画像とを同時に表示することで行われる。このような手法によれば、比較する２つの断層画像から対応箇所を把握することが容易であり、経過観察に非常に有用である。本発明によれば、変化の程度が大きく例えば眼球径等に変化がある、或いは眼底の一部が大きく変形等した場合であっても、これらを実寸に基づいて比較することができる。また、ＯＣＴ装置で撮影された断層画像において、異なる被検眼の実際の形状に合わせて網膜各層を画像化できることとなり、緑内障や病的近視などの疾病の進行度や治療後の回復具合を定量的に診断することができる。即ち、疾患形状や寸法などの網膜形状を定量的に観察することが可能となる。 As described above, when performing follow-up observation of the eye to be examined, for example, comparison between a newly acquired tomographic image and a tomographic image of the same site acquired in the past is generally performed. This image comparison is performed by simultaneously displaying a newly acquired tomographic image and a tomographic image acquired and stored in the past. According to such a method, it is easy to grasp the corresponding portion from two tomographic images to be compared, which is very useful for follow-up observation. According to the present invention, even if the degree of change is large, for example, the eyeball diameter or the like changes, or a part of the fundus is largely deformed, these can be compared based on the actual size. In addition, in the tomographic image taken by the OCT apparatus, it is possible to image the layers of the retina according to the actual shape of the different eye to be examined, and quantitatively evaluate the degree of progression of diseases such as glaucoma and pathological myopia and the degree of recovery after treatment. Can be diagnosed. That is, it becomes possible to quantitatively observe retinal shapes such as disease shapes and sizes.
以上の実施例において例示したように、本発明に係る画像処理装置は、取得部１９１（断層データ取得手段及び比較データ取得手段）及び画像生成部１９２（生成手段）を備える。取得部１９１は、断層データ取得手段として、被検眼Ｅの眼底Ｅｒに例示される被検査物の正規化された断層データを取得する。この場合、正規化された断層データは、ＯＣＴ装置１００により取得されたものを正規化してもよいし、予め記憶部１９５等に記憶された正規化された断層データを取得してもよい。また、予め記憶部１９５等に記憶された断層データを取得し、これを正規化して取得してもよい。取得部１９１は、さらに比較データ取得手段として、取得された断層データと比較するための正規化された比較対象データを記憶部１９５等から取得する。なお、この場合、取得部１９１が比較対象データとして正規化されていない断層データを取得し、これを正規化部１９３で正規化させた後のデータを取得することとしてもよい。
As exemplified in the above embodiments, the image processing apparatus according to the present invention includes an acquisition unit 191 (tomographic data acquisition means and comparison data acquisition means) and an image generation unit 192 (generation means). The
画像生成部１９２は、生成手段として、取得部１９１により取得された正規化された断層データ及び比較対象データを用いて、各々より比較用表示データを生成する。その際に、比較対象データは、上述したように、例えば被検眼Ｅにおける黄班等の特定の部位、被検眼Ｅの網膜の曲率半径、ＲＰＥ等の特定の層の層厚さ等に関連して規定される比較項目に応じて選択される。取得した断層データ及び比較対象データより生成する画像は、この比較項目に応じて比較に適した表示様式にて表示されることが望ましい。そこで、画像生成部１９２は、比較項目に応じて、予め記憶部１９５に記憶されている比較に適した表示様式で両データより生成する画像が表示部２０に表示されるように、この表示様式に関する情報を上述した比較用表示データに付与する。なお、上述した実施例では、生成され且つ表示される画像は２つであったが、それ以上の画像が対象となってもよい。また、比較用表示データは常に表示部２０に表示されることを要さず、比較用表示データとして撮影された被検眼の断層データに紐付けして保存してもよい。また、上述した実施例では、比較する画像を表示する態様について述べているが、差異を比較することが可能な画像のための比較用表示データを生成する構成も本発明の一態様となる。
The
画像生成部１９２は、例えば表示例３で述べたように、断層画像と比較用の断層画像の生成に際して、断層画像をそのまま表示するのではなく、断層データを用いて生成した、線分等によってモデル化した画像を表示してもよい。この場合、断層データは断層画像に含まれる層の境界を示す情報を含み、モデル化した画像は、上述したように被検眼Ｅにおいてモデル化した層境界を太線等により強調することで得られる。また、少なくとも２つの画像を比較用として生成する場合に、画像生成部は、例えば表示例４で述べたように、一方の被検眼の網膜等の曲率半径に対して他方の被検眼の網膜等の断層画像の曲率半径を合わせるとよい。このように、比較用画像の表示様式は、表示時に比較される側の断層画像の任意の層の曲率半径に対して、当該比較用画像の任意の層の曲率半径を合わせるように変更するとよい。なお、一方の断層画像における網膜の曲率半径の補正は、補正する表示パラメータの一例である。例えば特定の層の厚さを一致させる場合には、一方の画像の厚さ方向の表示倍率を変更するとよい。これにより例えば他の層の菲薄化等が目視により把握できる。即ち、比較用表示データにおける表示様式として、一方の画像における表示パラメータの少なくとも１つを、他方の画像における対応する表示パラメータと合わせて得た画像を表示してもよい。
For example, as described in Display Example 3, the
また、画像生成部１９２は、被検眼Ｅにおける任意の層にフィッティングされた曲率半径を示す表示形態を重ねた画像を生成してもよい。この場合、このように断層画像の表示様式を変更する情報を、変更予定の比較用表示データに付与し、表示時にこのデータを参照して表示画像を生成すればよい。このようなフィッティング曲線を断層画像に重畳表示することにより、例えば黄班の窪みの大きさ等を目視により感覚的に得ることができる。また、画像生成部１９２は、表示例３に示したように、比較用表示データより各々生成される断層画像（この例ではモデル化された断層画像）を重ねた画像を生成してもよい。この場合、比較対象となる断層画像が元の断層画像に重畳されるように、その表示位置を変更する情報を比較用表示データに付与するとよい。さらに画像生成部１９２は、断層データを用いて生成した画像の表示画面におけるアスペクト比を変更した画像を生成してもよい。例えば網膜の厚さ方向を径方向に対して拡大した画像とすることにより、網膜における各層間の相違を詳細に観察することができる。この場合、表示様式においてアスペクト比を変更する情報が、比較用表示データに付与されていればよい。
Further, the
表示制御部１９６（表示制御手段）は、上述した表示様式等に関して比較用表示データに付与された情報を用いて、比較用表示データを用いて生成された断層画像及び比較用断層画像等を表示手段である表示部２０に表示させる。表示制御部１９６は、この比較用表示データに付与された情報に応じて、例えば図８或いは９に例示したように、被検眼Ｅにおける黄班等、特定の部位が任意の方向で整列するように、これら画像を表示部２０に表示させる。この場合、表示制御部１９６は、さらに図１０等に例示した、断層データを用いて生成された、断層画像における実寸法を表すスケールバーを表示部２０に表示させてもよい。この場合、このスケールバーは、比較用表示データを用いて生成された断層画像に重畳して表示されるとよい。
The display control unit 196 (display control means) displays the tomographic image and the tomographic image for comparison, etc. generated using the display data for comparison, using the information added to the display data for comparison regarding the display format etc. described above. It is displayed on the
なお、上述した実施例において、画像生成部１９２はさらに、複数の表示形態から比較項目に応じた表示様式を選択する選択手段としての表示様式選択部１９８をさらに備える。より詳細には、本実施例では、表示様式選択部１９８は、比較対象となる断層データ（比較対象データ）を選択する際に、合わせて考慮される比較項目に対応して、予め記憶部１９５に記憶されている表示様式を選択する。また、例えば断層画像及び比較対象となる断層画像を実寸法で表示する表示様式の場合、一方の断層画像が表示部２０における表示画面からはみ出す部分が生じることも起こり得る。このように、正規化された断層データを用いて生成した断層画像が表示部２０における画像の表示画面をはみ出した領域を含む場合、画像生成部１９２はこのはみ出した領域を削除して表示用の画像を生成するとよい。
In the embodiment described above, the
また、上述したように、正規化された断層データは、ＯＣＴ装置１００により取得した断層データ、或いは記憶部１９５から取得した断層データから生成して、これを取得することとしてもよい。この場合、測定光を用いて被検眼Ｅを光干渉断層撮影することで得られた断層データを極座標に配置するとともに、得られた断層データのデータ配置のアスペクト比を補正することで、正規化された断層データが得られる。また、上述した正規化された比較対象データも同様の手順により生成できる。この正規化された断層データの生成は、本実施例において正規化手段を構成する上述した正規化部１９３により行われる。
Further, as described above, normalized tomographic data may be generated from tomographic data acquired by the
なお、上述した実施例では、ＯＣＴ装置１００として、ＳＬＤを光源として用いたスペクトラルドメインＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）装置について述べたが、本発明によるＯＣＴ装置の構成はこれに限られない。例えば、出射光の波長を掃引することができる波長掃引光源を用いた波長掃引型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）装置等の他の任意の種類のＯＣＴ装置にも本発明を適用することができる。
Although the spectral domain OCT (SD-OCT) apparatus using SLD as a light source has been described as the
また、本実施例では、分割手段としてカプラを使用したファイバー光学系を用いているが、コリメータとビームスプリッタを使用した空間光学系を用いてもよい。また、撮影装置１０００の構成は、上述した構成に限られず、撮影装置１０００に含まれる構成の一部を撮影装置１０００と別体の構成としてもよい。
Further, in the present embodiment, a fiber optical system using a coupler is used as the dividing means, but a spatial optical system using a collimator and a beam splitter may be used. Further, the configuration of the
また、本実施例では、ＯＣＴ装置の干渉光学系としてマイケルソン干渉計の構成を用いているが、干渉光学系の構成はこれに限られない。例えば、ＯＣＴ装置の干渉光学系はマッハツェンダー干渉計の構成を有していてもよい。 Further, in the present embodiment, the configuration of the Michelson interferometer is used as the interference optical system of the OCT apparatus, but the configuration of the interference optical system is not limited to this. For example, the interference optical system of the OCT apparatus may have the configuration of a Mach-Zehnder interferometer.
さらに、上述した実施例では、被検査物として被検眼の眼底（網膜）を用いた場合を例示しているが、被検査物はこれに限定されない。検査の対象は、内部に屈折要素を包含する対象物の内に存在する被検査物であれば任意のものであってよい。 Furthermore, although the case where the fundus (retina) of the eye to be examined is used as the test object is illustrated in the above-described embodiment, the test object is not limited to this. The inspection object may be any object as long as it is present in the object including the refractive element inside.
（その他の実施例）
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し、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。
(Other embodiments)
The present invention supplies a program that implements one or more functions of the above-described embodiments to a system or apparatus via a network or storage medium, and one or more processors in a computer of the system or apparatus read and execute the program. Can also be realized. It can also be implemented by a circuit (eg, an ASIC) that implements one or more functions.
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、上述の各実施例及び変形例は、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. Moreover, the above-mentioned each Example and modification can be combined suitably in the range which does not deviate from the meaning of this invention.
１９：制御部、 ２０、表示部、 １９１：取得部、 １９２：画像生成部、 １９３：正規化部、 １９６：表示制御部、 １９７：算出部、 １９８：表示様式選択部、 １００：ＯＣＴ装置、 １０００：撮像装置 19: control unit, 20, display unit, 191: acquisition unit, 192: image generation unit, 193: normalization unit, 196: display control unit, 197: calculation unit, 198: display style selection unit, 100: OCT apparatus, 1000: Imaging device
Claims (18)
前記断層データと比較する比較対象データを取得する比較データ取得手段と、
前記断層データ及び前記比較対象データより比較用表示データを生成する生成手段と、を備え、
前記生成手段は、前記断層データと前記比較対象データとを比較する際の比較項目に応じて、前記断層データ及び前記比較対象データの少なくとも一方より前記生成手段が生成する断層画像の表示様式を変更する情報を、前記比較用表示データに付与することを特徴とする画像処理装置。 Tomographic data acquisition means for acquiring normalized tomographic data of an object to be inspected;
Comparison data acquisition means for acquiring comparison target data to be compared with the tomographic data;
Generating means for generating display data for comparison from the tomographic data and the data to be compared;
The generation unit changes the display mode of the tomographic image generated by the generation unit from at least one of the tomographic data and the comparison target data according to a comparison item when comparing the tomographic data and the comparison target data. An image processing apparatus for adding information to the display data for comparison.
前記正規化された断層データを取得する断層データ取得手段と、
前記断層データと比較する比較対象データを取得する比較データ取得手段と、
前記正規化された断層データ及び前記比較対象データより比較用表示データを生成する生成手段と、
前記比較用表示データに付与された情報を用いて、前記生成手段が生成した断層画像を表示手段に表示させる表示制御手段と、を備え、
前記生成手段は、前記正規化された断層データと前記比較対象データとを比較する際の比較項目に応じて、前記正規化された断層データ及び前記比較対象データの少なくとも一方より生成する断層画像の表示様式を変更する前記情報を、前記比較用表示データに付与することを特徴とする画像処理装置。 Normalized by disposing tomographic data obtained by optical coherence tomography of an object to be inspected using measurement light at polar coordinates and correcting the aspect ratio of the data disposition of the obtained tomographic data Normalization means for generating tomographic data;
Tomographic data acquisition means for acquiring the normalized tomographic data;
Comparison data acquisition means for acquiring comparison target data to be compared with the tomographic data;
Generation means for generating display data for comparison from the normalized tomographic data and the comparison target data;
Display control means for causing the display means to display the tomographic image generated by the generation means using the information added to the comparison display data;
The generation unit is configured to generate a tomographic image generated from at least one of the normalized tomographic data and the comparison target data according to a comparison item when comparing the normalized tomographic data and the comparison target data. An image processing apparatus characterized in that the information for changing the display style is added to the comparison display data.
前記断層データと比較する比較対象データを取得することと、
前記断層データ及び前記比較対象データより比較用表示データを生成することと、を含み、
前記断層データと前記比較対象データとを比較する際の比較項目に応じて、前記断層データ及び前記比較対象データの少なくとも一方より生成する断層画像の表示様式を変更する情報を、前記比較用表示データに付与することを特徴とする画像処理方法。 Obtaining normalized tomographic data of an object to be inspected;
Acquiring comparison target data to be compared with the tomographic data;
Generating display data for comparison from the tomographic data and the data to be compared;
The display data for comparison is information for changing the display mode of the tomographic image generated from at least one of the tomographic data and the comparison target data according to a comparison item when the tomographic data and the comparison target data are compared. An image processing method characterized in that
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|---|---|---|---|---|
| JP2020103422A (en) * | 2018-12-26 | 2020-07-09 | 株式会社トプコン | Ophthalmologic apparatus and control method thereof |
| WO2021153086A1 (en) * | 2020-01-30 | 2021-08-05 | 株式会社トプコン | Ophthalmic apparatus, control method thereof, and recording medium |
| WO2021176893A1 (en) * | 2020-03-05 | 2021-09-10 | 株式会社トプコン | Ophthalmic device, control method therefor, and storage medium |
| WO2022264383A1 (en) * | 2021-06-17 | 2022-12-22 | 株式会社Pfu | Information processing device, control method, and control program |
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Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2020103422A (en) * | 2018-12-26 | 2020-07-09 | 株式会社トプコン | Ophthalmologic apparatus and control method thereof |
| US11490802B2 (en) | 2018-12-26 | 2022-11-08 | Topcon Corporation | Ophthalmologic apparatus and method for controlling the same |
| JP7231404B2 (en) | 2018-12-26 | 2023-03-01 | 株式会社トプコン | Ophthalmic device and its control method |
| WO2021153086A1 (en) * | 2020-01-30 | 2021-08-05 | 株式会社トプコン | Ophthalmic apparatus, control method thereof, and recording medium |
| WO2021176893A1 (en) * | 2020-03-05 | 2021-09-10 | 株式会社トプコン | Ophthalmic device, control method therefor, and storage medium |
| WO2022264383A1 (en) * | 2021-06-17 | 2022-12-22 | 株式会社Pfu | Information processing device, control method, and control program |
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