JP2013179972A

JP2013179972A - Opto-tomographic image capturing apparatus for eye

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Publication number: JP2013179972A
Application number: JP2012044070A
Authority: JP
Inventors: Yuji Murase; 祐二村瀬
Original assignee: Nidek Co Ltd
Current assignee: Nidek Co Ltd
Priority date: 2012-02-29
Filing date: 2012-02-29
Publication date: 2013-09-12
Anticipated expiration: 2032-02-29
Also published as: JP5987355B2

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an opto-tomographic image capturing apparatus for eyes, capable of acquiring excellent tomographic images suitable for observation and analysis.SOLUTION: An image capturing apparatus includes: an image capturing optical system 100 for acquiring by optical scanning, a plurality of tomographic images of an eye to be examined; and an image processing means 70 for obtaining a displacement distribution that is a distribution of a deviation for each A-scan among the plurality of tomographic images captured by the image capturing optical system 100, and correcting the deviation among the tomographic images on the basis of the obtained displacement distribution. The apparatus obtains the information about positional deviation of a target tomographic image to a reference tomographic image for image units, and corrects the positional deviation among the tomographic images on the basis of the information about positional deviation acquired for image units.

Description

本発明は、眼の光断層画像を撮像する眼光断層画像撮像装置に関する。 The present invention relates to an ophthalmic tomographic image capturing apparatus that captures an optical tomographic image of an eye.

光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ：Optical Coherence Tomography）を用いて眼の光断層画像を撮像する装置は、光スキャナを用いて眼底上で測定光を走査させ、眼の断層画像（例えば、眼底の断層画像）を取得する。そして、得られた断層画像は、眼の状態の評価に利用される（特許文献１参照）。 An apparatus for imaging an optical tomographic image of an eye using optical coherence tomography (OCT) scans the measurement light on the fundus using an optical scanner, and produces a tomographic image of the eye (for example, a tomographic image of the fundus). To get. The obtained tomographic image is used for evaluation of the eye state (see Patent Document 1).

このような装置は、断層画像に含まれるノイズ成分を平均化するために、複数の断層画像を取得し、これに基づいて加算平均画像を取得する。加算平均画像は、例えば、略同一部位に関する複数の断層画像における各画素での輝度値を加算し、その平均値を求めることによって取得される。 Such an apparatus acquires a plurality of tomographic images in order to average noise components included in the tomographic images, and acquires an addition average image based thereon. The addition average image is acquired by, for example, adding the luminance values at each pixel in a plurality of tomographic images related to substantially the same part and obtaining the average value.

なお、眼の位置ずれによって各断層画像は、ずれるので、画像の平行移動・回転移動によって位置ずれを補正する手法が行われている。例えば、特許文献１の装置は、断層画像を走査方向に関して分割し、各分割領域の画像単位で位置ずれを補正している。 In addition, since each tomographic image is shifted due to the positional deviation of the eye, a technique for correcting the positional deviation by parallel movement / rotational movement of the image is performed. For example, the apparatus of Patent Document 1 divides a tomographic image with respect to the scanning direction, and corrects the positional deviation in units of images in each divided region.

特開２０１０−１１０３９２号公報JP 2010-110392 A

しかしながら、上記のように位置ずれを補正したとしても、断層画像間の良好なデータが得られない場合がある。 However, even if the positional deviation is corrected as described above, good data between tomographic images may not be obtained.

本発明は、上記従来技術を鑑み、観察、解析に適した良好な断層画像を取得できる眼光断層画像撮像装置を提供することを技術課題とする。 In view of the above prior art, an object of the present invention is to provide an ophthalmic tomographic imaging apparatus capable of acquiring a good tomographic image suitable for observation and analysis.

すなわち、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。 That is, the present invention is characterized by having the following configuration.

（１）
光走査により被検眼の複数の断層画像を取得するための撮像光学系と、
撮像光学系により取得された前記複数の断層画像間でのＡスキャン毎の位置ずれ分布を取得し、取得された位置ずれ分布に基づいて断層画像間の位置ずれを補正する画像処理手段と、
を備えることを特徴とする。
（２）
画像処理手段は、さらに、基準断層画像に対する対象断層画像の位置ずれ情報を画像単位で取得し、取得された画像単位での位置ずれ情報に基づいて断層画像間の位置ずれを補正する（１）の眼光断層画像撮像装置。
（３）
画像処理手段は、基準断層画像と対象断層画像との間の位置ずれ情報を、少なくとも２つ以上の複数の領域において検出し、基準断層画像に対する対象断層画像のＡスキャン毎の位置ずれ分布を得る（１）〜（２）のいずれかの眼光断層画像撮像装置。
（４）
画像処理手段は、取得されたＡスキャン毎の位置ずれ分布に基づいて対象断層画像における各Ａスキャンの形成位置を変更する（１）〜（３）のいずれかの眼光断層画像撮像装置。
（５）
撮像光学系は、ある横断位置での複数の光走査により該横断位置での断層画像を複数取得し、
画像処理手段は、取得された位置ずれ分布に基づいて前記断層画像間の位置ずれを補正し、補正された断層画像を用いて加算平均画像を得る（１）〜（４）のいずれかの眼光断層画像撮像装置。
（６）
撮像光学系は、二次元的な光走査により横断位置の異なる複数の断層画像を取得し、
画像処理手段は、取得された位置ずれ分布に基づいて前記断層画像間の位置ずれを補正し、補正された断層画像を用いて３次元データを得る（１）〜（５）のいずれかの眼光断層画像撮像装置。 (1)
An imaging optical system for acquiring a plurality of tomographic images of the eye to be examined by optical scanning;
Image processing means for acquiring a positional deviation distribution for each A scan between the plurality of tomographic images acquired by the imaging optical system, and correcting the positional deviation between the tomographic images based on the acquired positional deviation distribution;
It is characterized by providing.
(2)
The image processing means further acquires positional deviation information of the target tomographic image with respect to the reference tomographic image for each image, and corrects positional deviation between the tomographic images based on the acquired positional deviation information for each image (1). Ophthalmic tomographic imaging device.
(3)
The image processing means detects position shift information between the reference tomographic image and the target tomographic image in at least two or more regions, and obtains a position shift distribution for each A scan of the target tomographic image with respect to the reference tomographic image. The ophthalmic tomographic imaging apparatus according to any one of (1) to (2).
(4)
The image processing means is the ophthalmic tomographic imaging apparatus according to any one of (1) to (3), wherein the image scan unit changes a formation position of each A scan in the target tomographic image based on the acquired positional deviation distribution for each A scan.
(5)
The imaging optical system acquires a plurality of tomographic images at the crossing position by a plurality of optical scans at a certain crossing position,
The image processing unit corrects a positional shift between the tomographic images based on the acquired positional shift distribution, and obtains an addition average image using the corrected tomographic image. The eye light of any one of (1) to (4) Tomographic imaging device.
(6)
The imaging optical system acquires a plurality of tomographic images having different transverse positions by two-dimensional optical scanning,
The image processing means corrects a positional shift between the tomographic images based on the acquired positional shift distribution, and obtains three-dimensional data using the corrected tomographic image. The eye light of any one of (1) to (5) Tomographic imaging device.

本発明によれば、測定や観察に適した良好な断層画像を取得できる。 According to the present invention, a good tomographic image suitable for measurement and observation can be acquired.

本実施形態に係る装置の構成について説明するための図である。It is a figure for demonstrating the structure of the apparatus which concerns on this embodiment. ＯＣＴ光学系１００によって得られる断層画像の例である。2 is an example of a tomographic image obtained by the OCT optical system 100. 断層画像間の位置ずれ検出、分割について説明するための図である。It is a figure for demonstrating the position shift detection between a tomographic image, and a division | segmentation. 基準画像と対象画像のずれについて説明するための図である。It is a figure for demonstrating the shift | offset | difference of a reference | standard image and a target image. 基準画像に対する対象画像のＡスキャン毎のずれを示すグラフである。It is a graph which shows the shift | offset | difference for every A scan of the object image with respect to a reference | standard image. 基準画像と対象画像との間の撮像範囲のずれについて説明するための図である。It is a figure for demonstrating the shift | offset | difference of the imaging range between a reference | standard image and a target image. 基準画像Ｔ１に対する対象画像Ｔ２の撮像範囲のずれを示すグラフである。It is a graph which shows the shift | offset | difference of the imaging range of the target image T2 with respect to the reference | standard image T1. 眼に対する光の入射位置のずれによる光路長の変化について説明するための図である。It is a figure for demonstrating the change of the optical path length by the shift | offset | difference of the incident position of the light with respect to eyes.

本発明者は、眼に対するアライメントずれ、固視方向のずれによって断層像の形態に歪みが生じていることを見出した。このような歪みは、一般的な画像の平行移動・回転移動では、補正されない成分であった。このような歪みの発生原因としては、眼に対する光の入射位置によって各走査位置に対する光路長が変化するため、画像が歪んでしまうことが一因として考えられる（例えば、図８参照）。 The inventor has found that the tomographic image is distorted due to misalignment with the eye and displacement in the fixation direction. Such distortion is a component that is not corrected by general translation / rotation of an image. One possible cause of such distortion is that the image is distorted because the optical path length for each scanning position varies depending on the light incident position on the eye (see, for example, FIG. 8).

また、本発明者は、光の走査方向と平行な方向に眼が動いたり、光学系の収差によって、同一被検眼での断層画像間で走査方向に関する倍率が異なり、走査方向に関して断層像に歪みが生じていることを見出した。 In addition, the inventor found that the eye moved in a direction parallel to the light scanning direction, or the magnification in the scanning direction was different between tomographic images of the same eye due to aberration of the optical system, and the tomographic image was distorted in the scanning direction. I found out.

本発明に係る装置を実施するための形態を図面に基づいて説明する。 DESCRIPTION OF EMBODIMENTS An embodiment for carrying out an apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings.

＜概要＞
本実施形態に係る眼の光断層画像を撮像する装置は、横断方向における光走査により得られた各Ａスキャン信号からなる眼の断層画像を複数取得する。装置は、基準断層画像に対する対象断層画像のＡスキャン毎の位置ずれ分布を取得し、取得された位置ずれ分布に基づいて断層画像間の位置ずれをＡスキャン単位で補正する。 <Overview>
The apparatus for imaging an optical tomographic image of an eye according to the present embodiment acquires a plurality of tomographic images of the eye composed of A scan signals obtained by optical scanning in the transverse direction. The apparatus acquires a position shift distribution for each A scan of the target tomographic image with respect to the reference tomographic image, and corrects a position shift between the tomographic images in units of A scan based on the acquired position shift distribution.

本手法は、眼に対する光の入射位置のずれによって走査領域での中心部と周辺部での撮像部位に対する光路長が変化するのに伴う、断層画像間での位置ずれを補正するのに有利である。本手法は、眼底、前眼部、眼球全体の光断層画像を撮像する装置に適用されることができる。 This method is advantageous for correcting misalignment between tomographic images as the optical path length with respect to the imaging region in the central part and the peripheral part in the scanning region changes due to the misalignment of the incident position of light on the eye. is there. This technique can be applied to an apparatus that captures an optical tomographic image of the fundus, anterior segment, and the entire eyeball.

本実施形態に係る眼の光断層画像を撮像する装置は、横断方向における光走査により得られた各Ａスキャン信号からなる眼の断層画像を複数取得する。装置は、例えば、所定の走査幅にて複数の断層画像を取得する。装置は、複数の断層画像間における走査方向に関する倍率のずれを補正する。 The apparatus for imaging an optical tomographic image of an eye according to the present embodiment acquires a plurality of tomographic images of the eye composed of A scan signals obtained by optical scanning in the transverse direction. For example, the apparatus acquires a plurality of tomographic images with a predetermined scanning width. The apparatus corrects a magnification shift in the scanning direction between a plurality of tomographic images.

本手法は、断層画像間での走査方向に関する倍率のずれを補正するのに有利である。このような補正は、例えば、走査中における眼の移動によって眼上での走査範囲が異なるような場合に有利である。また、ＯＣＴ光学系の歪曲収差により画角の中心と周辺で倍率が異なる場合でも有利である。本手法は、眼底、前眼部、眼球全体の光断層画像を撮像する装置に適用されることができる。 This method is advantageous for correcting a shift in magnification in the scanning direction between tomographic images. Such correction is advantageous, for example, when the scanning range on the eye varies depending on the movement of the eye during scanning. Further, it is advantageous even when the magnification is different between the center and the periphery of the angle of view due to distortion of the OCT optical system. This technique can be applied to an apparatus that captures an optical tomographic image of the fundus, anterior segment, and the entire eyeball.

なお、Ａスキャン毎の位置ずれ分布に基づく補正と、走査方向に関する倍率のずれ補正補正は、単独で行われることができる。また、これらの補正は、併用される。 Note that the correction based on the positional deviation distribution for each A scan and the magnification deviation correction correction in the scanning direction can be performed independently. These corrections are used in combination.

＜基本的構成＞
本装置は、例えば、光干渉断層計（ＯＣＴ）を用いた撮像装置により断層画像を生成する。撮像装置は、測定光路と参照光路を持つ干渉光学系１００を備える。干渉光学系１００には、例えば、光源１０２、光分割器（例えば、カップラー、サーキュレータ等）１０４、光スキャナ１０８、光結合器（例えば、カップラ、サーキュレータ等）１０４、光検出器（以下、検出器）１２０が配置される。光分割器は、光源から発せられた光を測定光路と参照光路に分割する。スキャナ１０８は、光源から導かれた光を横断方向に走査するために用いられる。光結合器１０４は、測定光路と参照光路と結合する。検出器１２０は、測定光路からの測定光と参照光路からの参照光との干渉状態を検出する。 <Basic configuration>
For example, the apparatus generates a tomographic image by an imaging apparatus using an optical coherence tomography (OCT). The imaging apparatus includes an interference optical system 100 having a measurement optical path and a reference optical path. The interference optical system 100 includes, for example, a light source 102, an optical splitter (eg, a coupler, a circulator, etc.) 104, an optical scanner 108, an optical coupler (eg, a coupler, a circulator, etc.) 104, and a photodetector (hereinafter referred to as a detector). ) 120 is arranged. The light splitter divides the light emitted from the light source into a measurement optical path and a reference optical path. The scanner 108 is used for scanning light guided from a light source in a transverse direction. The optical coupler 104 couples the measurement optical path and the reference optical path. The detector 120 detects an interference state between the measurement light from the measurement optical path and the reference light from the reference optical path.

演算制御器（画像処理器）７０は、検出器１２０からの出力信号を処理して、深さ情報（Ａスキャン信号）を得る。眼底の断層画像を得る場合、演算制御器７０は、光スキャナ１０８を制御して、測定光を眼に対して横断方向に走査させ、各位置での深さ情報を取得する。演算制御器７０は、各位置で取得された深さ情報を走査方向に関して並べることにより眼底の断層画像を得る。 The arithmetic controller (image processor) 70 processes the output signal from the detector 120 to obtain depth information (A scan signal). When obtaining a tomographic image of the fundus, the calculation controller 70 controls the optical scanner 108 to scan the measurement light in the transverse direction with respect to the eye, and acquires depth information at each position. The arithmetic controller 70 obtains a tomographic image of the fundus by arranging the depth information acquired at each position in the scanning direction.

加算平均画像を取得する場合、演算制御器７０は、ある横断位置において測定光を複数回走査することによって断層画像を複数枚取得する。演算制御器７０は、光スキャナ１０８を制御して、眼底上の同一位置に関する複数枚の断層画像を予め取得しておく。取得された複数の断層画像は、メモリ７２に記憶される。取得数は、少なくとも２枚以上であり、１０枚以上、１００枚以上断層画像が取得されうる。演算制御器７０は、取得された断層画像間の位置ずれを補正し、補正された各断層画像を加算し、平均化する。演算制御器７０は、加算平均画像をモニタ７５に表示する。 When acquiring the addition average image, the arithmetic controller 70 acquires a plurality of tomographic images by scanning the measurement light a plurality of times at a certain transverse position. The arithmetic controller 70 controls the optical scanner 108 and acquires a plurality of tomographic images relating to the same position on the fundus in advance. The acquired plurality of tomographic images are stored in the memory 72. The number of acquisitions is at least 2 or more, and 10 or more, 100 or more tomographic images can be acquired. The arithmetic controller 70 corrects the positional deviation between the acquired tomographic images, adds the corrected tomographic images, and averages them. The arithmetic controller 70 displays the addition average image on the monitor 75.

ＯＣＴ３次元データを取得する場合、演算制御器７０は、光スキャナ１０８を制御して眼底上で測定光を二次元的に走査する（例えば、ラスタースキャン）ことにより横断位置の異なる複数の断層画像を予め取得しておく。取得された複数の断層画像は、メモリ７２に記憶される。演算制御器７０は、取得された複数の断層画像を用いて、互いに隣接する断層画像間の位置ずれを補正し、ＯＣＴ３次元データを再構築する。演算制御器７０は、ＯＣＴ３次元データを解析処理して、層厚マップ、３次元グラフィック等の解析結果を得る。演算制御器７０は、得られた解析結果をモニタに表示する。 When acquiring OCT three-dimensional data, the arithmetic controller 70 controls the optical scanner 108 to scan the measurement light two-dimensionally on the fundus (for example, raster scan), thereby obtaining a plurality of tomographic images having different transverse positions. Obtain in advance. The acquired plurality of tomographic images are stored in the memory 72. The arithmetic controller 70 corrects a positional shift between adjacent tomographic images using a plurality of acquired tomographic images, and reconstructs OCT three-dimensional data. The arithmetic controller 70 analyzes the OCT three-dimensional data to obtain an analysis result such as a layer thickness map or a three-dimensional graphic. The arithmetic controller 70 displays the obtained analysis result on the monitor.

＜断層画像間の各Ａスキャン信号の形成位置の補正（図４、図５参照）＞
演算制御器７０は、基準断層画像と対象断層画像との間の位置ずれ情報を、少なくとも２つ以上の複数の領域において検出し、その検出結果に基づいて，基準断層画像に対する対象断層画像のＡスキャン毎の位置ずれ分布を得る。 <Correction of formation position of each A scan signal between tomographic images (see FIGS. 4 and 5)>
The arithmetic controller 70 detects positional deviation information between the reference tomographic image and the target tomographic image in at least two or more regions, and based on the detection result, the A of the target tomographic image with respect to the reference tomographic image. A positional deviation distribution for each scan is obtained.

例えば、演算制御器７０は、基準断層画像と対象断層画像との位置ずれ情報を断層画像における複数の領域において求める。演算制御器７０は、各領域での位置ずれ情報に基づく近似関数を求めることによって、基準断層画像に対する対象断層画像のＡスキャン毎の位置ずれ分布を求める。 For example, the arithmetic controller 70 obtains positional deviation information between the reference tomographic image and the target tomographic image in a plurality of regions in the tomographic image. The arithmetic controller 70 obtains a positional deviation distribution for each A scan of the target tomographic image with respect to the reference tomographic image by obtaining an approximation function based on positional deviation information in each region.

他の手法として、演算制御器７０は、基準断層画像と対象断層画像の特徴点をＡスキャン毎に抽出し、Ａスキャン毎の特徴点分布を基準断層画像と対象断層画像とでそれぞれ求める。演算制御器７０は、基準断層画像と対象断層画像との間の特徴点分布のずれを求めることによって、基準断層画像に対する対象断層画像のＡスキャン毎の位置ずれ分布を取得する。 As another method, the arithmetic controller 70 extracts the feature points of the reference tomographic image and the target tomographic image for each A scan, and obtains the feature point distribution for each A scan for the reference tomographic image and the target tomographic image, respectively. The arithmetic controller 70 obtains a positional deviation distribution for each A scan of the target tomographic image with respect to the reference tomographic image by obtaining a deviation of the feature point distribution between the reference tomographic image and the target tomographic image.

演算制御器７０は、取得されたＡスキャン毎の位置ずれ分布に基づいて、対象断層画像における各Ａスキャン信号の形成位置を補正処理することにより、対象断層画像を再構築する。これにより、基準断層画像に対する対象断層画像の形態的な歪みが補正される。 The arithmetic controller 70 reconstructs the target tomographic image by correcting the formation position of each A scan signal in the target tomographic image based on the acquired positional deviation distribution for each A scan. Thereby, the morphological distortion of the target tomographic image with respect to the reference tomographic image is corrected.

上記手法によれば、アライメントずれや固視方向のずれに伴う断層画像間のずれ（歪み）がＡスキャン信号単位で補正される。 According to the above method, a shift (distortion) between tomographic images due to an alignment shift or a fixation direction shift is corrected in units of A scan signals.

なお、Ａスキャン毎の位置ずれ分布は、走査方向、深さ方向の少なくともいずれかにおいて取得される。演算制御器７０は、走査方向、深さ方向の少なくともいずれかのＡスキャン毎の位置ずれ分布を用いて、断層画像間の位置ずれを補正する。 The positional deviation distribution for each A scan is acquired in at least one of the scanning direction and the depth direction. The arithmetic controller 70 corrects the positional deviation between the tomographic images using the positional deviation distribution for each A scan in at least one of the scanning direction and the depth direction.

なお、上記補正処理は、モニタ７５上において断層画像を相対的に横長に表現している場合において、特に有利である。例えば、実寸換算において縦２ｍｍ×横９ｍｍの領域を、縦横比１：２の断層画像として形成する場合、Ｚ方向（光路長方向）のずれには、特にシビアである。図８に示すように、眼に対する入射位置が光軸Ｌ１に直交する方向に関してずれた場合、中心位置と周辺位置の間での測定光の光路長差が広くなる。この光路長差は、断層画像のＺ方向に関する像の形成位置に影響し、断層画像の歪みとして現れる。なお、このように中心から周辺にかけての測定光の光路長が異なるため、画像の回転を含めて画像単位で位置を補正したとしても、走査方向の各位置においてＡスキャンの信号位置が同一位置にて一致しない可能性が高い。 The correction processing is particularly advantageous when the tomographic image is expressed relatively horizontally on the monitor 75. For example, when an area of 2 mm in length and 9 mm in width is formed as a tomographic image with an aspect ratio of 1: 2, in actual size conversion, the shift in the Z direction (optical path length direction) is particularly severe. As shown in FIG. 8, when the incident position with respect to the eye is shifted with respect to the direction orthogonal to the optical axis L1, the optical path length difference of the measurement light between the center position and the peripheral position becomes wide. This optical path length difference affects the image formation position in the Z direction of the tomographic image and appears as distortion of the tomographic image. Since the optical path length of the measurement light from the center to the periphery is different in this way, even if the position is corrected in units of images including image rotation, the signal position of A scan is the same at each position in the scanning direction. Are unlikely to match.

上記手法によって補正された断層画像を用いて加算平均画像を得ることにより、断層画像間のずれを良好に補正できるため、ノイズの少ない鮮明な断層画像を取得できる。また、上記手法によって補正された断層画像を用いてＯＣＴ３次元データを得ることにより、断層画像間のずれを良好に補正できるため、良好なＯＣＴ３次元データを取得できる。なお、隣接する断層画像は、ほぼ同様の組織からなるため、補正に利用できる。 By obtaining the addition average image using the tomographic images corrected by the above-described method, it is possible to satisfactorily correct the shift between the tomographic images, so that a clear tomographic image with less noise can be acquired. In addition, by obtaining the OCT three-dimensional data using the tomographic image corrected by the above-described method, it is possible to satisfactorily correct the deviation between the tomographic images, and thus it is possible to acquire good OCT three-dimensional data. Note that adjacent tomographic images are composed of substantially the same tissue and can be used for correction.

＜走査方向に関する倍率補正（図６、図７参照）＞
演算制御器７０は、複数の断層画像に基づいて、走査方向に関する倍率が一致するように倍率のずれを画像処理により補正する。例えば、演算制御器７０は、複数取得された断層画像のうち、基準断層画像と対象断層画像との間での比較により断層画像間における走査方向に関する倍率のずれを補正する。具体的には、演算制御器７０は、断層画像間における眼上での走査幅のずれ情報を取得し、取得された走査幅のずれ情報に基づいて断層画像間での走査方向に関する倍率を補正する。走査幅のずれ情報を取得する場合、演算制御器７０は、各断層画像における少なくとも２つ以上の特徴領域間の距離に基づいて走査幅のずれ情報を取得する。 <Magnification correction in the scanning direction (see FIGS. 6 and 7)>
The arithmetic controller 70 corrects the magnification shift by image processing so that the magnifications in the scanning direction coincide with each other based on the plurality of tomographic images. For example, the arithmetic and control unit 70 corrects a shift in magnification in the scanning direction between tomographic images by comparing a reference tomographic image and a target tomographic image among a plurality of acquired tomographic images. Specifically, the arithmetic and control unit 70 acquires the scan width shift information on the eye between the tomographic images, and corrects the magnification in the scan direction between the tomographic images based on the acquired scan width shift information. To do. When acquiring scan width deviation information, the arithmetic controller 70 obtains scan width deviation information based on the distance between at least two or more feature regions in each tomographic image.

また、これに限定されず、演算制御器７０は、基準断層画像と対象断層画像との倍率が一致するように基準断層画像に対して対象断層画像を拡大・縮小することにより、断層画像間での走査方向に関する倍率を補正するようにしてもよい。 Further, the present invention is not limited to this, and the arithmetic controller 70 enlarges / reduces the target tomographic image with respect to the reference tomographic image so that the magnifications of the reference tomographic image and the target tomographic image coincide with each other. The magnification in the scanning direction may be corrected.

複数の断層画像を用いない手法としては、光走査中における眼の移動を検出する眼移動検出センサ（例えば、正面観察光学系２００）が装置に設けられ、演算制御器７０は、検出センサからの検出結果に基づいて光走査中における眼上での走査幅のずれ情報を取得し、取得された走査幅のずれ情報に基づいて断層画像の走査方向に関する倍率を補正する。眼移動検出センサとしては、光走査中における眼の移動を検出できるように、例えば、１秒間に１０００枚の画像を得るようなデバイス（例えば、ハイスピードカメラ）が用いられる。 As a technique that does not use a plurality of tomographic images, an eye movement detection sensor (for example, the front observation optical system 200) that detects the movement of the eye during optical scanning is provided in the apparatus. Based on the detection result, scan width deviation information on the eye during optical scanning is acquired, and magnification in the scanning direction of the tomographic image is corrected based on the acquired scan width deviation information. As the eye movement detection sensor, for example, a device (for example, a high speed camera) that obtains 1000 images per second is used so that the movement of the eye during optical scanning can be detected.

演算制御器７０は、例えば、正面観察光学系２００によってリアルタイムで取得される正面画像間の位置ずれを画像処理によって検出することにより、走査方向に関する位置ずれ量と位置ずれ方向を検出する。演算制御器７０は、走査方向と同じ方向の位置ずれの場合、走査方向に関する断層画像の倍率を小さくする。一方、演算制御器７０は、走査方向と逆方向の位置ずれの場合、走査方向に関する断層画像の倍率を大きくすればよい。 The arithmetic controller 70 detects the positional deviation amount and the positional deviation direction with respect to the scanning direction, for example, by detecting the positional deviation between the front images acquired in real time by the front observation optical system 200 by image processing. The arithmetic controller 70 decreases the magnification of the tomographic image in the scanning direction when the positional deviation is in the same direction as the scanning direction. On the other hand, the arithmetic and control unit 70 may increase the magnification of the tomographic image in the scanning direction in the case of the positional deviation in the direction opposite to the scanning direction.

上記手法によって倍率補正された断層画像を用いて加算平均画像を得ることにより、断層画像間の走査方向での倍率の歪みを良好に補正できるため、ノイズの少ない鮮明な断層画像を取得できる。また、上記手法によって倍率が補正された断層画像を用いてＯＣＴ３次元データを得ることにより、断層画像間の走査方向での倍率のずれを良好に補正できるため、良好なＯＣＴ３次元データを取得できる。なお、隣接する断層画像は、ほぼ同様の組織からなるため、補正に利用できる。 By obtaining the addition average image using the tomographic image whose magnification has been corrected by the above method, the distortion of the magnification in the scanning direction between the tomographic images can be favorably corrected, so that a clear tomographic image with less noise can be acquired. Further, by obtaining the OCT three-dimensional data using the tomographic image whose magnification has been corrected by the above-described method, it is possible to satisfactorily correct the magnification shift in the scanning direction between the tomographic images, and thus it is possible to acquire good OCT three-dimensional data. Note that adjacent tomographic images are composed of substantially the same tissue and can be used for correction.

＜画像単位での補正処理＞
なお、上記補正処理（例えば、各Ａスキャン信号の形成位置の補正と、走査方向に関する倍率補正との少なくともいずれか）と、断層画像を形成する画像単位での補正処理を併用するのが有利である。例えば、演算制御器７０は、上記補正処理により対象断層画像を再構築した後、基準断層画像と対象断層画像との位置ずれ情報を画像単位で取得する。演算制御器７０は、対象断層画像を形成する画像信号を移動（平行移動、回転移動等）することにより断層画像間の位置ずれを画像単位で補正する。なお、画像単位で位置ずれを補正する場合、断層画像全体にて位置ずれを補正するようにしてもよいし、断層画像を複数の画像領域に分割し、分割領域毎に位置ずれを補正するようにしてもよい。なお、画像単位での補正処理を行った後、上記手法を用いて補正を行うようにしてもよい。 <Correction per image>
Note that it is advantageous to use the correction process (for example, at least one of the correction of the formation position of each A scan signal and the magnification correction in the scanning direction) and the correction process for each image forming a tomographic image. is there. For example, after reconstructing the target tomographic image by the correction process, the arithmetic controller 70 acquires positional deviation information between the reference tomographic image and the target tomographic image in units of images. The arithmetic controller 70 corrects the positional deviation between the tomographic images in units of images by moving the image signal forming the target tomographic image (parallel movement, rotational movement, etc.). In addition, when correcting the positional deviation for each image, the positional deviation may be corrected for the entire tomographic image, or the tomographic image may be divided into a plurality of image areas, and the positional deviation may be corrected for each divided area. It may be. In addition, after performing the correction process for each image, the correction may be performed using the above-described method.

なお、上記のような画像処理による位置ずれ補正と、眼の位置ずれに応じて光スキャナ１０８を制御してスキャン位置を補正する位置ずれ補正とを組み合わせると有利である。 It is advantageous to combine the above-described positional deviation correction by image processing and the positional deviation correction that controls the optical scanner 108 in accordance with the positional deviation of the eye to correct the scanning position.

＜方法、プログラム＞
なお、本実施例においては、本実施形態に記載した装置に限定されない。例えば、上記実施形態の機能を行う光断層画像画像処理ソフトウェア（プログラム）をネットワークや各種記憶媒体を介して、システムあるいは装置に供給する。そして、システムあるいは装置のコンピュータ（例えば、ＣＰＵ等）がプログラムを読み出し、実行することも可能である。もちろん、上記実施形態の手法は、光断層画像の処理方法に適用することも可能である。 <Method, program>
Note that the present embodiment is not limited to the apparatus described in this embodiment. For example, optical tomographic image processing software (program) that performs the functions of the above-described embodiments is supplied to a system or apparatus via a network or various storage media. A computer of the system or apparatus (for example, a CPU) can also read and execute the program. Of course, the technique of the above embodiment can also be applied to an optical tomographic image processing method.

＜眼以外への応用＞
本実施形態は、眼の光断層画像を撮像する装置以外への応用も可能である。例えば、本実施形態の技術は、人体の皮膚、血管組織などの生体組織の光断層画像を撮像する装置に適用できる。また、本実施形態の技術は、生体以外の被検物の光断層画像を撮像する装置に適用できる。 <Application to other than eyes>
This embodiment can also be applied to devices other than an apparatus that captures an optical tomographic image of the eye. For example, the technique of the present embodiment can be applied to an apparatus that captures an optical tomographic image of a biological tissue such as a human skin or a vascular tissue. Further, the technique of the present embodiment can be applied to an apparatus that captures an optical tomographic image of a test object other than a living body.

以下、図面に沿って、本実施形態の装置における実施例を説明する。図１は本実施例に係る光断層画像撮影装置の構成について説明する概略構成図である。以下の説明では、眼科撮影装置を例として説明する。なお、本実施形態においては、被検者眼（眼Ｅ）の軸方向をＺ方向、水平方向をＸ方向、鉛直方向をＹ方向として説明する。眼底の表面方向をＸＹ方向として考えても良い。 Examples of the apparatus according to this embodiment will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic configuration diagram illustrating the configuration of the optical tomographic imaging apparatus according to the present embodiment. In the following description, an ophthalmologic photographing apparatus will be described as an example. In the present embodiment, the axial direction of the subject's eye (eye E) will be described as the Z direction, the horizontal direction as the X direction, and the vertical direction as the Y direction. The surface direction of the fundus may be considered as the XY direction.

装置構成の概略を説明する。本装置は、眼Ｅの眼底Ｅｆの断層画像を撮影するための光コヒーレンストモグラフィーデバイス（ＯＣＴデバイス）１０である。ＯＣＴデバイス１０は、干渉光学系（ＯＣＴ光学系）１００と、正面観察光学系２００と、固視標投影ユニット３００と、演算制御部（ＣＰＵ）７０と、を含む。 An outline of the apparatus configuration will be described. This apparatus is an optical coherence tomography device (OCT device) 10 for capturing a tomographic image of the fundus oculi Ef of the eye E. The OCT device 10 includes an interference optical system (OCT optical system) 100, a front observation optical system 200, a fixation target projection unit 300, and an arithmetic control unit (CPU) 70.

ＯＣＴ光学系１００は、眼底に測定光を照射する。ＯＣＴ光学系１００は、眼底から反射された測定光と，参照光との干渉状態を受光素子（検出器１２０）によって検出する。ＯＣＴ光学系１００は、眼底Ｅｆ上の撮像位置を変更するため、眼底Ｅｆ上における測定光の照射位置を変更する照射位置変更ユニット（例えば、光スキャナ１０８、固視標投影ユニット３００）を備える。制御器７０は、設定された撮像位置情報に基づいて照射位置変更ユニットの動作を制御し、検出器１２０からの受光信号に基づいて断層画像を取得する。 The OCT optical system 100 irradiates the fundus with measurement light. The OCT optical system 100 detects the interference state between the measurement light reflected from the fundus and the reference light by the light receiving element (detector 120). The OCT optical system 100 includes an irradiation position changing unit (for example, the optical scanner 108 and the fixation target projection unit 300) that changes the irradiation position of the measurement light on the fundus oculi Ef in order to change the imaging position on the fundus oculi Ef. The controller 70 controls the operation of the irradiation position changing unit based on the set imaging position information, and acquires a tomographic image based on the light reception signal from the detector 120.

＜ＯＣＴ光学系＞
ＯＣＴ光学系１００は、いわゆる眼科用光断層干渉計の装置構成を持つ。ＯＣＴ光学系１００は、光源１０２から出射された光をカップラー（スプリッタ）１０４によって測定光と参照光に分割する。そして、ＯＣＴ光学系１００は、測定光学系１０６によって測定光を眼Ｅの眼底Ｅｆに導き，また、参照光を参照光学系１１０に導く。その後、眼底Ｅｆによって反射された測定光と，参照光との合成によって取得される干渉光を検出器（受光素子）１２０に受光させる。 <OCT optical system>
The OCT optical system 100 has an apparatus configuration of a so-called ophthalmic optical tomography interferometer. The OCT optical system 100 splits light emitted from the light source 102 into measurement light and reference light by a coupler (splitter) 104. The OCT optical system 100 guides the measurement light to the fundus oculi Ef of the eye E by the measurement optical system 106 and guides the reference light to the reference optical system 110. Thereafter, the detector (light receiving element) 120 receives the interference light acquired by combining the measurement light reflected by the fundus oculi Ef and the reference light.

検出器１２０は、測定光と参照光との干渉状態を検出する。フーリエドメインＯＣＴの場合では、干渉光のスペクトル強度が検出器１２０によって検出され、スペクトル強度データに対するフーリエ変換によって所定範囲における深さプロファイルが取得される。例えば、Spectral-domain OCT（ＳＤ−ＯＣＴ）、Swept-source OCT（ＳＳ−ＯＣＴ）が挙げられる。 The detector 120 detects an interference state between the measurement light and the reference light. In the case of Fourier domain OCT, the spectral intensity of the interference light is detected by the detector 120, and a depth profile in a predetermined range is obtained by Fourier transform on the spectral intensity data. Examples include Spectral-domain OCT (SD-OCT) and Swept-source OCT (SS-OCT).

ＳＤ−ＯＣＴの場合、光源１０２として低コヒーレント光源（広帯域光源）が用いられ、検出器１２０には、干渉光を各周波数成分（各波長成分）に分光する分光光学系（スペクトルメータ）が設けられる。スペクトルメータは、例えば、回折格子とラインセンサからなる。 In the case of SD-OCT, a low-coherent light source (broadband light source) is used as the light source 102, and the detector 120 is provided with a spectroscopic optical system (spectrum meter) that separates interference light into each frequency component (each wavelength component). . The spectrum meter includes, for example, a diffraction grating and a line sensor.

ＳＳ−ＯＣＴの場合、光源１０２として出射波長を時間的に高速で変化させる波長走査型光源（波長可変光源）が用いられ、検出器１２０として、例えば、単一の受光素子が設けられる。光源１０２は、例えば、光源、ファイバーリング共振器、及び波長選択フィルタによって構成される。そして、波長選択フィルタとして、例えば、回折格子とポリゴンミラーの組み合わせ、ファブリー・ペローエタロンを用いたものが挙げられる。 In the case of SS-OCT, a wavelength scanning light source (wavelength variable light source) that changes the emission wavelength at a high speed with time is used as the light source 102, and a single light receiving element is provided as the detector 120, for example. The light source 102 includes, for example, a light source, a fiber ring resonator, and a wavelength selection filter. Examples of the wavelength selection filter include a combination of a diffraction grating and a polygon mirror, and a filter using a Fabry-Perot etalon.

光源１０２から出射された光は、カップラー１０４によって測定光と参照光に分割される。そして、測定光は、光ファイバーを通過した後、空気中へ出射される。その光束は、光スキャナ１０８、及び測定光学系１０６の他の光学部材を介して眼底Ｅｆに集光される。そして、眼底Ｅｆで反射された光は、同様の光路を経て光ファイバーに戻される。 The light emitted from the light source 102 is split into measurement light and reference light by the coupler 104. Then, the measurement light is emitted into the air after passing through the optical fiber. The luminous flux is condensed on the fundus oculi Ef via the optical scanner 108 and other optical members of the measurement optical system 106. Then, the light reflected by the fundus oculi Ef is returned to the optical fiber through a similar optical path.

光スキャナ１０８は、眼底上でＸＹ方向（横断方向）に測定光を走査させる。光スキャナ１０８は、瞳孔と略共役な位置に配置される。光スキャナ１０８は、例えば、２つのガルバノミラーであり、その反射角度が駆動機構５０によって任意に調整される。 The optical scanner 108 scans the measurement light in the XY direction (transverse direction) on the fundus. The optical scanner 108 is arranged at a position substantially conjugate with the pupil. The optical scanner 108 is, for example, two galvanometer mirrors, and the reflection angle thereof is arbitrarily adjusted by the drive mechanism 50.

これにより、光源１０２から出射された光束はその反射（進行）方向が変化され、眼底上で任意の方向に走査される。これにより、眼底Ｅｆ上における撮像位置が変更される。光スキャナ１０８としては、反射ミラー（ガルバノミラー、ポリゴンミラー、レゾナントスキャナ）の他、光の進行（偏向）方向を変化させる音響光学素子（ＡＯＭ）等が用いられる。 Thereby, the reflection (advance) direction of the light beam emitted from the light source 102 is changed, and is scanned in an arbitrary direction on the fundus. Thereby, the imaging position on the fundus oculi Ef is changed. As the optical scanner 108, a reflection mirror (galvano mirror, polygon mirror, resonant scanner), an acousto-optic element (AOM) that changes the traveling (deflection) direction of light, or the like is used.

参照光学系１１０は、眼底Ｅｆでの測定光の反射によって取得される反射光と合成される参照光を生成する。参照光学系１１０は、マイケルソンタイプであってもよいし、マッハツェンダタイプであっても良い。参照光学系１１０は、例えば、反射光学系（例えば、参照ミラー）によって形成され、カップラー１０４からの光を反射光学系により反射することにより再度カップラー１０４に戻し、検出器１２０に導く。他の例としては、参照光学系１１０は、透過光学系（例えば、光ファイバー）によって形成され、カップラー１０４からの光を戻さず透過させることにより検出器１２０へと導く。 The reference optical system 110 generates reference light that is combined with reflected light acquired by reflection of measurement light at the fundus oculi Ef. The reference optical system 110 may be a Michelson type or a Mach-Zehnder type. The reference optical system 110 is formed by, for example, a reflection optical system (for example, a reference mirror), and reflects light from the coupler 104 back to the coupler 104 by being reflected by the reflection optical system and guides it to the detector 120. As another example, the reference optical system 110 is formed by a transmission optical system (for example, an optical fiber), and guides the light from the coupler 104 to the detector 120 by transmitting the light without returning.

本装置は、測定光と参照光との光路長差を調整するために干渉光学系１００に配置された光学部材の少なくとも一部を光軸方向に移動させる。例えば、参照光学系１１０は、参照光路中の光学部材（例えば、参照ミラー１１１）を移動させることにより、測定光と参照光との光路長差を調整する構成を有する。例えば、駆動機構１１２の駆動によって参照ミラー１１１が光軸方向に移動される。光路長差を変更するための構成は、測定光学系１０６の測定光路中に配置されてもよい。測定光路中に配置された光学部材（例えば、光ファイバーの端部）が光軸方向に移動される。なお、干渉光学系１００全体を内蔵する装置筐体を眼Ｅに対して移動させることにより、光路長差を調整する構成であってもよい。 This apparatus moves at least a part of the optical member arranged in the interference optical system 100 in the optical axis direction in order to adjust the optical path length difference between the measurement light and the reference light. For example, the reference optical system 110 has a configuration that adjusts the optical path length difference between the measurement light and the reference light by moving an optical member (for example, the reference mirror 111) in the reference light path. For example, the reference mirror 111 is moved in the optical axis direction by driving the drive mechanism 112. The configuration for changing the optical path length difference may be arranged in the measurement optical path of the measurement optical system 106. An optical member (for example, an end of an optical fiber) disposed in the measurement optical path is moved in the optical axis direction. In addition, the structure which adjusts an optical path length difference by moving the apparatus housing | casing which incorporates the whole interference optical system 100 with respect to the eye E may be sufficient.

＜正面観察光学系＞
正面観察光学系２００は、眼底Ｅｆの正面画像を得るために設けられている。観察光学系２００は、例えば、光源から発せられた測定光（例えば、赤外光）を眼底上で二次元的に走査させる光スキャナと、眼底と略共役位置に配置された共焦点開口を介して眼底反射光を受光する第２の受光素子と、を備え、いわゆる眼科用走査型レーザ検眼鏡（ＳＬＯ）の装置構成を持つ。 <Front observation optical system>
The front observation optical system 200 is provided to obtain a front image of the fundus oculi Ef. The observation optical system 200 includes, for example, an optical scanner that two-dimensionally scans the fundus of measurement light (for example, infrared light) emitted from a light source, and a confocal aperture that is disposed at a position substantially conjugate with the fundus. And a second light receiving element for receiving the fundus reflection light, and has a so-called ophthalmic scanning laser ophthalmoscope (SLO) device configuration.

なお、観察光学系２００の構成としては、いわゆる眼底カメラタイプの構成であってもよい。また、ＯＣＴ光学系１００は、観察光学系２００を兼用してもよい。すなわち、正面画像は、二次元的に得られた断層画像を形成するデータを用いて取得されるようにしてもよい（例えば、三次元断層画像の深さ方向への積算画像、ＸＹ各位置でのスペクトルデータの積算値等）。 Note that the configuration of the observation optical system 200 may be a so-called fundus camera type configuration. The OCT optical system 100 may also serve as the observation optical system 200. That is, the front image may be acquired using data forming a tomographic image obtained two-dimensionally (for example, an integrated image in the depth direction of the three-dimensional tomographic image, at each XY position). The integrated value of the spectrum data.

＜固視標投影ユニット＞
固視標投影ユニット３００は、眼Ｅの視線方向を誘導するための光学系を有する。投影ユニット３００は、眼Ｅに呈示する固視標を有し、複数の方向に眼Ｅを誘導できる。 <Fixation target projection unit>
The fixation target projecting unit 300 includes an optical system for guiding the line-of-sight direction of the eye E. The projection unit 300 has a fixation target presented to the eye E, and can guide the eye E in a plurality of directions.

例えば、固視標投影ユニット３００は、可視光を発する可視光源を有し、視標の呈示位置を二次元的に変更させる。これにより、視線方向が変更され、結果的に撮像部位が変更される。例えば、撮影光軸と同方向から固視標が呈示されると、眼底の中心部が撮像部位として設定される。また、撮影光軸に対して固視標が上方に呈示されると、眼底の上部が撮像部位として設定される。すなわち、撮影光軸に対する視標の位置に応じて撮影部位が変更される。 For example, the fixation target projection unit 300 has a visible light source that emits visible light, and changes the presentation position of the target two-dimensionally. Thereby, the line-of-sight direction is changed, and as a result, the imaging region is changed. For example, when the fixation target is presented from the same direction as the imaging optical axis, the center of the fundus is set as the imaging site. When the fixation target is presented upward with respect to the imaging optical axis, the upper part of the fundus is set as the imaging region. That is, the imaging region is changed according to the position of the target with respect to the imaging optical axis.

固視標投影ユニット３００としては、例えば、マトリクス状に配列されたＬＥＤの点灯位置により固視位置を調整する構成、光源からの光を光スキャナを用いて走査させ、光源の点灯制御により固視位置を調整する構成、等、種々の構成が考えられる。また、投影ユニット３００は、内部固視灯タイプであってもよいし、外部固視灯タイプであってもよい。 As the fixation target projection unit 300, for example, a configuration in which the fixation position is adjusted by the lighting positions of LEDs arranged in a matrix, light from a light source is scanned using an optical scanner, and fixation is performed by lighting control of the light source. Various configurations such as a configuration for adjusting the position are conceivable. The projection unit 300 may be an internal fixation lamp type or an external fixation lamp type.

＜制御部＞
制御器７０は、各構成１００〜３００の各部材など、装置全体を制御する。また、制御器７０は、取得された画像を処理する画像処理部、取得された画像を解析する画像解析部、などを兼用する。制御器７０は、一般的なＣＰＵ（Central Processing Unit）等で実現される。 <Control unit>
The controller 70 controls the entire apparatus such as each member of each configuration 100 to 300. The controller 70 also serves as an image processing unit that processes the acquired image, an image analysis unit that analyzes the acquired image, and the like. The controller 70 is realized by a general CPU (Central Processing Unit) or the like.

図２はＯＣＴ光学系１００によって得られる断層画像の例である。例えば、制御器７０は、ＯＣＴ光学系１００の検出器１２０から出力される受光信号に基づいて画像処理により断層画像（ＯＣＴ画像）を取得する。 FIG. 2 is an example of a tomographic image obtained by the OCT optical system 100. For example, the controller 70 acquires a tomographic image (OCT image) by image processing based on the light reception signal output from the detector 120 of the OCT optical system 100.

メモリ（記憶部）７２、モニタ７５、マウス（操作入力部）７６は、それぞれ制御器７０と電気的に接続されている。制御器７０は、モニタ７５の表示画面を制御する。取得された眼底像は、モニタ７５に静止画又は動画として出力される他、メモリ７２に記憶される。メモリ７２は、例えば、撮影された断層画像、正面画像、各断層画像の撮影位置情報等の撮影に係る各種情報を記録する。制御器７０は、マウス７６から出力される操作信号に基づいて、ＯＣＴ光学系１００の各部材を制御する。なお、上記ＯＣＴデバイス１０の詳しい構成については、例えば、特開２００８−２９４６７号公報を参考にされたい。 The memory (storage unit) 72, the monitor 75, and the mouse (operation input unit) 76 are electrically connected to the controller 70, respectively. The controller 70 controls the display screen of the monitor 75. The acquired fundus image is output to the monitor 75 as a still image or a moving image and stored in the memory 72. The memory 72 records, for example, various types of information related to imaging such as the captured tomographic image, the front image, and the imaging position information of each tomographic image. The controller 70 controls each member of the OCT optical system 100 based on the operation signal output from the mouse 76. For the detailed configuration of the OCT device 10, refer to, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-29467.

本実施例では、ノイズ成分を抑制した１枚の断層画像（Ｂスキャン画像）を得るために、所定の走査領域にて測定光を複数回走査させ、複数枚の断層画像を得て、取得された複数の断層画像を制御器７０により加算処理して平均化させる。この場合、制御器７０は、各断層画像を測定光の走査方向に関して同じ複数の領域に分割し、各断層画像間の位置ずれを分割された領域毎に検出し位置ずれ情報を得る。そして、制御器７０は、得られた位置ずれ情報に基づいて，各撮影画像間の位置ずれを分割された領域毎に補正する。そして、制御器７０は、補正された各撮影画像を加算し、平均化する。 In this embodiment, in order to obtain one tomographic image (B-scan image) in which the noise component is suppressed, the measurement light is scanned a plurality of times in a predetermined scanning region, and a plurality of tomographic images are obtained and acquired. The plurality of tomographic images are added by the controller 70 and averaged. In this case, the controller 70 divides each tomographic image into a plurality of regions that are the same with respect to the scanning direction of the measurement light, detects a positional deviation between the respective tomographic images for each divided area, and obtains positional deviation information. And the controller 70 correct | amends the positional offset between each picked-up image for every divided | segmented area | region based on the acquired positional offset information. Then, the controller 70 adds the corrected captured images and averages them.

より具体的には、まず、制御器７０は、走査部２３を用いて測定光を所定の走査領域にて複数回走査し、同一の走査領域における断層画像を複数枚（ｎ枚（ｎ≧２））取得し、メモリ７２に記憶させる。 More specifically, first, the controller 70 scans the measurement light a plurality of times in a predetermined scanning region using the scanning unit 23, and a plurality of tomographic images (n (n ≧ 2) in the same scanning region). )) Acquire and store in memory 72.

以下、各断層画像間のずれを補正する手法について説明する。演算制御器７０は、各断層画像を所定の幅で区分し、複数の領域に分割する（図３中の点線Ｔ参照）。演算制御器７０は、各断層画像について、測定光の走査方向（図３中の矢印ＳＣ参照）に関して複数の領域に分割する。 Hereinafter, a method for correcting the shift between the tomographic images will be described. The arithmetic controller 70 divides each tomographic image by a predetermined width and divides it into a plurality of regions (see the dotted line T in FIG. 3). The arithmetic controller 70 divides each tomographic image into a plurality of regions with respect to the scanning direction of the measurement light (see arrow SC in FIG. 3).

次に、演算制御器７０は、各分割領域におけるＡスキャン信号（図中の一点鎖線Ｓ参照）から、予め設定された条件に該当する点（例えば、眼底表面に対応する点、最も輝度の高い点）を探索し、特定された所定の点（基準点）をテンプレート位置として設定する。演算制御器７０は、テンプレート位置を中心とする任意の領域（例えば、矩形領域）の画像をテンプレート画像として設定する（図中の矩形枠Ｗ参照）。このようにして、各分割領域において、位置ずれ検出に用いられるテンプレート画像を設定する。 Next, the arithmetic controller 70 determines a point corresponding to a preset condition (for example, a point corresponding to the fundus surface, the highest luminance) from the A scan signal (see the alternate long and short dash line S in the figure) in each divided region. A point) is searched, and the specified predetermined point (reference point) is set as the template position. The arithmetic controller 70 sets an image of an arbitrary region (for example, a rectangular region) centered on the template position as a template image (see a rectangular frame W in the drawing). In this way, a template image used for position shift detection is set in each divided region.

演算制御器７０は、取得されたｎ枚の断層画像のうち、いずれかの画像（例えば、ｎ／２枚目に得られた画像）を基準画像（基準画像）として選択する。演算制御器７０は、取得されたｎ枚の断層画像のうち、基準画像以外の断層画像を対象画像として選択し、対象画像に関するテンプレート画像を設定する。この場合、基準画像と同様な方法で、テンプレート位置を決めておくことにより、マッチングにおける探索範囲を狭くでき、処理の高速化が可能となる。 The arithmetic controller 70 selects one of the acquired n tomographic images (for example, an image obtained for the n / 2th sheet) as a reference image (reference image). The arithmetic controller 70 selects a tomographic image other than the reference image among the obtained n tomographic images as a target image, and sets a template image related to the target image. In this case, by determining the template position by the same method as that for the reference image, the search range in matching can be narrowed, and the processing speed can be increased.

演算制御器７０は、分割された領域毎に、基準画像のテンプレート画像と、対象画像におけるテンプレート画像とを比較し、基準画像に対する対象画像の位置ずれ方向及びずれ量を分割された領域毎に検出する。演算制御器７０は、例えば、基準画像のテンプレート画像に対して対象画像におけるテンプレート画像を一画素単位でずらしながら、相関値を逐次算出する。演算制御器７０は、相関値の値が最大になるときの画素の変位量を位置ずれ量として算出する。 The arithmetic controller 70 compares the template image of the reference image with the template image of the target image for each divided area, and detects the position shift direction and shift amount of the target image with respect to the reference image for each divided area. To do. For example, the arithmetic controller 70 sequentially calculates the correlation value while shifting the template image in the target image by one pixel unit with respect to the template image of the reference image. The arithmetic controller 70 calculates the displacement amount of the pixel when the correlation value becomes the maximum as the displacement amount.

＜Ａスキャン毎の位置ずれ補正＞
図４は基準画像と対象画像のずれについて説明するための図である。上記のようにして各テンプレート画像の中心に位置する基準点（Ａ１〜Ｄ１、Ａ２〜Ｄ２）に対応するＡスキャン信号の位置ずれ方向及び位置ずれ量が検出される。Ａ１〜Ｄ１は、基準画像における基準点であり、Ａ２〜Ｄ２は、対象画像における基準点である。演算制御器７０は、基準画像Ｔ１に対する対象画像Ｔ２のＡスキャン毎の位置ずれ情報を各基準点において求める。この場合、走査方向ＳＣ、深さ方向Ｚの各方向に関する位置ずれが求められる。 <Position correction for each A scan>
FIG. 4 is a diagram for explaining the difference between the reference image and the target image. As described above, the position shift direction and the position shift amount of the A scan signal corresponding to the reference points (A1 to D1, A2 to D2) positioned at the center of each template image are detected. A1 to D1 are reference points in the reference image, and A2 to D2 are reference points in the target image. The arithmetic controller 70 obtains positional deviation information for each A scan of the target image T2 with respect to the reference image T1 at each reference point. In this case, the positional deviation regarding each direction of the scanning direction SC and the depth direction Z is calculated | required.

演算制御器７０は、基準画像Ｔ１に対する対象画像Ｔ２のＡスキャン毎の位置ずれ情報を基準点以外の各点において求める。基準画像Ｔ１と比較画像Ｔ２との間の各点の対応関係は、各断層画像における基準点の位置を基準として特定される。 The arithmetic controller 70 obtains positional deviation information for each A scan of the target image T2 with respect to the reference image T1 at each point other than the reference point. The correspondence of each point between the reference image T1 and the comparison image T2 is specified based on the position of the reference point in each tomographic image.

図５は、基準画像Ｔ１に対する対象画像Ｔ２のＡスキャン毎のずれを示すグラフである。基準点Ａ２〜Ｄ２の座標位置は、各基準点における位置ずれ方向及び位置ずれ量を表したものであり、画像の基準点Ａ１〜Ｄ１に対する位置ずれを表す。演算制御器７０は、各基準点での位置ずれ量を用いた最小二乗法等による近似処理によって、複数の基準点に対する近似直線（回帰直線）ＡＬを求める。近似直線ＡＬは、基準画像Ｔ１に対する対象画像Ｔ２のＡスキャン毎のずれを近似的に示す情報として用いられる。Ａスキャン毎のずれ情報には、深さ方向Ｚと走査方向ＳＣのずれ情報が含まれる。なお、近似直線のような一次関数に限定されず、基準点に基づく近似曲線であってもよい。 FIG. 5 is a graph showing a deviation for each A scan of the target image T2 with respect to the reference image T1. The coordinate positions of the reference points A2 to D2 represent the displacement direction and the displacement amount at each reference point, and represent the displacement of the image with respect to the reference points A1 to D1. The arithmetic controller 70 obtains an approximate line (regression line) AL for a plurality of reference points by an approximation process such as a least square method using the amount of displacement at each reference point. The approximate line AL is used as information that approximately indicates the deviation of the target image T2 for each A scan with respect to the reference image T1. The deviation information for each A scan includes deviation information in the depth direction Z and the scanning direction SC. The linear function is not limited to a linear function such as an approximate line, and an approximate curve based on a reference point may be used.

以上のようにして、演算制御器７０は、基準画像Ｔ１に対する対象画像Ｔ２のＡスキャン毎の位置ずれ情報を求める。演算制御器７０は、求められた位置ずれ情報に基づいて，位置ずれが解消されるように、対象画像を形成する各Ａスキャン信号（深さ方向の輝度情報）を画像処理によって移動する。このような処理により、演算制御器７０は、対象画像を再構築する。 As described above, the arithmetic controller 70 obtains positional deviation information for each A scan of the target image T2 with respect to the reference image T1. The arithmetic controller 70 moves each A scan signal (intensity information in the depth direction) forming the target image by image processing so that the positional deviation is eliminated based on the obtained positional deviation information. By such processing, the arithmetic controller 70 reconstructs the target image.

演算制御器７０は、各Ａスキャン信号に関して、各Ａスキャンでの位置ずれ情報を利用して、Ａスキャンの形成位置を変更する。例えば、ある点Ａｘに対応するＡスキャン信号に関する位置ずれを補正する場合、演算制御器７０は、Ａｘに関するＡスキャン信号の位置ずれ量（Ｓｃｘ、Ｚｘ）がオフセットされるように、対象画像におけるＡｘでのＡスキャン信号の形成位置を変更すればよい。なお、Ａスキャン信号の形成位置を変更する場合、断層画像を形成するために予め設定された枠（フレームＦ）を超える部分（例えば、Ａスキャン信号の上下端部部分）に関して、不用なデータとして無視してもよいし、画像データとして残しても良い。 The arithmetic controller 70 changes the formation position of the A scan using the positional deviation information in each A scan for each A scan signal. For example, when correcting the misregistration related to the A scan signal corresponding to a certain point Ax, the arithmetic controller 70 sets the Ax in the target image so that the misregistration amount (Scx, Zx) of the A scan signal related to Ax is offset. What is necessary is just to change the formation position of the A scan signal. Note that when changing the formation position of the A scan signal, unnecessary data regarding a portion (for example, upper and lower end portions of the A scan signal) that exceeds a frame (frame F) set in advance to form a tomographic image is used. It may be ignored or left as image data.

なお、演算制御器７０は、他の断層画像についても、上記のように基準画像に対するずれをＡスキャン信号ごとに補正することにより、断層画像を再構築する。 The arithmetic controller 70 also reconstructs tomographic images for other tomographic images by correcting the deviation from the reference image for each A scan signal as described above.

以上のような補正処理によって、アライメントずれ、固視方向のずれに伴う測定光の眼への入射位置のずれによる各Ａスキャン信号の位置ずれが補正される。 By the correction processing as described above, the positional deviation of each A scan signal due to the deviation of the incident position of the measurement light on the eye due to the alignment deviation and the fixation direction deviation is corrected.

以上のようにしてＡスキャン毎に位置ずれが補正された断層画像は、加算平均画像の作成に利用されることにより、より精度の高い断層画像を取得できる。例えば、演算制御器７０は、これらの断層画像を加算し、その平均を求めることにより加算平均画像を得る。 As described above, the tomographic image in which the positional deviation is corrected for each A scan is used to create an addition average image, whereby a more accurate tomographic image can be acquired. For example, the arithmetic controller 70 adds these tomographic images and obtains an average thereof to obtain an added average image.

演算制御器７０は、例えば、各断層画像を形成する深さ情報の実数成分と虚数成分の絶対値を利用して、複数の断層像に基づく加算平均画像を取得できる。また、演算制御器７０は、各断層像の基礎となるＺ空間での実虚成分を利用して加算平均画像を取得できる。演算制御器７０は、実数成分の信号を用いて第１の加算平均データを得ると共に、虚数成分の信号を用いて第２の加算平均データを得て、これらを合成することにより複数の断層像に基づく加算平均画像を取得してもよい。 The arithmetic controller 70 can acquire an addition average image based on a plurality of tomographic images using, for example, absolute values of real and imaginary components of depth information forming each tomographic image. In addition, the arithmetic and control unit 70 can acquire an addition average image using a real and imaginary component in the Z space that is the basis of each tomographic image. The arithmetic controller 70 obtains the first addition average data using the real component signal, obtains the second addition average data using the imaginary component signal, and combines them to obtain a plurality of tomographic images. You may acquire the addition average image based on.

演算制御器７０は、上記Ａスキャン毎の位置ずれ補正に加えて、分割された領域毎に、各領域での画像を移動させることにより画像単位でのずれを補正するようにしてもよい。これにより、断層画像間の位置ずれをより適正に補正できる。 In addition to the positional deviation correction for each A scan, the arithmetic controller 70 may correct the deviation in units of images by moving the image in each area for each divided area. Thereby, the position shift between tomographic images can be corrected more appropriately.

また、位置ずれが補正された断層画像を用いて解析（例えば、層厚解析）を行うことによって、良好な解析結果を得ることができる。 In addition, a good analysis result can be obtained by performing analysis (for example, layer thickness analysis) using the tomographic image in which the positional deviation is corrected.

なお、基準画像として用いる断層画像には、任意の断層画像が設定されることができる。例えば、アライメントずれ及び固視ずれが少ない状態にて取得された断層画像を用いるのが有利である。この場合、前眼部観察系を装置に設け、前眼部観察系を用いてアライメントズレを検出し、アライメントズレが少ない断層画像を基準画像として用いることにより、良好な断層画像が得られる。 An arbitrary tomographic image can be set as the tomographic image used as the reference image. For example, it is advantageous to use a tomographic image acquired in a state where there is little misalignment and fixation disparity. In this case, an anterior ocular segment observation system is provided in the apparatus, an alignment shift is detected using the anterior ocular segment observation system, and a tomographic image with little alignment shift is used as a reference image, thereby obtaining a favorable tomographic image.

基準画像に対する対象画像のＡスキャン毎の位置ずれ情報を検出する場合、上記手法に限定されない。例えば、演算制御器７０は、断層画像を形成するＡスキャン信号における所定の条件を満たす特徴点をＡスキャン信号毎に抽出する。そして、演算制御器７０は、抽出された特徴点に基づく近似曲線を得る。演算制御器７０は、上記のように特徴点に基づく近似曲線を基準画像と対象画像とでそれぞれ求める。演算制御器７０は、基準画像における近似曲線と対象画像における近似曲線との間での位置ずれを求め、その位置ずれが補正されるように、各Ａスキャン信号の形成位置を補正する。この場合、前述のように求められる基準画像と対象画像での基準点を用いて、基準画像と対象画像との間でのＡスキャン信号の対応関係が求められる。 When detecting positional deviation information for each A scan of the target image with respect to the reference image, the method is not limited to the above method. For example, the arithmetic controller 70 extracts feature points that satisfy a predetermined condition in the A scan signal forming the tomographic image for each A scan signal. Then, the arithmetic controller 70 obtains an approximate curve based on the extracted feature points. The arithmetic controller 70 obtains approximate curves based on feature points as described above for the reference image and the target image, respectively. The arithmetic controller 70 obtains a positional deviation between the approximate curve in the reference image and the approximate curve in the target image, and corrects the formation position of each A scan signal so that the positional deviation is corrected. In this case, the correspondence relationship of the A scan signal between the reference image and the target image is obtained using the reference point obtained as described above and the reference point in the target image.

例えば、演算制御器７０は、基準画像と対象画像とでそれぞれ所定の網膜層（例えば、ＲＰＥ層（Retinal Pigment epithelium））をＡスキャン信号毎に抽出する。そして、演算制御器７０は、抽出された網膜層の分布曲線を得る。演算制御器７０は、網膜層の分布曲線を基準画像と対象画像とでそれぞれ求める。演算制御器７０は、基準画像における分布曲線と対象画像における分布曲線との間での位置ずれを求め、その位置ずれが補正されるように、各Ａスキャン信号の形成位置を補正する。この場合、複数のＡスキャン信号からなる分割領域での画像を用いて、基準画像と対象画像との間でのＡスキャン信号の対応関係が求められる。 For example, the arithmetic controller 70 extracts a predetermined retinal layer (for example, RPE layer (Retinal Pigment epithelium)) for each A scan signal from the reference image and the target image. Then, the arithmetic controller 70 obtains the extracted distribution curve of the retinal layer. The arithmetic controller 70 obtains a distribution curve of the retinal layer for each of the reference image and the target image. The arithmetic controller 70 obtains a positional deviation between the distribution curve in the reference image and the distribution curve in the target image, and corrects the formation position of each A scan signal so that the positional deviation is corrected. In this case, the correspondence of the A scan signal between the reference image and the target image is obtained using an image in a divided region composed of a plurality of A scan signals.

＜走査方向に関する倍率補正＞
図６は、基準画像と対象画像との間の撮像範囲のずれについて説明するための図である。複数の断層画像を得る場合、測定光の走査方向に平行な方向に眼が動いた場合、走査方向に関する実際の撮像範囲が変化する。測定光の走査方向と同じ方向に眼が動いた場合、実際の撮像範囲が狭くなる一方（図６参照）、測定光の走査方向と逆方向に眼が動いた場合、実際の撮像範囲が広くなる。 <Magnification correction for scanning direction>
FIG. 6 is a diagram for explaining the shift of the imaging range between the reference image and the target image. When obtaining a plurality of tomographic images, if the eye moves in a direction parallel to the scanning direction of the measurement light, the actual imaging range in the scanning direction changes. When the eye moves in the same direction as the scanning direction of the measurement light, the actual imaging range is narrowed (see FIG. 6). On the other hand, when the eye moves in the direction opposite to the scanning direction of the measuring light, the actual imaging range is wide. Become.

演算制御器７０は、各断層画像において複数の特徴領域を抽出し、特徴領域間の距離を求めることにより走査幅のずれ情報を取得する。断層画像における各特徴領域は、断層画像における走査方向ＳＣに関して異なる位置にて抽出される。演算制御器７０は、取得された走査幅のずれ情報に基づいて断層画像間での走査方向に関する倍率を補正する。 The arithmetic controller 70 extracts a plurality of feature regions in each tomographic image and obtains scanning width shift information by obtaining the distance between the feature regions. Each feature region in the tomographic image is extracted at a different position with respect to the scanning direction SC in the tomographic image. The arithmetic controller 70 corrects the magnification in the scanning direction between the tomographic images based on the acquired scanning width deviation information.

演算制御器７０は、断層画像を複数の領域に分けて倍率を補正するようにしてもよい。演算制御器７０は、断層画像を走査方向に関して分割し、分割された各領域での特徴領域を抽出し、隣接する特徴領域間の距離（各基準点の間隔）を基準画像と対象画像でそれぞれ算出する。演算制御器７０は、隣接する特徴領域間の距離を基準画像と対象画像との間で検出し、その検出結果に基づいて走査方向に関する倍率のずれを補正してもよい。 The arithmetic controller 70 may correct the magnification by dividing the tomographic image into a plurality of regions. The arithmetic controller 70 divides the tomographic image with respect to the scanning direction, extracts the feature regions in each divided region, and sets the distance between the adjacent feature regions (interval between the reference points) for the reference image and the target image, respectively. calculate. The arithmetic controller 70 may detect the distance between the adjacent feature regions between the reference image and the target image, and correct the magnification shift in the scanning direction based on the detection result.

上記のようにして各テンプレート画像の中心に位置する基準点（Ａ１〜Ｄ１、Ａ２〜Ｄ２）に対応するＡスキャン信号の位置ずれ方向及び位置ずれ量が検出される。Ａ１〜Ｄ１は、基準画像における基準点であり、Ａ２〜Ｄ２は、対象画像における基準点である。演算制御器７０は、基準画像Ｔ１に対する対象画像Ｔ２のＡスキャン毎の位置ずれ情報を各基準点において求める。この場合、走査方向ＳＣ、深さ方向Ｚの各方向に関する位置ずれが求められる。 As described above, the position shift direction and the position shift amount of the A scan signal corresponding to the reference points (A1 to D1, A2 to D2) positioned at the center of each template image are detected. A1 to D1 are reference points in the reference image, and A2 to D2 are reference points in the target image. The arithmetic controller 70 obtains positional deviation information for each A scan of the target image T2 with respect to the reference image T1 at each reference point. In this case, the positional deviation regarding each direction of the scanning direction SC and the depth direction Z is calculated | required.

図７は、基準画像Ｔ１に対する対象画像Ｔ２の撮像範囲のずれを示すグラフである。例えば、演算制御器７０は、基準画像におけるある基準点の間隔Ｌ１と、対象画像におけるある基準点の間隔Ｌ２を算出する。このように基準点の間隔を算出し、これらを比較することにより、所定の走査幅にて複数の断層画像を取得した場合の実際の走査幅（走査方向に関する眼上での走査範囲）を比較できる。 FIG. 7 is a graph showing the shift of the imaging range of the target image T2 with respect to the reference image T1. For example, the arithmetic controller 70 calculates a certain reference point interval L1 in the reference image and a certain reference point interval L2 in the target image. By calculating the distance between the reference points in this way and comparing them, the actual scanning width (scanning range on the eye in the scanning direction) when a plurality of tomographic images are acquired with a predetermined scanning width is compared. it can.

演算制御器７０は、対象画像における間隔Ｌ２が基準画像における間隔Ｌ１と等しくなるように、対象画像における走査方向（例えば、横方向）に関する倍率を補正する。 The arithmetic controller 70 corrects the magnification of the target image in the scanning direction (for example, the horizontal direction) so that the interval L2 in the target image is equal to the interval L1 in the reference image.

基準点の間隔としては、断層画像における各基準点の間隔の平均値、断層画像における両端の基準点の間隔、を求めるのが有利である。もちろん、これに限定されず、断層画像における中心に位置する２つの基準点の間隔であってもよい。 As the reference point interval, it is advantageous to obtain the average value of the reference point intervals in the tomographic image and the interval between the reference points at both ends in the tomographic image. Of course, the present invention is not limited to this, and may be an interval between two reference points located at the center in the tomographic image.

断層画像間の倍率のずれを補正する場合、第１の手法として、演算制御器７０は、画像全体の倍率を補正する。第２の手法として、演算制御器７０は、各特徴領域（基準点）を区切りとして、断層画像を分割する。演算制御器７０は、隣接する特徴領域間の距離（各基準点の間隔）を基準画像と対象画像でそれぞれ算出する。演算制御器７０は、基準画像と対象画像との間で対応関係にある特徴領域間の距離（各基準点の間隔）を比較し、分割された画像領域毎に倍率のずれを補正する。なお、倍率を補正する場合、演算制御器７０は、断層画像を形成する各Ａスキャンの間隔を補正することにより、断層画像におけるＡスキャン信号の形成位置を変更するようにしてもよい。 When correcting a magnification shift between tomographic images, as a first method, the arithmetic controller 70 corrects the magnification of the entire image. As a second method, the arithmetic controller 70 divides the tomographic image with each feature region (reference point) as a delimiter. The arithmetic controller 70 calculates the distance (interval of each reference point) between adjacent feature regions for each of the reference image and the target image. The arithmetic controller 70 compares the distances (intervals between the respective reference points) between the feature areas that are in a correspondence relationship between the reference image and the target image, and corrects the magnification deviation for each divided image area. When correcting the magnification, the arithmetic controller 70 may change the formation position of the A scan signal in the tomographic image by correcting the interval between the A scans forming the tomographic image.

なお、上記手法は、眼の移動に応じて測定光の走査位置を補正するような場合に有利である。例えば、ＯＣＴ光学系の光軸を中心とする測定光の走査範囲にて第１の断層画像が取得され、ＯＣＴ光学系の光軸からΔＤ（例えば、１ｍｍ）ずれた位置を中心とする測定光の走査範囲にて第２の断層画像が取得されたとする。眼上の走査位置が補正されても、ＯＣＴ光学系の歪曲収差により第１の断層画像と第２の断層画像との間で走査方向に関して倍率のずれが生じる可能性がある。そこで、上記のように断層画像間での眼上での走査幅のずれ情報を取得し、取得された走査幅のずれ情報に基づいて断層画像の走査方向に関する倍率を補正することにより、倍率のずれを補正できる。 Note that the above method is advantageous in the case where the scanning position of the measurement light is corrected according to the movement of the eye. For example, the first tomographic image is acquired in the scanning range of the measurement light centered on the optical axis of the OCT optical system, and the measurement light is centered on a position shifted by ΔD (for example, 1 mm) from the optical axis of the OCT optical system. It is assumed that the second tomographic image is acquired in the scanning range. Even when the scanning position on the eye is corrected, there is a possibility that a magnification shift occurs between the first tomographic image and the second tomographic image in the scanning direction due to distortion of the OCT optical system. Therefore, as described above, the scan width shift information on the eye between the tomographic images is acquired, and the magnification in the scan direction of the tomographic image is corrected based on the acquired scan width shift information, thereby Deviation can be corrected.

＜位置ずれ検出手法＞
上記のように、２つの画像間の位置ずれを検出する手法としては、種々の画像処理手法（各種相関関数を用いる方法、フーリエ変換を利用する方法、特徴点のマッチングに基づく方法）を用いることが可能である。 <Position detection method>
As described above, various image processing methods (a method using various correlation functions, a method using Fourier transform, and a method based on feature point matching) are used as a method for detecting a positional deviation between two images. Is possible.

例えば、所定の基準画像又は対象画像（を１画素ずつ位置ずれさせ、基準画像と対象画像を比較し、両データが最も一致したとき（相関が最も高くなるとき）の両データ間の位置ずれ方向及び位置ずれ量を検出する手法が考えられる。また、所定の基準画像及び対象画像から共通する特徴点を抽出し、抽出された特徴点の位置ずれ方向及び位置ずれ量を検出する手法が考えられる。 For example, when a predetermined reference image or target image is shifted by one pixel, the reference image and the target image are compared, and when the two data match most closely (when the correlation is highest), the positional shift direction between the two data In addition, a method for extracting a common feature point from a predetermined reference image and a target image, and a method for detecting a position shift direction and a position shift amount of the extracted feature point can be considered. .

また、２つの画像間の位置ずれを求めるための関数として、位相限定相関関数を用いるようにしてもよい。この場合、まず、各画像をフーリエ変換し、各周波数成分の位相と振幅を得る。なお、得られた振幅成分は、各周波数成分に関して大きさ１に正規化しておく。次に、２つの画像間で周波数毎の位相差を算出した後、これらに逆フーリエ変換をかける。 Further, a phase-only correlation function may be used as a function for obtaining a positional deviation between two images. In this case, first, each image is Fourier transformed to obtain the phase and amplitude of each frequency component. The obtained amplitude component is normalized to a magnitude of 1 for each frequency component. Next, after calculating the phase difference for each frequency between the two images, inverse Fourier transform is applied to them.

１０光コヒーレンストモグラフィー
７０演算制御器
１００干渉光学系
１０８光スキャナ 10 Optical Coherence Tomography 70 Arithmetic Controller 100 Interference Optical System 108 Optical Scanner

Claims

An imaging optical system for acquiring a plurality of tomographic images of the eye to be examined by optical scanning;
Image processing means for acquiring a positional deviation distribution for each A scan between the plurality of tomographic images acquired by the imaging optical system, and correcting the positional deviation between the tomographic images based on the acquired positional deviation distribution;
An ophthalmic tomographic imaging apparatus comprising:

The image processing means further acquires positional deviation information of the target tomographic image with respect to the reference tomographic image for each image, and corrects positional deviation between the tomographic images based on the acquired positional deviation information for each image. Ophthalmic tomographic imaging device.

The image processing means detects position shift information between the reference tomographic image and the target tomographic image in at least two or more regions, and obtains a position shift distribution for each A scan of the target tomographic image with respect to the reference tomographic image. The ophthalmic tomographic imaging apparatus according to claim 1.

The ophthalmic tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the image processing unit changes the formation position of each A scan in the target tomographic image based on the acquired positional deviation distribution for each A scan.

The imaging optical system acquires a plurality of tomographic images at the crossing position by a plurality of optical scans at a certain crossing position,
5. The ophthalmic tomographic image according to claim 1, wherein the image processing unit corrects a positional shift between the tomographic images based on the acquired positional shift distribution, and obtains an addition average image using the corrected tomographic image. Imaging device.

The imaging optical system acquires a plurality of tomographic images having different transverse positions by two-dimensional optical scanning,
The ophthalmic tomographic image according to claim 1, wherein the image processing unit corrects a positional shift between the tomographic images based on the acquired positional shift distribution, and obtains three-dimensional data using the corrected tomographic image. Imaging device.