WO2017131004A1 - Image data processing device, image data processing method, and image data processing program - Google Patents

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Abstract

Provided is an image data processing device, comprising a control unit which controls an image data process. From a plurality of instances of image data which, at different times, have been obtained in relation to a target photographic position of a subject, the control unit computes a vector field which indicates displacements of each of a plurality of sites in a photographic region (S2). By carrying out a Helmholtz decomposition upon the computed vector field, the control unit computes a potential field (S3). With the image data processing device, image data processing method, and image data processing program according to the present disclosure, information relating to the displacement of a subject is appropriately ascertained.

Description

画像データ処理装置、画像データ処理方法、および画像データ処理プログラムImage data processing apparatus, image data processing method, and image data processing program
　本開示は、被検物の画像データを処理するための画像データ処理装置、画像データ処理方法、および画像データ処理プログラムに関する。 The present disclosure relates to an image data processing device, an image data processing method, and an image data processing program for processing image data of a test object.
　従来、被検物の画像データを処理することで、被検物の撮影領域における変位を測定する技術が知られている。例えば、特許文献１が開示する変位測定装置は、撮影光軸の軸方向および横方向における微小領域の変位量と、複数の断層画像間での相関係数の減衰との対応関係を用いて、軸方向および横方向における微小領域の変位量を測定する。 Conventionally, there has been known a technique for measuring a displacement in a photographing region of a test object by processing image data of the test object. For example, the displacement measuring device disclosed in Patent Document 1 uses a correspondence relationship between a displacement amount of a minute region in the axial direction and the lateral direction of the imaging optical axis and attenuation of a correlation coefficient between a plurality of tomographic images. The amount of displacement of the minute region in the axial direction and the lateral direction is measured.
特開２０１５－１６９６５０号公報Japanese Patent Laying-Open No. 2015-169650
　従来の技術では、測定された被検物の変位がベクトル場として扱われていた。しかし、ベクトル場では、撮影領域内の各部位の変位に関する情報を適切に把握（例えば、可視化、定性化、定量化等）することが困難な場合があった。 In the conventional technique, the measured displacement of the test object is treated as a vector field. However, in the vector field, it is sometimes difficult to appropriately grasp (for example, visualization, qualification, quantification, etc.) regarding information regarding the displacement of each part in the imaging region.
　本開示の典型的な目的は、被検物の変位に関する情報を適切に把握することが可能な画像データ処理装置、画像データ処理方法、および画像データ処理プログラムを提供することである。 A typical object of the present disclosure is to provide an image data processing device, an image data processing method, and an image data processing program capable of appropriately grasping information related to the displacement of a test object.
　本開示における典型的な実施形態が提供する画像データ処理装置は、画像データの処理を制御する制御部を備え、前記制御部は、被検物の目標撮影位置に関して異なる時間に取得された複数の画像データから、撮影領域内における複数の部位の各々の変位を示すベクトル場を算出し、前記ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことでポテンシャル場を算出する。 An image data processing apparatus provided by an exemplary embodiment of the present disclosure includes a control unit that controls processing of image data, and the control unit includes a plurality of times acquired at different times with respect to a target imaging position of a test object. A vector field indicating the displacement of each of a plurality of parts in the imaging region is calculated from the image data, and a potential field is calculated by performing Helmholtz decomposition on the vector field.
　本開示における典型的な実施形態が提供する画像データ処理方法は、画像データ処理装置によって実行される画像データ処理方法であって、被検物の目標撮影位置に関して異なる時間に取得された複数の画像データから、撮影領域内における複数の部位の各々の変位を示すベクトル場を算出するベクトル場算出ステップと、前記ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことでポテンシャル場を算出するポテンシャル場算出ステップと、を含む。 An image data processing method provided by an exemplary embodiment of the present disclosure is an image data processing method executed by an image data processing apparatus, and a plurality of images acquired at different times with respect to a target imaging position of a test object. From the data, a vector field calculation step for calculating a vector field indicating the displacement of each of a plurality of parts in the imaging region, a potential field calculation step for calculating a potential field by performing Helmholtz decomposition on the vector field, including.
　本開示における典型的な実施形態が提供する画像データ処理プログラムは、画像データ処理装置において実行される画像データ処理プログラムであって、前記画像データ処理装置のプロセッサが前記画像データ処理プログラムを実行することで、被検物の目標撮影位置に関して異なる時間に取得された複数の画像データから、撮影領域内における複数の部位の各々の変位を示すベクトル場を算出するベクトル場算出ステップと、前記ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことでポテンシャル場を算出するポテンシャル場算出ステップと、を前記画像データ処理装置に実行させる。 An image data processing program provided by an exemplary embodiment of the present disclosure is an image data processing program executed in an image data processing device, and a processor of the image data processing device executes the image data processing program A vector field calculating step for calculating a vector field indicating a displacement of each of a plurality of parts in the imaging region from a plurality of image data acquired at different times with respect to the target imaging position of the test object; A potential field calculation step of calculating a potential field by performing Helmholtz decomposition on the image data processing apparatus is executed.
　本開示に係る画像データ処理装置、画像データ処理方法、および画像データ処理プログラムによると、被検物の変位に関する情報が適切に把握される。 According to the image data processing device, the image data processing method, and the image data processing program according to the present disclosure, information regarding the displacement of the test object can be appropriately grasped.
　本開示で例示する実施形態（以下、「本実施形態」）では、画像データ処理装置の制御部は、被検物の目標撮影位置に関して異なる時間に取得された複数の画像データから、撮影領域内における複数の部位の各々の変位を示すベクトル場を算出する。制御部は、ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことで、ポテンシャル場を算出する。算出したポテンシャル場によると、回転無しの場、および発散無しの場の少なくとも一方が把握される。従って、撮影領域内の各部位の変位に関する情報の可視化、定性化、および定量化等の少なくともいずれかが適切に行われる。 In an embodiment illustrated in the present disclosure (hereinafter, “this embodiment”), the control unit of the image data processing device uses a plurality of pieces of image data acquired at different times with respect to the target imaging position of the object to be detected in the imaging area. A vector field indicating the displacement of each of the plurality of parts at is calculated. The control unit calculates the potential field by performing Helmholtz decomposition on the vector field. According to the calculated potential field, at least one of a field without rotation and a field without divergence is grasped. Accordingly, at least one of visualization, qualification, quantification, and the like of information regarding the displacement of each part in the imaging region is appropriately performed.
　制御部は、ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことで、被検物に変位を引き起こすエネルギーの分布を示すポテンシャル場であるスカラーポテンシャル場を算出してもよい。スカラーポテンシャル場によると、変位の原因となるエネルギーの分布が明確に表れる。従って、被検物の変位に関する情報がより適切に把握される。 The control unit may calculate a scalar potential field that is a potential field indicating a distribution of energy that causes displacement in the test object by performing Helmholtz decomposition on the vector field. According to the scalar potential field, the distribution of energy causing the displacement appears clearly. Therefore, information regarding the displacement of the test object can be grasped more appropriately.
　なお、制御部は、ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことで、発散が無いベクトルポテンシャル場を算出してもよい。この場合、各部位における回転に関する情報が適切に把握される。 Note that the control unit may calculate a vector potential field without divergence by performing Helmholtz decomposition on the vector field. In this case, information regarding rotation in each part is appropriately grasped.
　制御部は、算出したスカラーポテンシャル場に基づいて、被検物に変位を引き起こすエネルギーの分布を表示する画像のデータを作成してもよい。この場合、画像データ処理装置は、被検物の変位に関する情報を、ユーザに容易且つ適切に把握させることができる。この場合、例えば、変位の方向に応じて別々に画像を作成する等の処理を行わなくても、変位に関する情報が適切にユーザによって把握される。 The control unit may create image data that displays a distribution of energy that causes displacement in the test object based on the calculated scalar potential field. In this case, the image data processing apparatus can make the user easily and appropriately grasp information regarding the displacement of the test object. In this case, for example, the information regarding the displacement is appropriately grasped by the user without performing a process such as separately creating an image according to the direction of the displacement.
　ベクトル場が算出される元となる複数の画像データは、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）を用いて取得された画像データ（ＯＣＴ画像データ）であってもよい。この場合、画像データ処理装置は、被検物の内部の変位に関する情報についても適切に把握することができる。 The plurality of image data from which the vector field is calculated may be image data (OCT image data) acquired using optical coherence tomography (OCT). In this case, the image data processing apparatus can appropriately grasp information relating to the internal displacement of the test object.
　なお、ＯＣＴ画像データ以外の画像データからベクトル場が算出されてもよい。例えば、測定光を被検物上で二次元的に走査させる光スキャナと、被検物と略共役位置に配置された共焦点開口を介して被検物からの反射光を受光する受光素子を備えた撮影装置（Ｓｃａｎｎｉｎｇ　Ｌａｓｅｒ　Ｏｐｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ：ＳＬＯ）によって取得された画像データが用いられてもよい。被検物の表面の二次元領域を撮影する撮影装置（例えば眼底カメラ等）によって取得された画像データが用いられてもよい。これらの場合、被検物の表面の変位に関する情報が適切に把握される。 It should be noted that the vector field may be calculated from image data other than OCT image data. For example, an optical scanner that scans measurement light two-dimensionally on the test object, and a light receiving element that receives reflected light from the test object through a confocal aperture disposed at a position substantially conjugate with the test object. Image data acquired by a photographing apparatus (Scanning Laser Optoscope: SLO) may be used. Image data acquired by an imaging device (for example, a fundus camera) that images a two-dimensional region on the surface of the test object may be used. In these cases, information regarding the displacement of the surface of the test object is appropriately grasped.
　制御部は、ＯＣＴ装置から出射される撮影光の光軸に沿う方向（軸方向）、および、軸方向に交差する横方向における二次元のベクトル場を算出し、二次元のベクトル場からポテンシャル場を算出してもよい。ただし、一次元のベクトル場、または三次元のベクトル場が用いられる場合でも、本実施形態で例示する技術の少なくとも一部を適用できる。 The control unit calculates a two-dimensional vector field in the direction (axial direction) along the optical axis of the imaging light emitted from the OCT apparatus and in the lateral direction intersecting the axial direction, and generates a potential field from the two-dimensional vector field. May be calculated. However, even when a one-dimensional vector field or a three-dimensional vector field is used, at least a part of the technique exemplified in this embodiment can be applied.
　制御部は、ヘルムホルツ分解によって算出したポテンシャル場から、被検物に生じた変位を解析してもよい。この場合、例えば、変位の方向に応じて別々に変位を解析する処理等を行わなくても、適切に変位が解析される。なお、解析の手法には種々の手法を採用できる。解析は、定性的な解析であってもよいし、定量的な解析であってもよい。 The control unit may analyze the displacement generated in the test object from the potential field calculated by Helmholtz decomposition. In this case, for example, the displacement is appropriately analyzed without performing a process of analyzing the displacement separately according to the direction of the displacement. Various methods can be adopted as the analysis method. The analysis may be a qualitative analysis or a quantitative analysis.
　なお、画像データ処理装置は、エネルギー分布を表示する画像のデータの作成処理と、被検物に生じた変位の解析処理を、共に実行してもよい。しかし、当然ながら、画像データ処理装置は、画像データの作成処理と変位の解析処理を両方実行する必要は無い。また、ポテンシャル場を算出するデバイスと、画像データの作成処理または変位の解析処理を実行するデバイスは、別のデバイスであってもよい。例えば、ＯＣＴ装置が算出したポテンシャル場に基づいて、ＰＣが画像データを作成してもよい。 Note that the image data processing apparatus may execute both an image data creation process for displaying the energy distribution and an analysis process for displacement generated in the test object. However, as a matter of course, the image data processing apparatus does not need to execute both the image data creation process and the displacement analysis process. The device for calculating the potential field and the device for executing the image data creation process or the displacement analysis process may be different devices. For example, the PC may create image data based on the potential field calculated by the OCT apparatus.
　ベクトル場が算出される元となる複数の画像データは、治療光が照射される被検物の位置に関して取得された画像データを含んでもよい。この場合、画像データ処理装置は、治療光が照射された被検物の変位に関する情報を、ポテンシャル場を算出することで適切に把握することができる。 The plurality of image data from which the vector field is calculated may include image data acquired regarding the position of the test object irradiated with the treatment light. In this case, the image data processing apparatus can appropriately grasp information related to the displacement of the test object irradiated with the treatment light by calculating the potential field.
　また、制御部は、被検物に生じた変位をポテンシャル場から解析することで、被検物に照射された治療光のエネルギーの適否を判定してもよい。この場合、画像データ処理装置は、治療光が照射されることで発生する被検物の変位から、治療光のエネルギーの適否を、生体の個体差等の種々の影響を抑制しつつ判定することができる。 Further, the control unit may determine whether or not the energy of the treatment light applied to the test object is appropriate by analyzing the displacement generated in the test object from the potential field. In this case, the image data processing apparatus determines the suitability of the energy of the treatment light from the displacement of the test object generated by the irradiation of the treatment light while suppressing various influences such as individual differences in the living body. Can do.
　ただし、治療光が照射された被検物の画像データ以外の画像データを処理する場合でも、本実施形態で例示する技術の少なくとも一部を採用できる。例えば、何らかのエネルギー（例えば、超音波エネルギー、電磁波エネルギー、風圧エネルギー等）を被検物に加えて、被検物の性質（例えば、固さ、内部の圧力等）を測定する場合等にも、本実施形態で例示する技術の少なくとも一部を適用できる。また、本実施形態で例示する技術の少なくとも一部は、眼以外の被検物の画像データを処理する場合にも適用できる。 However, even when processing image data other than the image data of the test object irradiated with the treatment light, at least a part of the technique exemplified in this embodiment can be adopted. For example, when some kind of energy (for example, ultrasonic energy, electromagnetic wave energy, wind pressure energy, etc.) is added to the test object and the properties of the test object (for example, hardness, internal pressure, etc.) are measured, At least a part of the technique exemplified in this embodiment can be applied. In addition, at least a part of the technique exemplified in this embodiment can be applied to processing image data of a test object other than the eye.
　また、制御部は、ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことで算出したポテンシャル場を、再度ベクトル場に戻す処理を実行してもよい。例えば、制御部は、ベクトル場に対するヘルムホルツ分解によって算出したスカラーポテンシャル場を微分することで、回転成分とノイズが除去されたベクトル場を算出してもよい。この場合、最終的に算出されたベクトル場によると、変位の定量化がより容易になる。なお、制御部は、ポテンシャル場に対してスムージング処理等を行った後に、ベクトル場に戻す処理を実行してもよい。 Further, the control unit may execute a process of returning the potential field calculated by performing Helmholtz decomposition on the vector field to the vector field again. For example, the control unit may calculate the vector field from which the rotation component and the noise are removed by differentiating the scalar potential field calculated by Helmholtz decomposition with respect to the vector field. In this case, the finally calculated vector field makes it easier to quantify the displacement. Note that the control unit may perform a process of returning to the vector field after performing a smoothing process or the like on the potential field.
　本実施形態で例示する画像データ処理装置は、測定光と参照光が合成された干渉光によって被検物の内部情報（例えば断層画像等）を取得する光コヒーレンストモグラフィ装置（ＯＣＴ装置）である。しかし、他の装置が画像データ処理装置として画像データの処理を行ってもよい。例えば、画像データ処理装置は、ＯＣＴ装置に接続されたパーソナルコンピュータ（以下、「ＰＣ」という）、サーバ、または携帯端末等であってもよい。画像データ処理装置は、ＯＣＴ装置等の撮影装置によって撮影された画像のデータを、有線通信、無線通信、または着脱可能なメモリ等を介して取得可能なＰＣ等であってもよい。画像データ処理装置は、被検物の撮影と、治療光による被検物の治療とを共に実行可能な治療装置であってもよい。また、複数のデバイスが画像データ処理装置として機能してもよい。例えば、ベクトル場を算出する処理をＯＣＴ装置が実行し、ベクトル場からポテンシャル場を算出する処理をＰＣが実行してもよい。この場合、ＯＣＴ装置およびＰＣが共に画像データ処理装置として機能する。 The image data processing apparatus exemplified in the present embodiment is an optical coherence tomography apparatus (OCT apparatus) that acquires internal information (for example, a tomographic image or the like) of a test object using interference light in which measurement light and reference light are combined. . However, another device may perform image data processing as an image data processing device. For example, the image data processing apparatus may be a personal computer (hereinafter referred to as “PC”), a server, or a portable terminal connected to the OCT apparatus. The image data processing apparatus may be a PC or the like that can acquire image data captured by an imaging apparatus such as an OCT apparatus via wired communication, wireless communication, or a removable memory. The image data processing device may be a treatment device capable of performing both imaging of the test object and treatment of the test object with therapeutic light. A plurality of devices may function as an image data processing apparatus. For example, the OCT apparatus may execute processing for calculating a vector field, and the PC may execute processing for calculating a potential field from the vector field. In this case, both the OCT apparatus and the PC function as an image data processing apparatus.
本実施形態の画像データ処理装置１の構成を説明するための概略図である。It is the schematic for demonstrating the structure of the image data processing apparatus 1 of this embodiment. 本実施形態のＯＣＴ光学系１００、正面観察光学系２００、および治療光照射光学系３００の構成を示す概略図である。It is the schematic which shows the structure of the OCT optical system 100, the front observation optical system 200, and the treatment light irradiation optical system 300 of this embodiment. 本実施形態の画像データ処理装置１が実行する画像データ処理のフローチャートである。It is a flowchart of the image data processing which the image data processing apparatus 1 of this embodiment performs. 画像データ処理装置１が作成する変位エネルギー分布画像の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the displacement energy distribution image which the image data processing apparatus 1 produces.
　以下、本開示における典型的な実施形態の一例について、図面を参照して説明する。まず、図１を参照して、本実施形態の画像データ処理装置（画像データ処理システム）１の概略構成について説明する。本実施形態の画像データ処理装置１は、ＯＣＴ光学系（干渉光学系）１００によって信号（例えば、ＯＣＴ信号）を取得し、取得した信号から画像データを取得する。つまり、本実施形態の画像データ処理装置１は、被検物の内部情報を取得するＯＣＴ装置としての機能を有する。画像データ処理装置１は、画像データを処理することで、ベクトル場およびポテンシャル場を算出する。また、本実施形態の画像データ処理装置１は、生体である被検物（本実施形態では眼Ｅ）に治療光（例えば治療レーザ光）を照射する治療装置としての機能も有する。 Hereinafter, an example of a typical embodiment in the present disclosure will be described with reference to the drawings. First, a schematic configuration of an image data processing apparatus (image data processing system) 1 according to the present embodiment will be described with reference to FIG. The image data processing apparatus 1 according to the present embodiment acquires a signal (for example, an OCT signal) by the OCT optical system (interference optical system) 100, and acquires image data from the acquired signal. That is, the image data processing apparatus 1 of the present embodiment has a function as an OCT apparatus that acquires internal information of a test object. The image data processing apparatus 1 calculates a vector field and a potential field by processing image data. Further, the image data processing apparatus 1 of the present embodiment also has a function as a treatment apparatus that irradiates treatment light (for example, treatment laser light) to a test object that is a living body (eye E in the present embodiment).
　本実施形態の画像データ処理装置１は、制御部１０、表示部２１、操作部２２、ＯＣＴ光学系１００、正面観察光学系２００、および治療光照射光学系３００を備える。 The image data processing apparatus 1 according to this embodiment includes a control unit 10, a display unit 21, an operation unit 22, an OCT optical system 100, a front observation optical system 200, and a treatment light irradiation optical system 300.
　制御部１０は、画像データ処理装置１の処理（例えば、各種データ処理および動作処理等）を制御する。制御部１０は、ＣＰＵ（プロセッサ）１１、ＲＯＭ１２、ＲＡＭ１３、および不揮発性メモリ（Ｎｏｎ－ｖｏｌａｔｉｌｅ　ｍｅｍｏｒｙ：ＮＶＭ）１４を備える。ＣＰＵ１１は、画像データ処理装置１における各種制御を司る。ＲＯＭ１２には、各種プログラム、初期値等が記憶されている。ＲＡＭ１３は、各種情報を一時的に記憶する。不揮発性メモリ１４は、電源の供給が遮断されても記憶内容を保持できる非一過性の記憶媒体である。例えば、ハードディスクドライブ、フラッシュＲＯＭ、および着脱可能なＵＳＢメモリ等を不揮発性メモリ１４として使用してもよい。本実施形態では、例えば、後述する画像データ処理を実行するための画像データ処理プログラム等が、不揮発性メモリ１４に記憶される。 The control unit 10 controls processing (for example, various data processing and operation processing) of the image data processing apparatus 1. The control unit 10 includes a CPU (processor) 11, a ROM 12, a RAM 13, and a non-volatile memory (NVM) 14. The CPU 11 manages various controls in the image data processing apparatus 1. The ROM 12 stores various programs, initial values, and the like. The RAM 13 temporarily stores various information. The nonvolatile memory 14 is a non-transitory storage medium that can retain stored contents even when power supply is interrupted. For example, a hard disk drive, a flash ROM, and a removable USB memory may be used as the nonvolatile memory 14. In the present embodiment, for example, an image data processing program for executing image data processing described later is stored in the nonvolatile memory 14.
　本実施形態では、ＯＣＴ光学系１００、治療光照射光学系３００、および制御部１０等が１つの筐体に内蔵された、一体型の画像データ処理装置１を例示する。しかし、画像データ処理装置１は、筐体が異なる複数の装置を備えていてもよいことは言うまでもない。例えば、画像データ処理装置１は、ＯＣＴ光学系１００を内蔵するＯＣＴ装置と、ＯＣＴ装置に有線または無線で接続されるＰＣとを備えていてもよい。この場合、ＯＣＴ装置が備える制御部と、ＰＣの制御部とが共に画像データ処理装置１の制御部１０として機能してもよい。つまり、制御部１０は複数のプロセッサを備えていてもよい。また、市販のＰＣが画像データ処理装置１の一部として使用されてもよい。この場合、画像データ処理プログラムの少なくとも一部が、市販のＰＣにインストールされ得る。また、治療光照射光学系３００を備えた治療装置が、画像データ処理装置とは別で用いられてもよい。 In the present embodiment, an integrated image data processing apparatus 1 in which the OCT optical system 100, the treatment light irradiation optical system 300, the control unit 10, and the like are incorporated in one housing is illustrated. However, it goes without saying that the image data processing apparatus 1 may include a plurality of apparatuses having different housings. For example, the image data processing apparatus 1 may include an OCT apparatus incorporating the OCT optical system 100 and a PC connected to the OCT apparatus by wire or wirelessly. In this case, both the control unit included in the OCT apparatus and the control unit of the PC may function as the control unit 10 of the image data processing apparatus 1. That is, the control unit 10 may include a plurality of processors. A commercially available PC may be used as a part of the image data processing apparatus 1. In this case, at least a part of the image data processing program can be installed in a commercially available PC. In addition, a treatment apparatus including the treatment light irradiation optical system 300 may be used separately from the image data processing apparatus.
　表示部２１は、装置本体に搭載されたディスプレイであってもよいし、装置本体とは別体のディスプレイであってもよい。操作部２２は、入力された操作指示に応じた信号を制御部１０に出力する。操作部２２には、例えば、マウス、ジョイスティック、キーボード、タッチパネル等の少なくともいずれかを用いることができる。 The display unit 21 may be a display mounted on the apparatus main body, or may be a display separate from the apparatus main body. The operation unit 22 outputs a signal corresponding to the input operation instruction to the control unit 10. For the operation unit 22, for example, at least one of a mouse, a joystick, a keyboard, a touch panel, and the like can be used.
　図２を参照して、ＯＣＴ光学系１００、正面観察光学系２００、および治療光照射光学系３００について説明する。ＯＣＴ光学系１００は、いわゆる光断層干渉計（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ　ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）の構成を持ち、被検物（本実施形態では眼Ｅ）の内部情報（例えば断層画像の画像データ等）を取得するために用いられる。本実施形態のＯＣＴ光学系１００は、測定光源１０２から出射された光を、光分割器（例えばカップラー）１０４によって測定光（試料光）と参照光に分割する。ＯＣＴ光学系１００は、測定光学系１０６によって測定光を被検物（例えば、眼Ｅの眼底Ｅｆ）に導くと共に、参照光を参照光学系１１０に導く。ＯＣＴ光学系１００は、参照光と、被検物によって反射された測定光とが合成された干渉光を、検出器（例えば受光素子）１２０に受光させる。 The OCT optical system 100, the front observation optical system 200, and the treatment light irradiation optical system 300 will be described with reference to FIG. The OCT optical system 100 has a configuration of a so-called optical tomography interferometer (OCT: Optical coherence tomography), and acquires internal information (for example, image data of a tomographic image) of a test object (in this embodiment, eye E). Used for. The OCT optical system 100 of this embodiment divides the light emitted from the measurement light source 102 into measurement light (sample light) and reference light by a light splitter (for example, a coupler) 104. The OCT optical system 100 guides the measurement light to the test object (for example, 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. The OCT optical system 100 causes a detector (for example, a light receiving element) 120 to receive interference light obtained by combining reference light and measurement light reflected by a test object.
　検出器１２０は、測定光と参照光の干渉信号を検出する。フーリエドメインＯＣＴの場合、干渉光のスペクトル強度（スペクトル干渉信号）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複素ＯＣＴ信号が取得される。例えば、複素ＯＣＴ信号における振幅の絶対値が算出されることで、所定範囲における深さプロファイル（Ａスキャン信号）が取得される。光スキャナ１０８によって走査された測定光の各走査位置における深さプロファイルが並べられることで、ＯＣＴ画像データ（断層画像データ）が取得される。さらに、制御部１０は、測定光を組織上で二次元方向に走査させることで、三次元ＯＣＴ画像データ（三次元断層画像データ）を取得してもよい。また、三次元ＯＣＴ画像データから、測定光の光軸に沿う軸方向（正面方向）から組織を見た場合のＯＣＴ正面（Ｅｎｆａｃｅ）画像データが取得されてもよい。 The detector 120 detects an interference signal between the measurement light and the reference light. In the case of Fourier domain OCT, the spectral intensity (spectral interference signal) of the interference light is detected by the detector 120, and a complex OCT signal is obtained by Fourier transform on the spectral intensity data. For example, a depth profile (A scan signal) in a predetermined range is acquired by calculating the absolute value of the amplitude in the complex OCT signal. OCT image data (tomographic image data) is acquired by arranging the depth profiles at each scanning position of the measurement light scanned by the optical scanner 108. Further, the control unit 10 may acquire the three-dimensional OCT image data (three-dimensional tomographic image data) by scanning the measurement light in the two-dimensional direction on the tissue. Moreover, OCT front (Enface) image data at the time of seeing a structure | tissue from the axial direction (front direction) along the optical axis of measurement light may be acquired from three-dimensional OCT image data.
　フーリエドメインＯＣＴの一例として、Ｓｐｅｃｔｒａｌ－ｄｏｍａｉｎ－ＯＣＴ（ＳＤ－ＯＣＴ）、Ｓｗｅｐｔ－ｓｏｕｒｃｅ－ＯＣＴ（ＳＳ－ＯＣＴ）等を採用できる。また、例えば、Ｔｉｍｅ－ｄｏｍａｉｎ－ＯＣＴ（ＴＤ－ＯＣＴ）等を採用することも可能である。ＳＤ－ＯＣＴの場合、例えば、測定光源１０２として低コヒーレント光源（広帯域光源）が用いられると共に、干渉光の光路における検出器１２０の近傍には、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（スペクトロメータ）が設けられる。ＳＳ－ＯＣＴの場合、例えば、測定光源１０２として、出射波長を時間的に高速で変化させる波長掃引光源が用いられる。 As an example of the Fourier domain OCT, Spectral-domain-OCT (SD-OCT), Swept-source-OCT (SS-OCT), or the like can be adopted. Further, for example, Time-domain-OCT (TD-OCT) can be adopted. In the case of SD-OCT, for example, a low coherent light source (broadband light source) is used as the measurement light source 102, and the interference light is split into frequency components (each wavelength component) in the vicinity of the detector 120 in the optical path of the interference light. A spectroscopic optical system (spectrometer) is provided. In the case of SS-OCT, for example, as the measurement light source 102, a wavelength swept light source that changes the emission wavelength at high speed in time is used.
　測定光源１０２から出射された光は、カップラー１０４によって測定光束と参照光束に分割される。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。空気中へ出射された測定光は、測定光学系１０６の光スキャナ１０８等を介して被検物に集光される。被検物で反射された測定光は、同じ光路を通って光ファイバーに戻される。 The light emitted from the measurement light source 102 is divided into a measurement light beam and a reference light beam by the coupler 104. The measurement light is emitted into the air after passing through the optical fiber. The measurement light emitted into the air is condensed on the test object via the optical scanner 108 of the measurement optical system 106 or the like. The measurement light reflected by the test object is returned to the optical fiber through the same optical path.
　光スキャナ１０８は、組織上で二次元方向（ＸＹ方向）に測定光を走査させる。本実施形態の光スキャナ１０８は、眼Ｅの瞳孔と略共役な位置に配置される。一例として、本実施形態の光スキャナ１０８は２つのガルバノミラーを備える。ガルバノミラーの反射角度は、駆動機構５０によって任意に調整される。その結果、測定光源１０２から出射された測定光の反射方向が変化し、被検物上の任意の位置に測定光が照射される。なお、光スキャナ１０８の構成を変更できることは言うまでもない。例えば、ポリゴンミラー、レゾナントスキャナ、音響光学素子（ＡＯＭ）等を光スキャナ１０８に採用してもよい。 The optical scanner 108 scans the measurement light in the two-dimensional direction (XY direction) on the tissue. The optical scanner 108 of this embodiment is disposed at a position substantially conjugate with the pupil of the eye E. As an example, the optical scanner 108 of the present embodiment includes two galvanometer mirrors. The reflection angle of the galvanometer mirror is arbitrarily adjusted by the drive mechanism 50. As a result, the reflection direction of the measurement light emitted from the measurement light source 102 changes, and the measurement light is irradiated to an arbitrary position on the test object. Needless to say, the configuration of the optical scanner 108 can be changed. For example, a polygon mirror, a resonant scanner, an acoustooptic device (AOM), or the like may be employed for the optical scanner 108.
　参照光学系１１０は、被検物によって反射された測定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よい。本実施形態の参照光学系１１０は、カップラー１０４から入射した光を反射光学系（例えば、参照ミラー）によって反射させることで、再度カップラー１０４に戻し、検出器１２０に導く。参照光学系１１０の構成も変更できる。例えば、参照光学系１１０は、カップラー１０４から入射した光を反射させずに透過させて検出器１２０に導いてもよい。参照光学系１１０は、光路中の光学部材を移動させることで、測定光と参照光の光路長差を変更することができる。本実施形態では、参照ミラーが光軸方向に移動されることで、光路長差が変更される。なお、光路長差を変更するための構成は、測定光学系１０６の光路中に設けられていてもよい。 The reference optical system 110 generates reference light that is combined with the measurement light reflected by the test object. The reference optical system 110 may be a Michelson type or a Mach-Zehnder type. The reference optical system 110 of the present embodiment reflects light incident from the coupler 104 by a reflection optical system (for example, a reference mirror), thereby returning the light to the coupler 104 again and guiding it to the detector 120. The configuration of the reference optical system 110 can also be changed. For example, the reference optical system 110 may transmit the light incident from the coupler 104 to the detector 120 without reflecting the light. The reference optical system 110 can change the optical path length difference between the measurement light and the reference light by moving the optical member in the optical path. In this embodiment, the optical path length difference is changed by moving the reference mirror in the optical axis direction. Note that a configuration for changing the optical path length difference may be provided in the optical path of the measurement optical system 106.
　正面観察光学系２００は、被検物の正面画像データを取得する。正面画像データは、完成された二次元の画像のデータであってもよいし、二次元画像の各画素の輝度を算出するために用いられる各測定点での信号データであってもよい。一例として、本実施形態の正面観察光学系２００は、光源から発せられた測定光（例えば、赤外光）を被検物上で二次元方向（ＸＹ方向）に走査させる光スキャナと、被検物と略共役位置に配置された共焦点開口を介して反射光を受光する受光素子とを備える。つまり、本実施形態の正面観察光学系２００は、いわゆる走査型レーザ検眼鏡（ＳＬＯ）の構成を備える。しかし、正面観察光学系２００の構成も変更できる。例えば、正面観察光学系２００は、眼底カメラタイプの構成を備えていてもよい。 The front observation optical system 200 acquires front image data of the test object. The front image data may be data of a completed two-dimensional image, or may be signal data at each measurement point used for calculating the luminance of each pixel of the two-dimensional image. As an example, the front observation optical system 200 of the present embodiment includes an optical scanner that scans measurement light (for example, infrared light) emitted from a light source in a two-dimensional direction (XY direction) on a test object, and a test target. And a light receiving element that receives the reflected light through a confocal aperture disposed at a substantially conjugate position with the object. That is, the front observation optical system 200 of this embodiment has a so-called scanning laser ophthalmoscope (SLO) configuration. However, the configuration of the front observation optical system 200 can also be changed. For example, the front observation optical system 200 may have a fundus camera type configuration.
　治療光照射光学系３００は、生体を治療する治療光（本実施形態では治療レーザ光）を被検物に向けて照射する。例えば、治療光は、生体を凝固するために用いられてもよい。また、生体を低侵襲で治療可能なパラメータを有する治療光（例えば、マイクロパルスレーザ）が用いられてもよい。治療光照射光学系３００は、治療光を被検物に対して走査させるための治療光用光スキャナ（図示せず）が設けられていてもよい。この場合、治療光用光スキャナと、ＯＣＴ光学系１００の光スキャナ１０８は、同期して制御されてもよい。また、同一の光スキャナが用いられてもよい。本実施形態では、治療光照射光学系３００の光軸は、光路結合部材（例えば、ダイクロイックミラー等）によって、ＯＣＴ光学系１００の光軸と同軸とされる。なお、治療光照射光学系３００を備えるＯＣＴの詳細な構成については、例えば、特開２０１２－２１３６３４号公報、特開２０１２－１３５５５０号公報等に記載されている。 The treatment light irradiation optical system 300 irradiates treatment light (treatment laser light in the present embodiment) for treating the living body toward the test object. For example, the treatment light may be used to coagulate the living body. Alternatively, treatment light (for example, a micro pulse laser) having parameters that can treat a living body with minimal invasiveness may be used. The therapeutic light irradiation optical system 300 may be provided with a therapeutic light optical scanner (not shown) for causing the therapeutic light to scan the subject. In this case, the therapeutic light optical scanner and the optical scanner 108 of the OCT optical system 100 may be controlled in synchronization. The same optical scanner may be used. In the present embodiment, the optical axis of the therapeutic light irradiation optical system 300 is coaxial with the optical axis of the OCT optical system 100 by an optical path coupling member (for example, a dichroic mirror). The detailed configuration of the OCT including the therapeutic light irradiation optical system 300 is described in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open Nos. 2012-213634 and 2012-135550.
　図３および図４を参照して、本実施形態の画像データ処理装置１が実行する画像データ処理について説明する。画像データ処理装置１のＣＰＵ１１は、不揮発性メモリ１４等に記憶された画像データ処理プログラムに従って、図３に例示する画像データ処理を実行する。以下の説明では、被検物が眼Ｅの網膜であって、治療光が照射された網膜の変位に関する情報が取得される場合について例示する。 The image data processing executed by the image data processing apparatus 1 according to the present embodiment will be described with reference to FIGS. The CPU 11 of the image data processing apparatus 1 executes the image data processing illustrated in FIG. 3 according to the image data processing program stored in the nonvolatile memory 14 or the like. In the following description, the case where the test object is the retina of the eye E and information regarding the displacement of the retina irradiated with the treatment light is illustrated.
　図３に示すように、ＣＰＵ１１は、被検物の目標撮影位置に関して、複数の画像データを異なる時間に取得する（Ｓ１）。つまり、ＣＰＵ１１は、被検物の目標撮影位置を、異なる時間に複数回撮影する。前述したように、本実施形態では、ＯＣＴ画像データに基づいて各種処理が行われる。一例として、ＣＰＵ１１は、被検物の同一位置（ただし、時間的に変位する場合もある）に測定光を複数回走査させることで、同一位置に関する複数のＯＣＴ画像データを取得する。しかし、複数の画像データが取得される目標撮影位置は、必ずしも同一位置である必要は無い。例えば、１回の撮影毎に、微小距離だけ撮影位置がずれるように、目標撮影位置が設定されてもよい。なお、ＣＰＵ１１は、他のＯＣＴ装置によって撮影された画像のデータを通信等によって取得してもよい。 As shown in FIG. 3, the CPU 11 acquires a plurality of image data at different times with respect to the target imaging position of the test object (S1). That is, the CPU 11 images the target imaging position of the test object a plurality of times at different times. As described above, in the present embodiment, various processes are performed based on the OCT image data. As an example, the CPU 11 acquires a plurality of OCT image data relating to the same position by scanning the measurement light a plurality of times at the same position of the test object (however, it may be displaced in time). However, the target shooting positions from which a plurality of image data are acquired are not necessarily the same position. For example, the target shooting position may be set so that the shooting position is shifted by a minute distance for each shooting. Note that the CPU 11 may acquire data of an image captured by another OCT apparatus through communication or the like.
　ＣＰＵ１１は、撮影領域内における複数の部位（例えば、撮影領域に含まれる各画素）の各々の変位を示すベクトル場を、Ｓ１で取得した複数の画像データに基づいて算出する（Ｓ２）。本実施形態におけるベクトル場は、各部位の変位を占めるマップ（変位マップ）と言うこともできる。複数の画像データからベクトル場を算出する方法には種々の方法が存在する。一例として、本実施形態で例示する方法では、ＣＰＵ１１は、撮影光軸の軸方向（Ｚ方向）における各部位（微小領域）の変位を、ドップラー位相シフト情報を用いて算出する。また、ＣＰＵ１１は、撮影光軸の軸方向および横方向（Ｘ方向）における各部位の変位と、複数の断層画像間での相関係数の減衰との対応関係を用いて、横方向における各部位の変位を算出する。その結果、各部位のベクトル場が算出される。ただし、複数の画像データからベクトル場を算出する方法は適宜変更できる。例えば、ＣＰＵ１１は、複数の方向の全て（例えば、軸方向と横方向の両方）に関する変位を相関係数によって算出することで、ベクトル場を算出してもよい。各部位の変位が、スペックル追跡等の技術によって算出されてもよい。また、本実施形態では二次元のベクトル場が算出されるが、一次元または三次元のベクトル場が算出されてもよい。 The CPU 11 calculates a vector field indicating the displacement of each of a plurality of parts (for example, each pixel included in the imaging region) in the imaging region based on the plurality of image data acquired in S1 (S2). The vector field in this embodiment can also be said to be a map (displacement map) occupying the displacement of each part. There are various methods for calculating a vector field from a plurality of image data. As an example, in the method exemplified in the present embodiment, the CPU 11 calculates the displacement of each part (small region) in the axial direction (Z direction) of the imaging optical axis using Doppler phase shift information. Further, the CPU 11 uses the correspondence relationship between the displacement of each part in the axial direction and the horizontal direction (X direction) of the imaging optical axis and the attenuation of the correlation coefficient between a plurality of tomographic images, and thereby each part in the horizontal direction. The displacement of is calculated. As a result, the vector field of each part is calculated. However, the method of calculating the vector field from a plurality of image data can be changed as appropriate. For example, the CPU 11 may calculate the vector field by calculating the displacements related to all of the plurality of directions (for example, both the axial direction and the horizontal direction) using the correlation coefficient. The displacement of each part may be calculated by a technique such as speckle tracking. In the present embodiment, a two-dimensional vector field is calculated, but a one-dimensional or three-dimensional vector field may be calculated.
　本実施形態におけるベクトル場の算出方法について説明する。本実施形態では、ＣＰＵ１１は、２つの画像（本実施形態では２つのＢスキャン）間の相関係数を算出する。相関係数は、以下の（数１）によって示される。ここで、Δｘは横方向の変位、Δｚは軸方向の変位、Ｃは散乱過程と走査システムの再現性の影響を示した定数、ｗは１／ｅ２で定義される横方向分解能、Δｋは光源のガウシアンスペクトラムの１／ｅ２での最大幅である。相関係数は、変位の関数として減少し、それはガウシアン関数に従う。つまり、相関係数は、変位量に対してガウス関数的に減衰する。本実施形態のＣＰＵ１１は、複数のＢスキャンの１つを参照Ｂスキャンとし、他のＢスキャンを対象Ｂスキャンとする。ＣＰＵ１１は、例えば、参照Ｂスキャンと、この参照Ｂスキャンをデジタル処理によってシフトさせたＢスキャンとの間で相関係数を求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 A vector field calculation method in this embodiment will be described. In the present embodiment, the CPU 11 calculates a correlation coefficient between two images (two B scans in the present embodiment). The correlation coefficient is expressed by the following (Equation 1). Where Δx is the lateral displacement, Δz is the axial displacement, C is a constant indicating the influence of the scattering process and the reproducibility of the scanning system, w is the lateral resolution defined by 1 / e2, and Δk is the light source. The maximum width at 1 / e2 of the Gaussian spectrum. The correlation coefficient decreases as a function of displacement, which follows a Gaussian function. That is, the correlation coefficient attenuates in a Gaussian function with respect to the displacement amount. The CPU 11 of this embodiment sets one of the plurality of B scans as a reference B scan and the other B scan as a target B scan. For example, the CPU 11 can obtain a correlation coefficient between a reference B scan and a B scan obtained by shifting the reference B scan by digital processing.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　次いで、ＣＰＵ１１は、（式１）を使用し、参照Ｂスキャンと対象Ｂスキャンの間で相関係数ρｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ（ｘ，ｙ）を算出する。また、ＣＰＵ１１は、参照Ｂスキャンと対象Ｂスキャンの間でドップラー位相シフトΔφ（ｘ、ｙ）を算出する。ドップラー位相シフトΔφ（ｘ、ｙ）は、以下の（数２）によって示される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 Next, the CPU 11 calculates a correlation coefficient ρmeasurement (x, y) between the reference B scan and the target B scan using (Equation 1). Further, the CPU 11 calculates a Doppler phase shift Δφ (x, y) between the reference B scan and the target B scan. The Doppler phase shift Δφ (x, y) is expressed by the following (Equation 2).
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ＣＰＵ１１は、優先順位付き経路追従法を用いて位相シフトをアンラップし、以下の（数３）を用いた軸方向の変位に変換することで、軸方向の変位Δｚを算出する。ここで、ｎはサンプルの屈折率、λは光源の中心波長、Φｕｎｗｒａｐｐｅｄはアンラップされた位相シフトである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 The CPU 11 calculates the axial displacement Δz by unwrapping the phase shift using the route tracking method with priority order and converting the phase shift into the axial displacement using the following (Equation 3). Here, n is the refractive index of the sample, λ is the center wavelength of the light source, and Φunwrapped is the unwrapped phase shift.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　また、（数１）を横方向の変位Δｘについて解くと、以下の（数４）として表される。ＣＰＵ１１は、参照Ｂスキャンと対象Ｂスキャンによって算出した相関係数ρｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ（ｘ，ｙ）と、算出した軸方向の変位Δｚを（数４）に代入することで、横方向の変位Δｘを算出する。なお、横方向の変位の方向（＋ｘ方向または－ｘ方向）を決定する方法は適宜選択できる。例えば、ＣＰＵ１１は、２つのＢスキャンをデジタル処理によって＋方向および－方向にシフトさせた場合の相関係数の増減に基づいて、横方向の変位の方向を決定してもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 Further, when (Equation 1) is solved for the lateral displacement Δx, it is expressed as (Equation 4) below. The CPU 11 calculates the lateral displacement Δx by substituting the correlation coefficient ρmeasurement (x, y) calculated by the reference B scan and the target B scan and the calculated axial displacement Δz into (Equation 4). . It should be noted that a method of determining the lateral displacement direction (+ x direction or -x direction) can be selected as appropriate. For example, the CPU 11 may determine the direction of lateral displacement based on the increase or decrease of the correlation coefficient when two B scans are shifted in the + direction and the − direction by digital processing.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　本実施形態では、以上説明した処理によって、ＸＺ平面上の二次元のベクトル場Ｖが算出される。なお、以上説明した処理の詳細については、例えば、特開２０１５－１６９６５０号公報等に記載されている。 In the present embodiment, a two-dimensional vector field V on the XZ plane is calculated by the processing described above. The details of the processing described above are described in, for example, JP-A-2015-169650.
　次いで、ＣＰＵ１１は、算出したベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことで、ポテンシャル場を算出する（Ｓ３）。 Next, the CPU 11 calculates a potential field by performing Helmholtz decomposition on the calculated vector field (S3).
　ヘルムホルツ分解について説明する。任意のベクトル場は、回転無しの場と発散無しの場に分解することができる。この定理をヘルムホルツの定理と言う。また、ヘルムホルツの定理を使ってベクトル場を分解することを、ヘルムホルツ分解（Ｈｅｌｍｈｏｌｔｚ‘ｓ　Ｄｅｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ）と言う。ヘルムホルツ分解の手法自体は、従来から電磁気学等の分野で用いられている。 Explain Helmholtz decomposition. An arbitrary vector field can be decomposed into a field without rotation and a field without divergence. This theorem is called Helmholtz theorem. Decomposing a vector field using Helmholtz's theorem is called Helmholtz's Decomposition. The Helmholtz decomposition method itself has been used in fields such as electromagnetics.
　例えば、ベクトル場（変位マップ）をＶ、スカラーポテンシャルをφ、ベクトルポテンシャルをＡとする。この場合、変位マップＶは、以下の（数５）のように、スカラーポテンシャルの勾配とベクトル場の回転の和で表される。（数５）において、回転無しの場を想定して「ｒｏｔ（Ａ）＝０」とすると、スカラーポテンシャル場が求められる。また、（数５）において、発散無しの場を想定して「ｇｒａｄ（φ）＝０」とすると、ベクトルポテンシャル場が求められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 For example, let V be the vector field (displacement map), φ be the scalar potential, and A be the vector potential. In this case, the displacement map V is represented by the sum of the gradient of the scalar potential and the rotation of the vector field, as shown in the following (Equation 5). In (Equation 5), assuming “rot (A) = 0” assuming a field without rotation, a scalar potential field is obtained. Further, in (Equation 5), assuming that there is no divergence field and “grad (φ) = 0”, a vector potential field is obtained.
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　一例として、本実施形態のＳ３では、ポテンシャル場として、回転の無いスカラーポテンシャル場がベクトル場Ｖから算出される。本実施形態におけるスカラーポテンシャル場は、被検物に変位を引き起こすエネルギーの分布を示す。 As an example, in S3 of this embodiment, a scalar potential field without rotation is calculated from the vector field V as a potential field. The scalar potential field in the present embodiment indicates a distribution of energy that causes displacement in the test object.
　次いで、ＣＰＵ１１は、エネルギーの分布を表示する画像（以下、「変位エネルギー分布画像」という）を、算出したスカラーポテンシャル場から作成する。ＣＰＵ１１は、作成したスカラーポテンシャル場を表示部２１に表示させる（Ｓ４）。 Next, the CPU 11 creates an image displaying the energy distribution (hereinafter referred to as “displacement energy distribution image”) from the calculated scalar potential field. The CPU 11 displays the created scalar potential field on the display unit 21 (S4).
　図４に、変位エネルギー分布画像（図４の最下段「Ｓｃａｌａｒ　ｐｏｔｅｎｔｉａｌ」）の一例を示す。図４における最下段に例示する変位エネルギー分布画像では、二次元の画像（Ｂスキャン画像）に、変位を引き起こすエネルギーの分布を示す色が重畳されている。図４は白黒の画像となっているので分かりにくいが、赤色の部分はエネルギーが大きい部分、青色の部分はエネルギーが小さい部分となっている。従って、被検物では、赤色の部分から青色の部分に向かって変位が生じる。なお、変位エネルギー分布画像の態様を変更することも可能である。例えば、エネルギーの大きさを、色でなく明度または数値等によって表現してもよい。 FIG. 4 shows an example of a displacement energy distribution image (the lowest stage “Scalar potential” in FIG. 4). In the displacement energy distribution image illustrated in the lowermost stage in FIG. 4, a color indicating the distribution of energy that causes displacement is superimposed on a two-dimensional image (B-scan image). Although FIG. 4 is a black-and-white image, it is difficult to understand, but the red part is a part with high energy and the blue part is a part with low energy. Accordingly, in the test object, displacement occurs from the red portion toward the blue portion. It is possible to change the mode of the displacement energy distribution image. For example, the magnitude of energy may be expressed not by color but by lightness or numerical values.
　なお、図４の最上段「Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ」は、撮影された二次元の画像（Ｂスキャン画像）である。上から二段目「Ｉｎ－ｐｌａｎｅ　Ｌａｔｅｒａｌ　ｄｉｓｐ．」は、Ｓ２で算出されたベクトル場Ｖに基づいて、横方向（Ｘ方向）の変位Δｘを可視化した画像である。図４に示す例では、明度が高い程、＋Ｘ方向への変位が大きいことを示す。上から三段目「Ｉｎ－ｐｌａｎｅ　ａｘｉａｌ　ｄｉｓｐ．」は、Ｓ２で算出されたベクトル場Ｖに基づいて、軸方向（Ｚ方向）の変位Δｚを可視化した画像である。図４に示す例では、明度が高い程、＋Ｚ方向への変位が大きいことを示す。 Note that the uppermost “Intensity” in FIG. 4 is a captured two-dimensional image (B-scan image). The second “In-plane Lateral disp.” From the top is an image in which the displacement Δx in the horizontal direction (X direction) is visualized based on the vector field V calculated in S2. In the example illustrated in FIG. 4, the higher the brightness, the greater the displacement in the + X direction. The third “In-plane axial disp.” From the top is an image in which the displacement Δz in the axial direction (Z direction) is visualized based on the vector field V calculated in S2. In the example shown in FIG. 4, the higher the lightness, the greater the displacement in the + Z direction.
　一例として、複数の方向の変位を把握しようとする場合、ベクトル場では、それぞれの方向に応じて別々に変位を把握する必要がある。例えば、変位を表示する画像をベクトル場に基づいて作成する場合、図４の上から二段目および三段目に例示するように、方向に応じて別々に画像を作成する必要がある。その結果、ユーザは変位を適切に把握することが困難となる。これに対し、ポテンシャル場が利用されると、ベクトル場を利用する場合に比べて、変位に関する情報を把握することが容易になる場合がある。実際に、図４に例示する変位エネルギー分布画像によると、ユーザは、各部位の変位に関する情報を１つの画像から適切に把握することが可能である。 As an example, when it is intended to grasp the displacement in a plurality of directions, it is necessary to grasp the displacement separately according to each direction in the vector field. For example, when an image displaying displacement is generated based on a vector field, it is necessary to separately generate images according to directions as illustrated in the second and third stages from the top of FIG. As a result, it becomes difficult for the user to properly grasp the displacement. On the other hand, when a potential field is used, it may be easier to grasp information regarding displacement than when a vector field is used. Actually, according to the displacement energy distribution image illustrated in FIG. 4, the user can appropriately grasp information related to the displacement of each part from one image.
　次いで、ＣＰＵ１１は、被検物（詳細には、被検物における画像の撮影範囲内）に生じた変位を、Ｓ３で算出したポテンシャル場から解析する（Ｓ５）。例えば、図４に示す例では、被検物に治療光が５０ｍｓの間照射されている。また、治療光の照射開始から１２．５ｍｓ後、５０ｍｓ後、５０ｍｓ後、１００ｍｓ後、２００ｍｓ後、および２０００ｍｓ後のそれぞれのタイミングにおいて、撮影範囲内のベクトル場およびポテンシャル場が算出されている。図４に示す例では、複数の異なるタイミングにおけるポテンシャル場の各々が比較されることで、被検物に生じた変位が解析される。例えば、図４に示す例では、治療光の照射開始と共に、中心から外側に向けて生じる変位（膨張）の量が徐々に大きくなる。治療光の照射が終了すると、逆に、外側から中心に向けて生じる変位（収縮）の量が徐々に大きくなる。従って、図４に示す例では、「照射開始、膨張、照射終了、収縮」の順で変位が生じている旨の解析結果が取得される。 Next, the CPU 11 analyzes the displacement generated in the test object (specifically, within the imaging range of the image of the test object) from the potential field calculated in S3 (S5). For example, in the example shown in FIG. 4, the treatment light is irradiated for 50 ms on the test object. In addition, the vector field and the potential field within the imaging range are calculated at timings of 12.5 ms, 50 ms, 50 ms, 100 ms, 200 ms, and 2000 ms after the start of treatment light irradiation. In the example shown in FIG. 4, the displacement generated in the test object is analyzed by comparing each of the potential fields at a plurality of different timings. For example, in the example shown in FIG. 4, the amount of displacement (expansion) generated from the center toward the outside gradually increases with the start of treatment light irradiation. When the treatment light irradiation ends, the amount of displacement (shrinkage) that occurs from the outside toward the center gradually increases. Therefore, in the example illustrated in FIG. 4, an analysis result indicating that displacement has occurred in the order of “irradiation start, expansion, irradiation end, contraction” is acquired.
　なお、上記で例示した変位の解析方法が一例に過ぎないことは言うまでもない。従って、変位の解析方法を変更することも可能である。例えば、図４に示す例では、複数の異なるタイミングにおけるポテンシャル場の各々が比較されることで、変位が解析される。しかし、ＣＰＵ１１は、１つのポテンシャル場から変位を解析することも可能である。この場合、例えば、エネルギーが閾値以上となる部分の領域の広さを解析することで、変位を解析すること等が考えられる。また、図４に示す例では、ＣＰＵ１１は、被検物において生じた変位の態様（詳細には、膨張、収縮の順で変位が生じた旨）を解析する。しかし、ＣＰＵ１１は、被検物に生じた変位の態様を、他の方法で分類分けしてもよい。例えば、ＣＰＵ１１は、「膨張、収縮」の順の変位態様と、「収縮、膨張」の順の変位態様を含む複数の変位態様のいずれが生じたかを、ポテンシャル場から判断してもよい。 Needless to say, the above-described displacement analysis method is merely an example. Therefore, it is also possible to change the displacement analysis method. For example, in the example shown in FIG. 4, the displacement is analyzed by comparing each of the potential fields at a plurality of different timings. However, the CPU 11 can also analyze the displacement from one potential field. In this case, for example, it is conceivable to analyze the displacement by analyzing the width of the region where the energy is equal to or greater than the threshold. In the example shown in FIG. 4, the CPU 11 analyzes the mode of displacement generated in the test object (specifically, the fact that displacement has occurred in the order of expansion and contraction). However, the CPU 11 may classify the mode of displacement generated in the test object by another method. For example, the CPU 11 may determine from the potential field which one of a plurality of displacement modes including a displacement mode in the order of “expansion and contraction” and a displacement mode in the order of “shrinkage and expansion” has occurred.
　次いで、ＣＰＵ１１は、被検物に照射された治療光のエネルギーの適否を、算出したポテンシャル場から判定する（Ｓ６）。例えば、「膨張、収縮」の順で変位が生じる場合と、「収縮、膨張」の順で変位が生じる場合で、治療光のエネルギーが適切であったか否かが分かれる場合がある。この場合、ＣＰＵ１１は、解析された変位態様が「膨張、収縮」の順の変位態様であるか否かに応じて、治療光のエネルギーの適否を判定してもよい。また、ＣＰＵ１１は、治療光の照射開始から所定時間経過後において、変位を引き起こすエネルギーが閾値以上となる部分の広さを解析し、広さが一定の範囲内に収まっているか否かを判断することで、治療光のエネルギーが適切であるか否かを判定してもよい。 Next, the CPU 11 determines the suitability of the energy of the treatment light irradiated to the test object from the calculated potential field (S6). For example, there are cases where whether or not the energy of the treatment light is appropriate depends on whether the displacement occurs in the order of “expansion and contraction” and when the displacement occurs in the order of “contraction and expansion”. In this case, the CPU 11 may determine whether or not the energy of the treatment light is appropriate depending on whether or not the analyzed displacement mode is a displacement mode in the order of “expansion and contraction”. Further, the CPU 11 analyzes the width of the portion where the energy causing the displacement is equal to or greater than the threshold after a predetermined time has elapsed from the start of the treatment light irradiation, and determines whether the width is within a certain range. Thus, it may be determined whether or not the energy of the treatment light is appropriate.
　なお、ＣＰＵ１１は、治療光のエネルギーの適否を判定した場合、判定結果に基づいて、治療光照射光学系３００から照射される治療光のパラメータを決定してもよい。例えば、被検物に対する治療光の試し打ちが行われる場合には、ＣＰＵ１１は、治療光が試し打ちされた部位のポテンシャル場から、実際の治療に用いられる治療光のパラメータを決定してもよい。また、ＣＰＵ１１は、複数の部位に連続して治療光が照射される場合、治療光が照射された１つの部位のポテンシャル場から、次の部位に照射する治療光のパラメータを決定してもよい。また、ＣＰＵ１１は、治療光の照射中にポテンシャル場を算出することで、治療光の照射を終了するタイミングを適宜判断してもよい。 In addition, when determining the suitability of the energy of the treatment light, the CPU 11 may determine the parameter of the treatment light emitted from the treatment light irradiation optical system 300 based on the determination result. For example, in the case where the trial light of the treatment light is performed on the test object, the CPU 11 may determine the parameter of the treatment light used for the actual treatment from the potential field of the site where the treatment light is trial-fired. . Further, when the treatment light is continuously irradiated to a plurality of parts, the CPU 11 may determine a parameter of the treatment light to be irradiated to the next part from the potential field of one part irradiated with the treatment light. . Further, the CPU 11 may appropriately determine the timing of ending the treatment light irradiation by calculating the potential field during the treatment light irradiation.
　また、本実施形態では、ＯＣＴ画像データからベクトル場およびポテンシャル場が算出される場合を例示した。しかし、ＯＣＴ画像データ以外の画像データからベクトル場およびポテンシャル場が算出されてもよい。例えば、正面観察光学系２００が備えるＳＬＯまたは撮影装置によって取得された画像データから、ベクトル場およびポテンシャル場が算出されてもよい。 In the present embodiment, the case where the vector field and the potential field are calculated from the OCT image data is exemplified. However, the vector field and the potential field may be calculated from image data other than the OCT image data. For example, the vector field and the potential field may be calculated from the image data acquired by the SLO included in the front observation optical system 200 or the imaging device.
　また、本実施形態では、ポテンシャル場に基づいて被検物の変位が解析される。しかし、ＣＰＵ１１は、ベクトル場に対するヘルムホルツ分解によって算出されたポテンシャル場を、再度ベクトル場に戻す処理を実行してもよい。例えば、ＣＰＵ１１は、算出したスカラーポテンシャル場を微分することで、回転成分が除去されたベクトル場を算出してもよい。ＣＰＵ１１は、例えば、再度算出したベクトル場を、治療光の照射位置を含むように周回積分することで、被検物の変位を解析（定量化）してもよい。 In this embodiment, the displacement of the test object is analyzed based on the potential field. However, the CPU 11 may execute processing for returning the potential field calculated by the Helmholtz decomposition to the vector field again to the vector field. For example, the CPU 11 may calculate the vector field from which the rotational component is removed by differentiating the calculated scalar potential field. The CPU 11 may analyze (quantify) the displacement of the test object by, for example, integrating the recalculated vector field so as to include the irradiation position of the treatment light.
１　　画像データ処理装置
１０　　制御部
１１　　ＣＰＵ
１００　　ＯＣＴ光学系
３００　　治療光照射光学系 1 Image Data Processing Device 10 Control Unit 11 CPU
100 OCT optical system 300 therapeutic light irradiation optical system

Claims (8)

  1. 　画像データ処理装置であって、
    　画像データの処理を制御する制御部を備え、
    　前記制御部は、
    　被検物の目標撮影位置に関して異なる時間に取得された複数の画像データから、撮影領域内における複数の部位の各々の変位を示すベクトル場を算出し、
    　前記ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことでポテンシャル場を算出することを特徴とする画像データ処理装置。     An image data processing device,
    A control unit for controlling the processing of the image data;
    The controller is
    From a plurality of image data acquired at different times with respect to the target imaging position of the test object, to calculate a vector field indicating the displacement of each of a plurality of parts in the imaging region,
    An image data processing apparatus that calculates a potential field by performing Helmholtz decomposition on the vector field.
  2. 　請求項１の画像データ処理装置であって、
    　前記制御部は、
    　前記ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことで、前記被検物に変位を引き起こすエネルギーの分布を示し回転が無い前記ポテンシャル場であるスカラーポテンシャル場を算出することを特徴とする画像データ処理装置。     The image data processing apparatus according to claim 1,
    The controller is
    An image data processing apparatus that calculates a scalar potential field that is a potential field that shows a distribution of energy that causes displacement in the test object and does not rotate by performing Helmholtz decomposition on the vector field.
  3. 　請求項２の画像データ処理装置であって、
    　前記制御部は、
    　算出した前記スカラーポテンシャル場に基づいて、前記被検物に変位を引き起こすエネルギーの分布を表示する画像のデータを作成することを特徴とする画像データ処理装置。     The image data processing apparatus according to claim 2,
    The controller is
    An image data processing apparatus that creates image data that displays a distribution of energy that causes displacement in the test object based on the calculated scalar potential field.
  4. 　請求項１から３のいずれかの画像データ処理装置であって、
    　前記複数の画像データは、光コヒーレンストモグラフィを用いて取得された画像データであることを特徴とする画像データ処理装置。     The image data processing device according to any one of claims 1 to 3,
    The image data processing apparatus, wherein the plurality of image data are image data acquired using optical coherence tomography.
  5. 　請求項１から４のいずれかの画像データ処理装置であって、
    　前記制御部は、
    　算出した前記ポテンシャル場から、前記被検物に生じた変位を解析することを特徴とする画像データ処理装置。     The image data processing device according to any one of claims 1 to 4,
    The controller is
    An image data processing apparatus for analyzing a displacement generated in the test object from the calculated potential field.
  6. 　請求項５の画像データ処理装置であって、
    　前記複数の画像データは、生体を治療する治療光が照射される前記被検物の位置に関して取得された画像データであり、
    　前記制御部は、
    　前記被検物に生じた変位を前記ポテンシャル場から解析することで、前記被検物に照射された前記治療光のエネルギーの適否を判定することを特徴とする画像データ処理装置。     The image data processing apparatus according to claim 5,
    The plurality of image data is image data acquired with respect to a position of the test object irradiated with treatment light for treating a living body,
    The controller is
    An image data processing apparatus for determining whether or not energy of the treatment light irradiated to the test object is appropriate by analyzing a displacement generated in the test object from the potential field.
  7. 　画像データ処理装置によって実行される画像データ処理方法であって、
    　被検物の目標撮影位置に関して異なる時間に取得された複数の画像データから、撮影領域内における複数の部位の各々の変位を示すベクトル場を算出するベクトル場算出ステップと、
    　前記ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことでポテンシャル場を算出するポテンシャル場算出ステップと、
    　を含むことを特徴とする画像データ処理方法。     An image data processing method executed by an image data processing apparatus,
    A vector field calculating step for calculating a vector field indicating a displacement of each of a plurality of parts in the imaging region from a plurality of image data acquired at different times with respect to the target imaging position of the test object;
    A potential field calculating step of calculating a potential field by performing Helmholtz decomposition on the vector field;
    An image data processing method comprising:
  8. 　画像データ処理装置において実行される画像データ処理プログラムであって、
    　前記画像データ処理装置のプロセッサが前記画像データ処理プログラムを実行することで、
    　被検物の目標撮影位置に関して異なる時間に取得された複数の画像データから、撮影領域内における複数の部位の各々の変位を示すベクトル場を算出するベクトル場算出ステップと、
    　前記ベクトル場に対してヘルムホルツ分解を行うことでポテンシャル場を算出するポテンシャル場算出ステップと、
    　を前記画像データ処理装置に実行させることを特徴とする画像データ処理プログラム。

          An image data processing program executed in the image data processing apparatus,
    When the processor of the image data processing apparatus executes the image data processing program,
    A vector field calculating step for calculating a vector field indicating a displacement of each of a plurality of parts in the imaging region from a plurality of image data acquired at different times with respect to the target imaging position of the test object;
    A potential field calculating step of calculating a potential field by performing Helmholtz decomposition on the vector field;
    Is executed by the image data processing apparatus.

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