CN106073700B - 图像生成方法和图像生成装置 - Google Patents

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Abstract

公开了图像生成方法和图像生成装置。图像生成方法包括：获取被检体的多个断层图像数据片段的获取步骤，这多个断层图像数据片段表示在被检体的基本相同位置处的截面；通过使用已经获取的多个断层图像数据片段中对应于彼此的像素数据片段来计算运动对比度的计算步骤；比较运动对比度与阈值的比较步骤；生成运动对比度图像的生成步骤，在该运动对比度图像中对应于低于阈值的运动对比度的亮度低于对应于高于阈值的运动对比度的亮度；以及改变阈值的改变步骤。

Description

图像生成方法和图像生成装置
技术领域
本文所公开的技术涉及图像生成方法、图像生成装置和存储介质。
背景技术
光学相干断层扫描(OCT)已作为用于以非破坏性和非侵入性方式获取诸如生物体的测量目标的断层图像的方法被投入实际使用。OCT尤其是被广泛地用在眼科领域，例如，在视网膜的眼科诊断中，其中获取在被检体眼睛的眼底处视网膜的断层图像。
在OCT中，使得由测量目标反射的光和由参照反射镜反射的光相互干涉，并且干涉的光的强度的时间依赖性或波数依赖性被分析以获取断层图像。光学相干断层图像获取装置的例子是通过改变参照反射镜的位置获取关于测量目标的深度信息的时域OCT(TD-OCT)装置。另一个例子是使用宽带光源的谱域OCT(SD-OCT)装置。还有另一个例子是使用能够改变振荡波长的波长可变光源设备作为光源的扫频源OCT(SS-OCT)装置。SD-OCT和SS-OCT被统称为傅立叶域OCT(FD-OCT)。
近年来，利用FD-OCT的伪血管造影已经提出，它被称为OCT血管造影(OCTA)。
荧光血管造影(其是通常在现代临床医学使用的血管造影术)是通过将荧光染料(例如，荧光索或吲哚花青绿)注入到体内来执行的。在荧光血管造影中，荧光染料通过其流动的血管被二维显示。与此相反，OCT血管造影能够以非侵入性方式进行伪血管造影并且还使能血流网络的三维显示。此外，OCT血管造影产生比荧光血管造影高的分辨率的结果并且能够描绘在眼底的微血管或血流，并因此引起注意。
对于OCT血管造影，根据血流检测方法的差异，多种方法已被提出。Fingler等人的“Mobility and transverse flow visualization using phase variance contrastwith spectral domain optical coherence tomography”，Optics Express，Vol.15，No.20，pp.12637-12653(2007)公开了通过从OCT信号中仅提取其中发生时间调制的信号分量来分离来自血流的OCT信号的方法。Optics Letters Vol.33，Iss.13，pp.1530-1532(2008)“Speckle variance detection of microvasculature using swept-sourceoptical coherence tomography”公开了利用由于血流造成的相位变化的方法。另外，Mariampillai等人的“Optimized speckle variance OCT imaging ofmicrovasculature”，Optics Letters 35，pp.1257-1259(2010)和美国专利申请公开No.2014/221827公开了利用由于血流造成的强度变化的方法。在本说明书中，表示指示OCT信号中的时间调制的信号分量的图像可以被称为运动对比度图像，其像素值可以被称为运动对比度，并且其数据集可以被称为运动对比度数据。
但是，在上述OCT血管造影中，难以容易地获取适于诊断的运动对比度图像，这是因为，例如，血流部位由于来自视网膜色素上皮(RPE)的强反射光或各种噪声而未能足够清楚地描绘。
本文公开的技术接近运动对比度图像的快速和适当的绘制。
本文公开的技术是鉴于上述问题而产生的并且致力于生成适当的运动对比度图像。
本文公开的技术还致力于获得根据下述实施例的构造并且从相关技术未获得的效果。
发明内容
本文所公开的图像生成方法包括：获取被检体的多个断层图像数据片段的获取步骤，这多个断层图像数据片段表示在被检体的基本相同位置处的截面；通过使用已经获取的多个断层图像数据片段中对应于彼此的像素数据片段来计算运动对比度的计算步骤；比较运动对比度与阈值的比较步骤；生成运动对比度图像的生成步骤，在该运动对比度图像中对应于低于阈值的运动对比度的亮度低于对应于高于阈值的运动对比度的亮度；以及改变阈值的改变步骤。
本发明的更多特征将参照附图从以下示例性实施例的描述变得清楚。
附图说明
图1是示出根据第一实施例的装置的整体构造的例子的概述的图。
图2是示出根据第一实施例的扫描模式的例子的图。
图3是示出根据第一实施例的整体处理过程的例子的图。
图4是示出根据第一实施例的干涉信号获取过程的例子的图。
图5是示出根据第一实施例的信号处理过程的例子的图。
图6是示出根据第一实施例的三维血流部位信息获取过程的例子的图。
图7A和图7B是示出根据第一实施例的用于将运动对比度像素值转换为显示像素值的方法的例子的图。
图8A和图8B是用于描述根据第一实施例的GUI的例子的图。
图9A至图9C是示出根据第一实施例的在阈值改变的情况下运动对比度图像的例子的图。
图10A至图10C是示出根据第一实施例的运动区域和非运动区域的直方图的例子的图。
图11是示出根据第二实施例的分割结果的例子的图。
图12是示出根据第二实施例的显示信息生成过程的例子的图。
图13是示出根据第二实施例的GUI的例子的图。
图14是示出根据第三实施例的装置的整体构造的例子的概述的图。
具体实施方式
在下文中，根据实施例的图像捕获装置将参照附图来描述。在下面实施例中描述的构造仅仅是例子，并且本发明不受实施例的限制。在实施例中，人眼(眼底)被用作被检体，但是被检体不限于此，并且皮肤可以被用作被检体。另外，眼底在该实施例中被用作图像捕获目标，但前眼部可被用作图像捕获目标。
第一实施例
在第一实施例中，控制单元143(以下描述)从通过图像捕获获取的三维光学相干信号生成断层图像并且计算运动对比度。而且，控制单元143通过使用关于部位的结构信息调整噪声阈值并且获取明了化的三维血流部位信息。
图像形成装置的整体构造
图1是示出根据此实施例的利用光学相干断层扫描(OCT)的图像形成装置的示例构造的图。图1中所示的装置包括获取OCT信号的OCT信号获取单元100以及控制单元143。控制单元143包括信号处理单元144、信号获取控制单元145、显示单元146以及显示控制单元149。信号处理单元144包括图像生成单元147和图生成单元148。在这里，例如，控制单元143是计算机。当包括在计算机中的中央处理单元(CPU)执行存储在存储设备(未示出)中的程序时，控制单元143充当信号处理单元144、信号获取控制单元145、图像生成单元147、图生成单元148以及显示控制单元149。
控制单元143可以包括单个CPU和单个存储设备，或者可以包括多个CPU和多个存储设备。即，一个或多个处理设备(CPU)和一个或多个存储设备(随机存取存储器(RAM)和只读存储器(ROM))被连接到彼此。当一个或多个处理设备执行存储在一个或多个存储设备中的程序时，控制单元143充当上述单元。处理设备不限于CPU，并且可以是现场可编程门阵列(FPGA)等等。
将描述OCT信号获取单元100的构造。图1是示出OCT装置的示例构造的图，该OCT装置是根据此实施例的OCT信号获取单元100的例子。OCT装置是，例如，SD-OCT装置或SS-OCT装置。在此实施例中，假设OCT装置是SS-OCT装置。
OCT装置100的构造
将描述OCT装置100的构造。
光源101是扫频源(SS)型光源，并且在利用1050nm的中心扫频波长和100nm的扫频宽度执行波长扫频的同时发射光。波长和扫频宽度的这种值是例子，并且本发明不受这些值的限制。而且，以下在实施例中描述的值是例子，并且本发明不受这种值的限制。
从光源101发射的光经由光纤102被通往光束分离器110并且被分离成测量光(也被称为OCT测量光)和参照光(也被称为对应于OCT测量光的参照光)。光束分离器110的分光比为90(参照光)∶10(测量光)。通过分离所生成的测量光经由光纤111被发射并且由准直仪112形成平行光。已经变成平行光的测量光经由在被检体眼睛118的眼底Er利用测量光执行扫描的电流计扫描仪114、扫描透镜115和聚焦透镜116进入被检体眼睛118。虽然电流计扫描仪114被示为单个反射镜，但它实际上包括两个电流计扫描仪(未示出)以光栅扫描被检体眼睛118的眼底Er，即，X轴扫描仪114a和Y轴扫描仪114b。聚焦透镜116固定到台子117上并且能够通过在光轴方向移动来执行焦点调整。电流计扫描仪114和台子117由信号获取控制单元145控制，并且扫描可以利用测量光在被检体眼睛118的眼底Er的期望范围(也被称为断层图像获取范围、断层图像获取位置或测量光照射位置)内执行。
虽然详细的描述未在本实施例中给出，但是可以提供跟踪功能，其中眼底Er的运动被检测并且使得电流计扫描仪114的反射镜跟踪眼底Er的运动以执行扫描。跟踪可以通过使用典型的技术来执行，并且可以实时地或在后期处理中执行。例如，有一种使用扫描激光检眼镜(SLO)的方法。在这种方法中，在垂直于眼底Er的光轴的平面中的二维图像(眼底表面图像)通过使用SLO按时间顺序获取，并且诸如血管的分支的特征部分从图像中被提取。在所获取的二维图像中的特征部分处的运动作为眼底Er的移动量被计算，计算出的移动量被反馈到电流计扫描仪114，并且由此可以执行实时跟踪。
使测量光通过台子117上的聚焦透镜116进入被检体眼睛118并聚焦在眼底Er上。利用其照射眼底Er的测量光在每个视网膜层被反射或散射并沿着上述光路返回到光束分离器110。已进入光束分离器110的返回的测量光经由光纤126进入光束分离器128。
另一方面，通过在光束分离器110的分离生成的参照光经由光纤119a、偏振控制器150和光纤119b发射，并且通过准直仪120形成为平行光。偏振控制器150能够将参照光的偏振状态改变为期望的偏振状态。参照光经由分散补偿玻璃122、ND滤光镜123和准直仪124进入光纤127。准直仪124的一端和光纤127的一端固定在相干门台子125上，该台子125由信号获取控制单元145控制以便根据被检体的眼轴长度差异在光轴方向被驱动。在此实施例中，参照光的光路长度改变，但是测量光的光路与参照光的光路之间光路长度之差可以改变就足够了。
已经穿过光纤127的参照光进入光束分离器128。在光束分离器128，返回的测量光和参照光被组合成相干光，然后将其分成两个相干光束。通过划分所生成的两个相干光束彼此相位反转(在下文中称为正分量和负分量)。相干光束的正分量经由光纤129进入检测器141的一个输入端口。另一方面，相干光束的负分量经由光纤130进入检测器141的另一个输入端口。检测器141是差分检测器。当彼此相位反转180度的两个相干光束被输入到检测器141时，检测器141去除直流分量并且输出仅包含相干分量的相干信号。
由检测器141检测到的相干光作为对应于光的强度的电信号(相干信号)被输出并且被输入到信号处理单元144，该信号处理单元144是断层图像生成单元的例子。
控制单元143
将描述用于控制整体装置的控制单元143。
控制单元143包括信号处理单元144、信号获取控制单元145、显示单元146以及显示控制单元149。信号处理单元144包括图像生成单元147和图生成单元148。图像生成单元147具有根据从检测器141发送的电信号(相干信号)生成亮度图像和运动对比度图像的功能。图生成单元148具有根据亮度图像生成层信息(视网膜分割)的功能。
信号获取控制单元145以上述方式控制各个单元。信号处理单元144生成图像、分析所生成的图像，并基于从检测器141输出的相干信号生成表示分析结果的可视信息。
由信号处理单元144生成的图像和分析结果被发送到显示控制单元149。显示控制单元149在显示单元146的显示画面上显示图像和分析结果。在这里，显示单元146是液晶显示器等。由信号处理单元144生成的图像数据可以在被发送到显示控制单元149之后以有线或无线的方式被发送到显示单元146。在此实施例中，显示单元146包括在控制单元143中，但本发明不限于此。显示单元146可以与控制单元143分开提供，并且可以是，例如，平板设备，这是用户便携设备的例子。在这种情况下，触摸面板功能可以被安装在显示单元146中，使得图像的显示位置可以被改变，图像可以被放大或缩小，或者要显示的图像可以在触摸面板上被改变。
上面已经描述了获取关于在被检体眼睛118的一个点处的截面的信息的处理。这种获取关于在被检体眼睛118的深度方向上的截面的信息的处理被称为A扫描。用于获取关于在与A扫描的方向正交的方向上被检体眼睛118的截面的信息(即，二维图像)的扫描被称为B扫描。在与通过B扫描获取的断层图像正交的方向上的扫描被称为C扫描。更具体而言，在为了获取三维断层图像而在眼底的平面内执行二维光栅扫描的情况下，高速扫描被称为B扫描，而在与B扫描的方向正交的方向上的低速B扫描被称为C扫描。A扫描和B-扫描允许获取二维断层图像。A扫描、B扫描和C扫描允许获取三维断层图像。B扫描和C扫描由上述电流计扫描仪114执行。
X轴扫描仪114a和Y轴扫描仪114b(未示出)由定位成使得它们的旋转轴彼此正交的偏转反射镜构成。X轴扫描仪114a在X轴方向执行扫描并且Y轴扫描仪114b在Y轴方向执行扫描。X轴方向和Y轴方向是垂直于眼球的眼轴方向的方向并且彼此垂直。线扫描方向，诸如B扫描和C扫描的方向，不一定匹配X轴方向和Y轴方向。因此，B扫描和C扫描的线扫描方向可以适当地根据要捕获的二维或三维断层图像来确定。
扫描模式
接下来，将参照图2描述根据此实施例的扫描模式的例子。
OCT血管造影测量由血流造成的OCT相干信号的时间变化，并且因此在相同的地方(或基本相同的地方)需要多次测量。在此实施例中，OCT装置在相同的地方重复B扫描m次并且执行移动到在n个地点处的y位置的扫描。
具体的扫描模式在图2中示出。B扫描对于眼底平面上n个地点处的y位置(y1至yn)重复执行m次。
随着m增大，在同一地方的测量次数增大，并且相应地检测血流的准确性增强。另一方面，扫描时间增大，这会在图像中由于扫描期间的眼睛移动(注视期间不自主的眼睛移动)造成运动伪影，并且造成被检体的增大的负担。在此实施例中，考虑到二者之间的平衡，m被设置为4。控制单元143可以根据由OCT装置执行的A扫描的速度和被检体眼睛118的眼底表面图像的运动分析改变m。
在图2中，p表示每个B扫描中A扫描的样本数目。即，平面图像的尺寸由p×n确定。如果p×n大，则扫描可以利用相同的测量节距在宽范围内执行，但扫描时间增大，导致上述运动伪影和对患者的负担。在此实施例中，考虑到二者之间的平衡，扫描是利用n＝p＝300执行的。注意，值n和p可以自由地改变。
在图2中，Δx表示邻接的x位置之间的间隔(x节距)，并且Δy表示邻接的y位置之间的间隔(y节距)。在此实施例中，x节距和y节距被确定为利用其照射眼底的光的束斑直径的一半，即，10μm。通过x节距和y节距是眼底上的束斑直径的一半，可以生成高清晰度图像。将x节距和y节距减小至小于眼底上的束斑直径的一半对于增强要生成的图像的清晰度具有小的影响。
如果x节距和y节距被增大到大于眼底上的束斑直径的一半，则清晰度降级，但是宽范围内的图像可以利用小的数据容量获取。x节距和y节距可以根据临床需求自由地改变。
根据此实施例的扫描范围在x方向是p×Δx＝3mm并且在y方向是n×Δy＝3mm。
接下来，将参照图3描述根据此实施例的图像形成方法的具体处理的过程。
在步骤S101中，信号获取控制单元145控制OCT信号获取单元100获取OCT信号(也被称为相干信号)。这个步骤的细节将在下面描述。在步骤S102中，控制单元143生成显示信息(也被称为三维血流部位信息)。这个步骤的细节将在下面描述。在这些步骤执行之后，根据此实施例的图像形成方法的处理的过程结束。
相干信号获取过程
接下来，将参照图4描述根据此实施例的步骤S101中获取相干信号的具体处理的过程。在步骤S109中，信号获取控制单元145将图2中位置yi的索引i设置为1。在步骤S110中，OCT装置将扫描位置移动到位置yi。在步骤S119中，信号获取控制单元145将重复的B扫描的索引j设置为1。在步骤S120中，OCT装置执行B扫描。
在步骤S130中，检测器141对于每次A扫描检测相干信号，并且该相干信号经由A/D转换器(未示出)存储在信号处理单元144中。信号处理单元144获取通过A扫描获取的相干信号的p个样本并且把它们看作一次B扫描的相干信号。
在步骤S139中，信号获取控制单元145递增重复的B扫描的索引j。
在步骤S140中，信号获取控制单元145确定索引j是否大于某个次数(m次)。即，信号获取控制单元145确定在位置yi的B扫描是否已经重复m次。如果B扫描尚未重复m次，则处理返回到步骤S120，并且在同一位置的B扫描测量重复。如果B扫描已经重复m次，则处理前进到步骤S149。在步骤S149中，信号获取控制单元145递增位置yi的索引i。在步骤S150中，信号获取控制单元145确定索引i是否大于在某个Y位置的测量次数(n)，即，B扫描是否已在n个地点处的所有y位置被执行。如果索引i等于或小于在某个Y位置的次数n(步骤S150中的否)，则处理返回到步骤S110，并且重复在下一测量位置的测量。如果在某个Y位置的测量已经被执行n次(步骤S150中的是)，则处理前进到步骤S160。
在步骤S160中，OCT装置获取背景数据。OCT装置在快门85闭合的状态下执行A扫描100次。信号获取控制单元145平均这100次A扫描并存储该平均值。在背景的测量次数不限于100。
在上述步骤已完成之后，根据此实施例的相干信号获取过程结束。
信号处理过程
接下来，将参照图5描述在根据此实施例的步骤S102中生成三维血流部位信息的处理的细节。
在此实施例中，有必要计算OCT血管造影的运动对比度，以便从OCT血管造影信息生成三维血流部位信息。
在这里，运动对比度被定义为在被检体的组织中具有流(例如，血液)的组织与不具有流的组织之间的对比度。表示运动对比度的特征值被简单地定义为运动对比度(或运动对比度特征值或运动对比度值)。运动对比度将在下面描述。
在步骤S210中，信号处理单元144将位置yi的索引i设置为1。在步骤S220中，信号处理单元144提取在位置yi重复的B-扫描(m次)的相干信号。在步骤S230中，信号处理单元144将重复的B扫描的索引j设置为1。在步骤S240中，信号处理单元144提取第j次B扫描的数据。
在步骤S250中，信号处理单元144对在步骤S240中获取的B扫描数据的相干信号执行典型的重构处理，并由此生成断层图像的亮度图像。
首先，图像生成单元147从相干信号中除去由背景数据组成的固定模式噪声。固定模式噪声的去除是通过提取固定模式噪声并且从输入相干信号减去固定模式噪声来执行的，其中提取固定模式噪声是通过将已经检测到的多个背景数据片段的A扫描信号求平均进行的。随后，图像生成单元147执行期望的窗口函数处理以优化在傅立叶变换在有限区间中被执行的情况下具有折衷关系的深度分辨率和动态范围。随后，图像生成单元147执行FFT处理以生成断层图像的亮度图像。在步骤S260中，信号处理单元144递增重复的B扫描的索引j。在步骤S270中，信号处理单元144确定索引j是否大于m，即，对在位置yi的B扫描的亮度计算是否已经重复m次。如果作出否定的确定，则处理返回到步骤S240，并且重复在相同Y位置重复的B扫描的亮度计算。即，图像生成单元147获取被检体的多个断层图像数据片段(断层图像)，该数据表示被检体在基本相同位置处的截面。“基本相同位置”包括实际相同位置和几乎相同位置。理想地，在实际相同位置执行多次扫描。但实际上，因为不自主的眼睛移动，可能在几乎相同位置执行多次扫描。如果追踪技术用于追踪眼睛移动，则因为追踪技术的缺陷，可能在几乎相同位置执行多次扫描。
另一方面，如果在步骤S270中作出肯定的确定，则处理前进到步骤S280。在步骤S280中，信号处理单元144执行在某个yi位置处的重复的B扫描的m个帧的定位。具体而言，信号处理单元144选择m个帧当中的一个帧作为模板。要被用作模板的帧可以通过计算帧的所有组合之间的相关性、计算各个帧的相关系数的总和并且选择对应于最大总和的帧来选择。随后，信号处理单元144比较该模板与每个帧并获取位置偏差量(δX，δY，δθ)。具体而言，信号处理单元144通过改变模板图像的位置和角度来计算规格化的互相关性(NCC)，这是指示相似度的指标，并且获取在NCC值最大时图像位置的差异作为位置偏差量。
在本发明的实施例中，指示相似度的指标可以改变，只要该指标指示模板与每个帧之间图像特征的相似度就可以。例如，可以使用绝对差之和(SAD)、平方差之和(SSD)或零均值规格化互相关性(ZNCC)。作为替代，可以使用仅相位相关性(POC)或旋转不变仅相位相关性(RIPOC)。
随后，信号处理单元144根据位置偏差量(δX，δY，δθ)对除模板之外的m-1个帧应用位置校正，并且对m个帧执行定位。
在步骤S290中，信号处理单元144将在步骤S280中经历定位的亮度图像求平均并由此生成亮度平均图像。
在步骤S300中，通过使用在步骤S290中由信号处理单元144生成的亮度平均图像，图生成单元148执行视网膜分割(获取部位信息)。在第一实施例中，这个步骤被跳过。这个步骤的描述将在第二实施例中给出。
在步骤S310中，图像生成单元147计算运动对比度。在此实施例中，图像生成单元147对于在步骤S300中从信号处理单元144输出的m帧的断层图像的亮度图像中处于相同位置的像素计算信号强度(亮度)的分散值，并且该分散值被视为运动对比度。即，图像生成单元147通过使用已经获取的多个断层图像数据片段中对应于彼此的像素数据片段来计算运动对比度。代替分散值，可以使用标准偏差、差值、不相关值和相关值当中任意一个。相位可以代替信号强度被使用。
存在计算运动对比度的各种方式。在本发明的实施例中，指示在相同Y位置处的多个B扫描图像的每个像素的亮度值的变化的任何指标都可以被用作运动对比度的特征值。作为替代，作为运动对比度，代替在m个帧的断层图像的亮度图像的相同位置处的像素的分散值，可以使用利用各个帧中相同像素的平均值规格化的变化系数。在这种情况下，运动对比度独立于指示视网膜的结构的像素值，并且可以获取更灵敏的运动对比度。但是，在运动对比度中，小像素值中的噪声分量由于各种因素(诸如定位误差和相机噪声)而被相对强调。因此，例如，在不包括许多毛细血管的层中，难以从血流区域分离噪声。因此，根据本发明实施例的图像处理方法更有效地操作。
在步骤S320中，信号处理单元144对由图像生成单元147计算出的运动对比度执行第一阈值处理。通过从在步骤S290中自信号处理单元144输出的亮度平均图像提取其中仅随机噪声在噪声基底中显示的区域并且计算标准偏差σ，第一阈值的值被设置为噪声基底的平均亮度+2σ。信号处理单元144将对应于其中亮度等于或小于阈值的区域的运动对比度的值设置为0。
利用步骤S320中的第一阈值处理，其中得自由随机噪声造成的亮度变化的运动对比度被除去，噪声可以被减小。
随着第一阈值的值减小，对于运动对比度的检测灵敏度增大并且噪声分量增大。随着第一阈值的值增大，噪声减小并且对于运动对比度的检测灵敏度降低。
在此实施例中，阈值被设置为噪声基底的平均亮度+2σ，但阈值不限于此。
在步骤S330中，信号处理单元144递增位置yi的索引i。
在步骤S340中，信号处理单元144确定索引i是否大于n，即，是否定位、亮度平均图像的计算、运动对比度的计算和阈值处理已经在n个地点处的所有y位置被执行。如果作出否定的确定，则处理返回到步骤S220。如果作出肯定的确定，则处理前进到步骤S350。
步骤S340的完成意味着在所有Y位置的B扫描图像的每个像素的亮度平均图像(Z深度对X方向数据)和运动对比度的三维数据都已经被获取。在多个Y位置的B扫描图像对应于三维断层图像数据。
在步骤S350中，信号处理单元144通过使用运动对比度的三维数据执行生成三维血流部位信息的处理。图6示出步骤S350的细节。
在步骤S351中，信号处理单元144获取已经被获取的运动对比度的三维数据。
在步骤S352中，信号处理单元144对运动对比度的三维数据执行平滑处理以在保持血流部位信息的同时除去噪声。
以下方法是可用的，但是最佳平滑处理根据运动对比度的性质而变化。
存在从目标像素附近的nx×ny×nz个体素输出运动对比度的最大值的平滑方法；输出目标像素附近的nx×ny×nz个体素的运动对比度的平均值的平滑方法；输出目标像素附近的nx×ny×nz个体素的运动对比度的中间值的平滑方法；对于目标像素附近的nx×ny×nz个体素的运动对比度指派基于距离的权重的平滑方法；对于目标像素附近的nx×ny×nz个体素的运动对比度根据基于距离的权重与目标像素的像素值之差指派权重的平滑方法；以及利用对应于目标像素周围小区域内的运动对比度模式与周围像素周围小区域内的运动对比度模式之间的相似度的权重输出值的平滑方法。
作为替代，可以使用在保持其它血流部位信息的同时执行平滑的方法。
在步骤S353中，信号处理单元144从显示控制单元149获取用于确定要显示的像素的阈值的初始值和深度方向上的要显示的范围的初始值。显示范围的初始值通常大约为深度方向上的四分之一并且对应于几乎包括视网膜的表面层的范围的位置。显示范围的初始值不对应于在深度方向上的整个范围，这是因为在表面层部分中的主血管丛和毛细血管丛要被显示使得它们容易被看到。如果包括主血管丛和毛细血管丛的表面层部分与不包括血管的、具有很多噪声的RPE层同时显示，则难以识别表面层部分中的主血管丛和毛细血管丛。下面将描述用于确定显示阈值的初始值的方法。
在步骤S354中，通过使用初始值对已经经历平滑处理的三维数据执行显示超出显示阈值的初始值的像素的显示阈值处理。在这个处理中将运动对比度像素值转换为显示像素值的例子在图7A和图7B中示出。图7A示出这样的例子，其中等于或小于显示阈值的像素值为零，并且指派与阈值上的像素值到最大强度的像素值成比例的显示像素值。图7B示出这样的例子，其中指派通过用0乘以等于或小于显示阈值的像素值并且用1乘以等于或大于显示阈值的像素值所获取的显示值。即，对应于低于阈值的运动对比度的像素值(亮度)小于对应于高于阈值的运动对比度的像素值(亮度)。在任一情况下，等于或低于显示阈值的运动对比度都失效，并且执行显示使得要显示的有连接的具有运动对比度的区域被分开。即，运动对比度的值根据运动对比度与阈值之间的比较结果被控制。步骤S354中的处理对应于比较运动对比度与阈值的比较步骤和基于比较结果使等于或低于阈值的运动对比度失效的失效步骤的例子。
在步骤S355中，显示控制单元149使显示单元146显示已经经历在图7A和图7B中示出的显示阈值处理的运动对比度图像。具体而言，其中对应于低于阈值的运动对比度的亮度低于对应于高于阈值的运动对比度的亮度的运动对比度图像被显示在显示单元146上。即，步骤S355中的处理对应于在执行失效处理之后基于运动对比度生成运动对比度图像的生成步骤的例子。例如，显示步骤S355被设计为显示在图8B中示出的GUI和三维运动对比度图像并且在显示单元146上显示它们。标号400表示在显示单元146中准备的平行四边形区域并且是用于投影并显示计算出的三维运动对比度图像的显示区域框架。在该框架旁边，显示用于调整要显示的三维运动对比度图像的深度方向上范围的滑块407。测试者例如利用鼠标拖动滑块407的操作部分端401或402，并且由此能够指定要在显示单元146上显示的三维运动对比度图像的深度方向上的范围。而且，通过拖动滑块407的操作单元的中心部分，测试者能够改变显示的深度位置，而不改变用于显示的深度范围的宽度。在图8A中，示出三维运动对比度图像的断层图像，用于描述对应的深度。断层图像上的亮线403和404是断层图像上对应于操作部分端401或402的位置。在显示步骤中，只有夹在亮线403和404之间的区域405中的运动对比度图像在显示区域框架400中显示。例如，显示控制单元149可以使显示单元146显示在图8A和图8B中所示的所有图像或者仅显示在图8B中所示的图像。
另外，用于调整用以确定要被显示的像素的阈值的另一个滑块406在显示区域框架400下面提供。当测试者用鼠标拖动滑块406时，例如，显示阈值在图6中的步骤S356中改变，处理返回到步骤S354，并且要显示的三维运动对比度图像被更新。步骤S356中的处理对应于改变阈值的改变步骤的例子。步骤S354和S355的重复执行对应于根据阈值的变化生成运动对比度图像的生成步骤和显示运动对比度图像的显示步骤的重复执行。
在这种情况下，如果进行设置，使得阈值可以利用关于初始值的相对值来改变，则等同的效果可以对诸如被检体眼睛或部位的不同目标的不同数据片段获取。利用上述构造，测试者能够自行改变要显示的深度范围并且还能够为选定的深度范围设置最佳显示阈值。当测试者用鼠标拖动操作部分端401或402以改变在深度方向上的显示范围时，显示范围在步骤S357中改变。然后，该处理返回到步骤S354并且要显示的三维运动对比度图像被更新。即，要显示的运动对比度图像是根据显示范围的变化被更新的。在这里，步骤S357中的处理对应于设置在运动对比度图像的深度方向上的显示范围的设置步骤的例子。在步骤S357的执行之后步骤S355的执行对应于基于已经设置的显示范围显示运动对比度图像的显示步骤的例子。
在以上给出的描述中，图8A中示出的断层图像仅用于描述。如果这个断层图像在显示步骤中被同时显示，则测试者能够容易地设置要显示的深度范围。除显示区域框架400之外，还可以提供断层图像以便清楚地指示深度方向。对应于要显示的断层图像的位置可以这样显示，即该位置叠加在三维运动对比度图像上。例如，显示控制单元149可以在三维运动对比度图像上叠加对应于断层图像的线。
图9A至图9C是示出已经通过在深度方向上投影或积分所选深度范围内的三维运动对比度图像的各个像素值而生成的二维运动对比度图像的例子。
在此实施例中，图8B中所示的三维运动对比度图像被显示，但是该实施例不限于此，并且二维运动对比度图像可以被显示。例如，二维运动对比度图像可以代替三维运动对比度图像被显示，或者这两个图像可以被同时显示。
为了生成二维运动对比度图像，对应像素的运动对比度值可以被积分，或者诸如最大值、最小值或中间值的代表性值可以被提取用于投影。在这里，通过积分生成的二维运动对比度图像的例子在图9A至图9C中示出。当然，测试者能够通过操作图8B中所示的滑块406来改变显示阈值。图9B对应于阈值是被认为是实验最佳的初始值的情况，图9A对应于阈值小于图9B中阈值的情况，并且图9C对应于阈值大于图9B中阈值的情况。在图9A中，存在噪声，这使得难以把握血流部位的结构。图9B中所示的图像可以适于把握细微血流部位的结构，并且图9C中所示的图像可以适于与通过根据相关技术的荧光素血管造影捕获的图像执行比较的情况。
现在，将参照图10A至图10C描述用于自动确定阈值的方法。图10A示出在已被选择的某个深度范围内的运动对比度的直方图。噪声峰值N1在低亮度侧被观察到，并且血流区域中的信号峰值S1在高亮度侧被观察到。显示阈值处理被编程使得对应于这两个峰值的交点的值Th1是显示阈值的初始值。当然，实验上，有可能给出某个比率或某个移位量。图10B和图10C示出在测试者改变显示的深度方向上的范围的情况下直方图的变化。图10B示出选择包括少量血流的范围的情况，并且图10C示出选择包括大量血流的范围的情况。如图10B和图10C中所示，血流区域中的噪声峰值N2和N3以及信号峰值S2和S3移动，并且适于其的显示阈值的初始值Th2和Th3被设置。即，显示阈值结合运动对比度图像的显示范围自动改变。如上所述，根据此实施例，运动区域和非运动区域可以基于某个区域内的运动对比度的直方图来估计，并且阈值可以基于运动区域的直方图和非运动区域的直方图来确定。
以上已经给出了用于通过利用作为目标区域在深度方向的显示范围内的运动对比度的直方图为目标区域确定均匀阈值的方法的描述，但该方法不限于此。例如，可以使用局部确定方法，其中对于同一区域不给出均匀的阈值并且阈值是基于运动对比度的平均值和分散为同一显示区域内的某个区域确定的。
如果测试者如上所述地操作滑块406，则值可以被存储并随后用作显示阈值。作为替代，可以提供用于返回到初始设置的开关。
根据第一实施例，利用可变的适当显示阈值或者用于构成OCT血管造影的运动对比度数据的多个适当显示阈值，在运动对比度的计算中生成的噪声可以被除去并且容易被看到的血流部位信息可以快速地提供。
如果计算运动对比度的计算步骤包括通过使用用于计算的多个断层图像数据片段当中对应于彼此的像素数据片段的平均值来规格化运动对比度的规格化步骤，则在运动对比度的计算中发生的噪声可以有效地被去除。
另外，在深度方向的显示范围被设置为显示计算出的运动对比度图像的情况下，显示范围可以容易地改变并且适当的显示阈值可以被设置。
在显示范围被限制到断层图像的深度方向上某个宽度的情况下，运动对比度图像的不必要的重叠部分可以被去除，并且因此能够获取容易理解的图像。即，在此实施例中，可设置的显示范围可以被限制到深度方向上某个宽度。
在这种情况下，通过进一步提供从三维断层图像数据中检测被检体眼睛的断层图像的层结构的检测步骤，在深度方向的显示范围可以根据被检体眼睛的视网膜的结构来选择和限制，并且适于被检体眼睛的解剖结构的显示处理可以被执行，这是更有效的。
此外，如果二维运动对比度图像是通过根据显示范围的选择来投影和积分三维运动对比度而生成的，则可以提供直观地容易理解的运动对比度图像。
如果显示单元从三维运动对比度选择或生成在对应于在运动对比度图像中指定的位置的位置处的断层图像并且显示该断层图像，则现在显示信息的层可以更直观地被识别。即，在此实施例中，在显示运动对比度图像的显示步骤中，在对应于在运动对比度图像中指定的位置的位置处的断层图像是根据三维运动对比度选择或生成的并且该断层图像被显示。
此外，某个区域内的阈值可以基于该阈值适用于其的运动对比度图像中每个像素周围的像素的运动对比度值被自适应地确定。例如，运动区域和非运动区域可以基于某个区域内的运动对比度的直方图来估计，并且阈值可以基于各个区域的直方图被自适应地确定。作为替代，阈值可以基于某个区域内运动对比度的平均值和分散来局部确定。因此，可以提供更容易被看到和理解的运动对比度图像。
第二实施例
在上述第一实施例中，已经给出了测试者直接选择在深度方向上的显示范围的情况的描述。但是，作为图像捕获的目标的被检体眼睛的眼底具有如图11中所示的层结构。考虑到深度方向上视网膜层之间血管密度的差异，用于检测血流部位的阈值可以对每一层是可变的。图5中的步骤S300(该步骤在第一实施例中未使用)是分割层结构的步骤。在此实施例中，可以检测到六层。步骤S300中的处理对应于从断层图像数据检测层的检测步骤的例子。待检测的层的数量不限于六。在这里，这六层包括(1)神经纤维层(NFL)、(2)由神经节细胞层(GCL)和内网状层(IPL)形成的复合层、(3)由内核层(INL)和外网状层(OPL)形成的复合层、(4)由外核层(ONL)和外界膜(ELM)形成的复合层、(5)由椭圆体区(EZ)、交错结合区(IZ)和视网膜色素上皮(RPE)层形成的复合层以及(6)脉络膜。
根据此实施例在步骤S102中生成三维血流部位信息的具体处理与图5中所示的第一实施例中几乎相同，并且因此其详细描述被省略。在下文中，将给出在步骤S300中视网膜的分割的描述，这是此实施例中的特征所在。
图生成单元148通过将中值滤波器和索贝尔(Sobel)滤波器分别应用到已经从亮度平均图像中提取出的要处理的目标断层图像来创建图像(在下文中分别被称为中值图像和索贝尔图像)。随后，图生成单元148根据所创建的中值图像和索贝尔图像为每次A扫描创建简档(profile)。亮度简档被根据中值图像创建，而梯度简档被根据索贝尔图像创建。随后，图生成单元148检测根据索贝尔图像创建的简档中的峰值。参照对应于检测出的峰值之前/之后或者峰值之间的中值图像的简档，视网膜层的各个区域的边界被提取。在步骤S300中获取的分割结果在此时被保存一次。在与第一实施例中的处理类似地执行了处理之后，执行步骤S350中的三维血流部位信息生成步骤。
根据第二实施例在步骤S350中的三维血流部位信息生成将参照图12来描述。在第二实施例中，运动对比度图像的深度方向上的显示范围是通过基于步骤S300中视网膜分割的结果选择层来设置的。即，显示范围可以基于检测到的层来选择。
图12示出步骤S350的细节。这个步骤基本上与第一实施例中相同。即，运动对比度的三维数据是在步骤S351中获取的，并且在步骤S352中对三维运动对比度数据执行平滑处理以在保持血流部位信息的同时除去噪声。
在步骤S353中，信号处理单元144获取用于确定要显示的像素的显示阈值的初始值和要显示的层的初始值。用于确定显示阈值的初始值的方法与第一实施例中相同。作为显示范围的初始值，例如，可以设置表面层中的四层：神经纤维层(NFL)；神经节细胞层(GCL)；内网状层(IPL)；和内核层(INL)。作为初始值，表面层中的四层当中至少三层可以被选择。应当注意的是，被选作初始值的多个层是连续的层。在层不能在视网膜层的分割中被分离的情况下，层可以被视为复合层。在这里，不是所有视网膜层都被设置为显示范围的初始值，这是因为表面层部分中的主血管丛和毛细血管丛要被显示成使得它们容易被看到。即，如果包括主血管丛和毛细血管丛的表面层部分以及不包括血管的、具有很多噪声的RPE层同时显示，则难以识别表面层部分中的主血管丛和毛细血管丛。
在步骤S354中，通过使用初始值对已经经历平滑处理的三维数据执行显示超过相同初始值的像素的显示阈值处理。在步骤S355中，执行显示图13中所示已经经历显示阈值处理的运动对比度图像的步骤。例如，如图13中所示，二维运动对比度图像71被显示控制单元149显示在显示单元146上。除了二维运动对比度图像71，还显示对应于由二维运动对比度图像71中所示的标记A-A’指示的位置的断层图像72以及GUI 73。
GUI 73在断层图像72旁边提供。其构造从右侧开始包括用于显示二维运动对比度图像的视网膜层的名称、用于选择视网膜层的复选框以及每个都用于调整用以对选定层确定要显示的像素的阈值的滑块。当测试者用鼠标拖动任意一个滑块时，显示阈值在图12中的步骤S356中被改变，处理返回到步骤S354，并且要显示的二维运动对比度图像被更新。即，如由GUI 73所指示的，在此实施例中，对于每个检测到的层设置阈值。
当测试者改变复选框中的勾选来改变被选择的层时(对应于第一实施例中在深度方向上的显示范围的改变)，运动对比度图像中要被显示的层在步骤S357中被改变，处理返回到步骤S354，并且二维运动对比度图像被更新。
在这种情况下，如果要被选择的层数被限制为五并且如果上部视网膜层被选择(例如，神经纤维层(NFL)、神经节细胞层(GCL)、内网状层(IPL)、内核层(INL)、外网状层(OPL)、外核层(ONL)和外界膜(ELM)当中任一个)，则至少椭圆形区(EZ)、交错结合区(IZ)、RPE层和脉络膜当中一个是不可选的。作为替代，如果选择下部视网膜层(例如，内核层(INL)、外网状层(OPL)、外核层(ONL)、外界膜(ELM)、椭圆形区(EZ)、交错结合区(IZ)、RPE层和脉络膜当中任一个)，则至少神经纤维层(NFL)、神经节细胞层(GCL)、内网状层(IPL)、内核层(INL)、外网状层(OPL)、外核层(ONL)和外界膜(ELM)当中一个可能是不可选的。这种控制对于维持要显示的运动对比度图像的诊断价值也是有效的。如上所述，在此实施例中，层是基于显示范围的设置中检测到的层可选择的，并且可选择的层的数目可以被限制。
断层图像可以这样的被显示：作为分割的结果的各个层的边界重叠在断层图像上，并且可以对断层图像执行标记使得选定的层容易被识别。在GUI 73的底部表示“层”和“边界”的单选按钮74被用来选择用于生成二维运动对比度图像的方法。当选择“层”时，二维运动对比度图像是基于表示被选层的整个区域的三维运动对比度图像的各个像素值的信息生成的。当选择“边界”时，执行控制使得可选择的复选框被限制到两个相邻的复选框，并且二维运动对比度图像是基于表示夹住两个被选层的边界的某个深度处的三维运动对比度图像的各个像素值的信息生成的。
第一实施例和第二实施例可以组合。例如，图8B中所示的滑块406可以在图13中所示的屏幕上显示。
根据此实施例，运动对比度图像的显示范围可以通过使用分割的结果容易地设置。
第三实施例
在第二实施例中，已经给出了利用基于亮度信息获取的分割的结果作为部位结构信息以便明了化三维血流部位信息的例子的描述。与此相反，在第三实施例中，将给出利用光学相干断层扫描的偏振信息获取部位结构信息作为部位结构信息的例子的描述。
图14是示出根据第三实施例的利用光学相干断层扫描(OCT)的图像形成装置的示例构造的图。该图像形成装置包括获取OCT信号的OCT信号获取单元800以及控制单元143。控制单元143包括信号处理单元144、信号获取控制单元145、显示控制单元149和显示单元146。信号处理单元144包括图像生成单元147和图生成单元148。
将描述OCT信号获取单元800的构造。在此实施例中，将给出基于SS-OCT的偏振OCT装置的描述。本发明的实施例也适用于基于SD-OCT的偏振OCT装置。
偏振OCT装置800的构造
下面将描述偏振OCT装置800的构造。
光源801是扫频源(SS)型光源，并且在利用1050nm的中心扫频波长和100nm的扫频宽度执行波长扫频的同时发射光。
从光源801发射的光经由单模光纤(SM光纤)802、偏振控制器803、连接器804、SM光纤805、偏振器806、偏振维持(PM)(PM光纤)807、连接器808和PM光纤809通往光束分离器810并且被分成测量光(也被称为OCT测量光)和参照光(也被称为对应于OCT测量光的参照光)。光束分离器810的分光比为90(参照光)：10(测量光)。偏振控制器803能够将从光源801发射的光的偏振状态改变为期望的偏振状态。偏振器806是具有仅使特定的线性偏振分量从其穿过的特性的光学设备。通常，从光源801发射的光具有高偏振度并且具有特定偏振方向的光分量是主要的。但是，光包含不具有特定偏振方向的光分量，被称为随机偏振分量。随机偏振分量恶化偏振OCT图像的质量并此因此被偏振器806除去。只有特定的线性偏振光可以穿过偏振器806。因此，偏振状态被偏振控制器803调整，使得期望的光量将进入被检体眼睛118。
分离的测量光经由PM光纤811被发射并通过准直仪812被形成平行光。已经变成平行光的测量光通过四分之一波片813，然后经由在被检体眼睛118的眼底Er执行扫描的电流计扫描仪814、扫描透镜815和聚焦透镜816进入被检体眼睛118。虽然电流计扫描仪814被示为单个反射镜，但它实际上包括两个电流计扫描仪，以光栅扫描被检体眼睛118的眼底Er。聚焦透镜816固定到台子817上并且能够通过在光轴方向移动来执行聚焦调整。电流计扫描仪814和台子817由信号获取控制单元145控制，并且扫描可以利用在被检体眼睛118的眼底Er的期望范围(也被称为断层图像获取范围、断层图像获取位置或测量光照射位置)内的测量光来执行。四分之一波片813是具有将四分之一波片的光轴与和该光轴正交的轴之间的相位推延四分之一波长的特性的光学设备。在此实施例中，通过使用光轴作为旋转轴，四分之一波片813的光轴关于从PM光纤811发射的测量光的线性偏振的方向被旋转45度，使得圆形偏振光进入被检体眼睛118。虽然在此实施例中未给出详细的描述，但是可以提供跟踪功能，其中眼底Er的运动被检测并且使得电流计扫描仪814的反射镜跟踪眼底Er的运动以执行扫描。跟踪可以通过使用典型的技术来执行，并且可以实时地或在后期处理中执行。例如，有一种使用扫描激光检眼镜(SLO)的方法。在这种方法中，在垂直于眼底Er的光轴的平面中的二维图像通过使用SLO按时间顺序获取，并且诸如血管的分支的特征部分从图像中被提取。在所获取的二维图像中的特征部分处的运动作为眼底Er的移动量被计算，计算出的移动量被反馈到电流计扫描仪814，并且由此可以执行实时跟踪。
使测量光通过台子817上的聚焦透镜816进入被检体眼睛118并聚焦在眼底Er上。利用其照射眼底Er的测量光在每个视网膜层被反射或散射并沿着上述光路返回到光束分离器810。已进入光束分离器810的返回的测量光经由光纤826进入光束分离器828。
另一方面，通过在光束分离器810的分离生成的参照光经由PM光纤819发射，并且通过准直仪820形成为平行光。偏振光经由半波片821、分散补偿玻璃822、ND滤光镜823以及准直仪824进入PM光纤827。准直仪824的一端和PM光纤827的一端固定到相干门台子825上，这由信号获取控制单元145控制，以便根据被检体的眼轴长度差异在光轴方向上被驱动。半波片821是具有将半波片的光轴与和该光轴正交的轴之间的相位推延半个波长的特性的光学设备。在此实施例中，执行调整使得从PM光纤819发射的参照光的线性偏振光处于偏振状态，其中长轴在PM光纤827中倾斜45度。在此实施例中，参照光的光路长度改变，但是测量光的光路与参照光的光路之间光路长度之差可以改变就足够了。
已经穿过PM光纤827的参照光进入光束分离器828。在光束分离器828，返回的测量光和参照光被组合成相干光，然后将其分成两个相干光束。通过划分所生成的两个相干光束彼此相位反转(在下文中称为正分量和负分量)。相干光束的正分量经由PM光纤829、连接器831和PM光纤833进入偏振光束分离器835。另一方面，相干光束的负分量经由PM光纤830、连接器832和PM光纤834进入偏振光束分离器836。
在偏振光束分离器835和836，根据两个彼此正交的偏振轴，相干光被分成对应于垂直偏振分量(V偏振分量)和水平偏振分量(H偏振分量)的两个光束。已进入偏振光束分离器835的正相干光被偏振光束分离器835分成对应于正V偏振分量和正H偏振分量的两个相干光束。通过划分所获取的正V偏振分量经由PM光纤837进入检测器841，并且正H偏振分量经由PM光纤838进入检测器842。另一方面，已进入偏振光束分离器836的负相干光被偏振光束分离器836分成负V偏振分量和负H偏振分量。负V偏振分量经由PM光纤839进入检测器841，并且负H偏振分量经由PM光纤840进入检测器842。
检测器841和842都充当差分检测器。当具有彼此反转180度的相位的两个相干信号被输入其中时，检测器841和842除去直流分量并且只输出相干分量。
由检测器841检测到的相干信号的V偏振分量和由检测器842检测到的相干信号的H偏振分量作为对应于光的强度的电信号输出，并且被输入到信号处理单元144，信号处理单元144是断层图像生成单元的例子。
控制单元143
将描述用于控制整体装置的控制单元143。
控制单元143包括信号处理单元144、信号获取控制单元145、显示单元146以及显示控制单元149。信号处理单元144包括图像生成单元147和图生成单元148。图像生成单元147具有根据发送到信号处理单元144的电信号生成亮度图像和偏振特性图像的功能。图生成单元148具有检测神经束和视网膜色素上皮的功能。
信号获取控制单元145按上述方式控制各个单元。信号处理单元144生成图像、分析所生成的图像并基于从检测器841和842输出的信号生成表示分析结果的可视化信息。
显示单元146和显示控制单元149几乎与根据第一实施例的那些相同，并且因此其详细描述被省略。
图像处理
接下来，将描述由信号处理单元144执行的图像生成。信号处理单元144在图像生成单元147中对从检测器841和842输出的相干信号执行典型的重构处理。利用这个处理，信号处理单元144生成基于各个偏振分量的两个断层图像，即，对应于H偏振分量的断层图像和对应于V偏振分量的断层图像。
首先，图像生成单元147对相干信号执行固定模式噪声去除。固定模式噪声去除是通过提取固定模式噪声并且通过从输入相干信号减去固定模式噪声执行的，其中提取固定模式噪声是通过将已检测到的多个A扫描信号求平均进行的。随后，图像生成单元147执行期望的窗口函数处理，以优化在傅立叶变换在有限区间中被执行的情况下具有折衷关系的深度分辨率和动态范围。随后，图像生成单元147执行FFT处理以生成断层图像信号。
通过上述处理对具有两个偏振分量的相干信号执行，生成两个断层图像。基于断层扫描信号和断层图像，生成亮度图像和偏振特性图像。偏振特性图像是表示被检体眼睛的偏振特性的图像并且例如包括基于推延信息的图像、基于取向信息的图像以及基于双折射信息的图像。
亮度图像的生成
图像生成单元147根据上述两个断层扫描信号生成亮度图像。亮度图像基本上与根据相关技术的OCT的断层图像相同(如在根据第一实施例的步骤S250中)，并且其像素值r是根据由检测器841和842获取的H偏振分量的断层扫描信号AH和V偏振分量的断层扫描信号AV通过使用等式1计算的。
而且，光栅扫描是通过使用电流计扫描仪814执行的，以便在副扫描方向上排列被检体眼睛118的眼底Er的B扫描图像，由此生成亮度图像的三维数据。
在第一实施例中所描述的处理被应用的情况下，眼底Er的图像通过利用用于OCT血管造影的扫描模式被捕获，并且OCT血管造影是根据以上述方式计算出的亮度图像获取的。
视网膜色素上皮(RPE)具有抵消偏振的性质，并且因此信号处理单元144基于该性质检测RPE。
RPE分割
DOPU图像的生成
对于每个像素，图像生成单元147根据所获取的断层扫描信号AH和AV以及其间的相位差ΔΦ通过使用等式2计算Stokes向量S。
应当注意的是，ΔΦ是根据在计算两个断层图像的情况下获取的每个信号的相位ΦH和ΦV作为ΔΦ＝ΦV-ΦH计算的。
随后，图像生成单元147为各个B扫描图像设置窗口，每个窗口在测量光的主扫描方向具有70μm的尺寸并且在深度方向具有18μm的尺寸，通过使用等式2为每个像素计算的Stokes向量的各个元素在每个窗口中求平均，并且窗口中偏振均匀性的程度(DOPU)通过使用等式3来计算。
应当注意的是，Qm、Um和Vm是每个窗口中Stokes向量的元素Q、U和V的平均值。这个处理对B扫描图像中的所有窗口执行，并且由此生成DOPU图像(也被称为表示偏振均匀性程度的断层图像)。
DOPU是表示偏振均匀性程度的值，在偏振保持的位置变得接近1，并且在偏振没有保持的位置变成小于1的值。在视网膜的结构中，RPE具有抵消偏振状态的性质，并且因此对应于DOPU图像中RPE的部分相对于其它区域具有小值。DOPU图像是表示其中偏振将被抵消的层(诸如RPE)的图像。因此，即使RPE由于疾病而变形，RPE的图像也能够比亮度变化图像更可靠地生成。
关于RPE的分割信息是根据DOPU图像获取的。
利用此处理，利用已经捕获的相干信号(三维数据)确定是否每个位置对应于RPE。
处理操作
接下来，将描述根据此实施例的图像形成方法的具体处理的过程。根据此实施例的基本处理流与根据第一实施例的处理流相同，并且因此省略对概要的描述。但是，步骤S250、S300和S320的细节不同，并且因此以下将给出根据此实施例对应于相应步骤的步骤S250A、S300A和S320A的详细描述。
在步骤S250A中，信号处理单元144生成断层图像AH和断层图像AV并且还生成亮度图像。另外，信号处理单元144生成DOPU图像。
在步骤S300A中，图生成单元148通过使用亮度图像和DOPU图像执行RPE分割。
在步骤S320A中，信号处理单元144通过使用在步骤S300A中获取的部位信息(视网膜分割信息)校正OCT血管造影信息(在这里是运动对比度)。在这里，RPE中运动对比度的噪声阈值(第一阈值)是通过使用根据视网膜分割信息获取的像素的DOPU信息(作为RPE的信息)来增大的。例如，使关于RPE的阈值大于关于RPE的上部区域的阈值。作为替代，运动对比度降低，使得血流部位不显示。因此，可以更准确地执行在步骤S320A中执行的阈值处理。作为替代，用于比RPE深的区域的阈值可以被使得比用于其它区域的阈值大，以便在深的位置降低噪声。
利用上述偏振OCT装置，RPE分割可以被获取，噪声可以被更准确地从运动对比度的三维数据减小，并且清晰的三维血流部位信息可以被获取。此外，可以防止不清晰的血流部位的显示。
步骤S354中的显示阈值可以被控制，就像在上述噪声阈值的情况下那样。在深位置的噪声可以通过例如将用于比RPE深的部分的显示阈值设置得大于用于其它区域的阈值来减小。作为替代，与RPE相关的显示阈值可以设置得大于用于RPE上方的区域的显示阈值。
第四实施例
在第三实施例中，已经给出了利用关于光学相干断层扫描的偏振信息来获取关于RPE的结构信息作为部位结构信息的例子的描述。在第四实施例中，将给出获取关于视网膜神经纤维层(RNFL)的结构信息的例子的描述。
根据此实施例的图像形成装置的示例构造与图14中所示第三实施例中的相同，并且因此其描述在这里被省略。
具有双折射的层的例子是视网膜神经纤维层(RNFL)。根据此实施例的信号处理单元144基于其性质检测RNFL。
推延图像的生成
图像生成单元147根据具有彼此正交的偏振分量的断层图像生成推延图像。
推延图像的每个像素的值δ是表示在构成断层图像的像素的位置的垂直偏振分量与水平偏振分量之间的相位差的值，并且是根据断层扫描信号AH和AV通过使用等式4计算的。
在推延图像被生成的情况下，具有双折射的层(诸如视网膜神经纤维层(RNFL))被把握。
信号处理单元144根据对于多个B扫描图像获取的推延图像检测视网膜神经纤维层(RNFL)。
推延图的生成
信号处理单元144根据对于多个B扫描图像获取的推延图像生成推延图。
首先，信号处理单元144检测每个B扫描图像中的视网膜色素上皮(RPE)。由于RPE具有抵消偏振的性质，因此每次A扫描中推延的分布在不包括内界膜(ILM)到RPE的范围内沿深度方向被检查，并且最大值被视为A扫描中推延的代表性值。
图生成单元148对所有推延图像执行上述处理，并且由此生成推延图。
RNFL分割
双折射图的生成
图像生成单元147在所生成的推延图像的每个A扫描图像中在从ILM到RNFL的范围内对推延δ的值执行线性近似，并且确定其斜率作为在A扫描图像的视网膜上的位置的双折射。这个处理对已经获取的所有推延图像执行，由此生成表示双折射的图。随后，图生成单元148通过使用双折射值执行RNFL分割。
处理操作
接下来，将描述根据此实施例的图像形成方法的具体处理的过程。根据此实施例的基本处理流与根据第三实施例的处理流相同，并且因此省略概要的描述。但是，步骤S250A、S300A和S320A的细节不同，并且因此以下将给出根据此实施例对应于相应步骤的步骤S250B、S300B和S320B的详细描述。
在步骤S250B中，信号处理单元144生成断层图像AH和断层图像AV并且还生成亮度图像。另外，信号处理单元144生成推延图像。
在步骤S300B中，图生成单元148通过使用亮度图像和延迟图像执行推延图的生成以及RNFL分割。
在步骤S320B中，信号处理单元144通过使用在步骤S300B中获取的部位信息(视网膜分割信息)校正OCT血管造影信息(在这里是运动对比度)。在这里，RNFL中运动对比度的噪声阈值(第一阈值)通过使用根据视网膜分割信息获取的像素推延信息(作为RNFL的信息)被增大。作为替代，运动对比度降低，使得血流部位不显示。因此，可以更准确地执行在步骤S320B中执行的阈值处理。
利用上述偏振OCT装置，RNFL分割可以被获取，噪声可以被更准确地从运动对比度的三维数据减小，并且清晰的三维血流部位信息可以被获取。
步骤S354中的显示阈值可以被控制，就像在上述噪声阈值的情况下那样。
已经给出了用于通过利用关于偏振OCT的信息执行RPE或RNFL分割获取更清晰的三维血流部位信息的方法的描述。此实施例并不限于RPE或RNFL并且可以应用到其它部位。
此外，血管可以通过使用血管壁的偏振特性来指定，并且与运动对比度信息组合的结果的可靠性可以增强。
其他实施例
本发明的实施例也可以由系统或装置的计算机实现，其中计算机读出并执行记录在存储介质(其也可以被更完整地称为“非临时性计算机可读存储介质”)上的计算机可执行指令(例如，一个或多个程序)，以执行上述一个或多个实施例的功能，和/或计算机包括用于执行上述一个或多个实施例的功能的一个或多个电路(例如，专用集成电路(ASIC))，并且由系统或装置的计算机通过例如从存储介质中读出并执行计算机可执行指令以便执行上述一个或多个实施例的功能和/或控制一个或多个电路执行上述一个或多个实施例的功能所执行的方法来实现。计算机可以包括一个或多个处理器(例如，中央处理单元(CPU)、微处理单元(MPU))并且可以包括独立计算机或独立处理器的网络来读出和执行计算机可执行指令。计算机可执行指令可以从例如网络或存储介质中提供给计算机。存储介质可以包括例如硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、分布式计算系统的储存装置、光盘(诸如压缩盘(CD)、数字多样化盘(DVD)或蓝光盘(BD)TM)、闪存存储器设备、存储卡等等当中的一种或多种。
其它实施例
本发明的实施例还可以通过如下的方法来实现，即，通过网络或者各种存储介质将执行上述实施例的功能的软件(程序)提供给系统或装置，该系统或装置的计算机或是中央处理单元(CPU)、微处理单元(MPU)读出并执行程序的方法。
虽然本发明已经参考示例性实施例进行了描述，但是应当理解，本发明不限于所公开的示例性实施例。以下权利要求的范围是要符合最广泛的解释，从而涵盖所有此类修改和等同结构及功能。

Claims (15)

1.一种光学相干断层图像生成方法，包括：
获取步骤，获取被检体的多个断层图像数据片段的获取步骤，这多个断层图像数据片段表示在被检体的基本相同位置处的截面；
计算步骤，通过使用已经获取的多个断层图像数据片段中对应于彼此的像素数据片段来计算运动对比度；
比较步骤，将运动对比度与阈值进行比较；
生成步骤，生成运动对比度图像，在该运动对比度图像中对应于低于阈值的运动对比度的亮度低于对应于高于阈值的运动对比度的亮度；及
改变步骤，改变阈值。
2.如权利要求1所述的光学相干断层图像生成方法，其中，计算步骤包括规格化步骤，该规格化步骤通过使用计算步骤中所使用的多个断层图像数据片段当中对应于彼此的像素数据片段的平均值来规格化运动对比度。
3.如权利要求1所述的光学相干断层图像生成方法，还包括：
设置步骤，设置运动对比度图像的深度方向上的显示范围；及
显示步骤，根据已经设置的显示范围显示运动对比度图像，
其中，要显示的运动对比度图像根据显示范围的变化被更新。
4.如权利要求3所述的光学相干断层图像生成方法，其中，设置步骤能够将能设置的显示范围限定到深度方向上的某个宽度。
5.如权利要求3所述的光学相干断层图像生成方法，还包括：
检测步骤，从断层图像数据片段中检测层，
其中，设置步骤能够根据已经检测到的层选择显示范围。
6.如权利要求5所述的光学相干断层图像生成方法，其中，设置步骤能够根据已经检测到的层选择层并且能够限定能选择的层的总数。
7.如权利要求6所述的光学相干断层图像生成方法，其中
被检体是眼底，
设置步骤能够选择上部视网膜层，及
如果神经纤维层(NFL)、神经节细胞层(GCL)、内网状层(IPL)、内核层(INL)、外网状层(OPL)、外核层(ONL)和外界膜(ELM)当中任一个被选择，则至少椭圆形区(EZ)、交错结合区(IZ)、视网膜色素上皮(RPE)层和脉络膜当中一个是不能选择的。
8.如权利要求6所述的光学相干断层图像生成方法，其中
被检体是眼底，
设置步骤能够选择下部视网膜层，及
如果内核层(INL)、外网状层(OPL)、外核层(ONL)、外界膜(ELM)、椭圆形区(EZ)、交错结合区(IZ)、视网膜色素上皮(RPE)层和脉络膜当中任一个被选择，则至少神经纤维层(NFL)、神经节细胞层(GCL)、内网状层(IPL)、内核层(INL)、外网状层(OPL)、外核层(ONL)和外界膜(ELM)当中一个是不能选择的。
9.如权利要求3所述的光学相干断层图像生成方法，其中
多个断层图像数据片段当中每一个是三维断层图像数据，
计算步骤包括计算三维运动对比度，
生成步骤包括通过在显示范围中的深度方向上投影或积分三维运动对比度来生成二维运动对比度图像，及
显示步骤包括显示二维运动对比度图像。
10.如权利要求9所述的光学相干断层图像生成方法，其中，显示步骤包括：基于三维运动对比度，选择或生成在对应于在运动对比度图像上指定的位置的位置处的断层图像，并且显示该断层图像。
11.如权利要求3至10中任一项所述的光学相干断层图像生成方法，其中，生成步骤和显示步骤根据阈值的变化被重复执行。
12.如权利要求5所述的光学相干断层图像生成方法，其中，对于已经被检测到的每个层设置阈值。
13.如权利要求1所述的光学相干断层图像生成方法，其中，阈值是根据对应于与该阈值相比的运动对比度的图像的周围像素的运动对比度确定的。
14.如权利要求1所述的光学相干断层图像生成方法，其中，运动区域和非运动区域是根据某个区域中的运动对比度的直方图估计的，并且阈值是基于运动区域的直方图和非运动区域的直方图确定的。
15.一种光学相干断层图像生成装置，包括：
获取单元，被配置为获取被检体的多个断层图像数据片段，这多个断层图像数据片段表示在被检体的基本相同位置处的截面；
计算单元，被配置为通过使用已经获取的多个断层图像数据片段中对应于彼此的像素数据片段来计算运动对比度；
比较单元，被配置为将运动对比度与阈值进行比较；
生成单元，被配置为生成运动对比度图像，在该运动对比度图像中对应于低于阈值的运动对比度的亮度低于对应于高于阈值的运动对比度的亮度；及
改变单元，被配置为改变阈值。
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