JP2013064645A - 光干渉断層画像処理方法及びその装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＯＣＴ計測により取得した生体内部の断層情報（断層データ）から血管等の特定の被検体の位置（領域）を正確に特定することができる光干渉断層画像処理方法及びその装置を提供する。
【解決手段】ＯＣＴ計測により得られた生体内部のボリュームデータを取得し（Ｓ１０）、ボリュームデータの各位置の断層データを深さ方向に積分した積分画像を生成する（ステップＳ１２）。これにより血管を示す画像領域を血管候補領域として抽出する（ステップＳ１４）。続いて、血管候補領域内の各点において深さ方向の断層データの値の変動分布を示す血管コントラストプロファイルを生成する（ステップＳ１６）。そして、血管コントラストプロファイルを解析し、血管の深さ方向の位置を特定する（ステップＳ１８）。これにより、生体内部において占める血管の位置が特定される。
【選択図】図８

Description

本発明は光干渉断層画像処理方法及び装置に係り、特に、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ：Optical Coherence Tomography）に代表される断層計測法によって取得される断層情報から血管など特定構造体を抽出するのに好適な画像処理技術に関する。

近年、例えば医療分野などで、非侵襲で生体内部の断層情報を得る方法の一つとして、ＯＣＴ計測が利用されている。ＯＣＴ計測は超音波計測に比べ、分解能が１０μｍ程度と一桁高く、生体内部の詳細な断層情報（断層画像）が得られるという利点がある。また、断層情報を取得する位置をずらしながら複数位置で取得した断層情報を繋ぎ併せることによって立体的な領域の断層情報を得ることができる。

現在、癌の診断等の目的で生体の詳細な断層情報を取得することが求められている。その方法として、低干渉性光源から出力される光を走査して被検体に対する断層情報を得るタイムドメインＯＣＴ（Time domain OCT）が提案されている（特許文献１）。

また、近年はタイムドメインＯＣＴの欠点である最適な信号／ノイズ比（Ｓ／Ｎ比）が得られない、撮像フレームレートが低い、浸透深度（観察深度）が乏しいという問題を解決した改良型のＯＣＴである周波数ドメインＯＣＴ（Frequency domain OCT）が利用されている（特許文献２）。癌以外の他の診断領域でも周波数ドメインＯＣＴ（Frequency domain OCT）が利用されており、広く臨床に供されている。

周波数ドメインＯＣＴ計測を行う装置構成で代表的な物としては、ＳＤ−ＯＣＴ（Spectral Domain OCT）装置とＳＳ−ＯＣＴ（Swept SourceOCT）の２種類が挙げられる。ＳＤ−ＯＣＴ装置は、ＳＬＤ（Super Luminescence Diode）やＡＳＥ（Amplified Spontaneous Emission）光源、白色光といった広帯域の低コヒーレント光を光源に用い、マイケルソン型干渉計等を用いて、広帯域の低コヒーレント光を測定光と参照光とに分割した後、測定光を測定対象に照射させ、そのとき戻って来た反射光と参照光とを干渉させ、この干渉光をスペクトロメータを用いて各周波数成分に分解し、フォトダイオード等の素子がアレイ状に配列されたディテクタアレイを用いて各周波数成分毎の干渉光強度を測定し、これにより得られたスペクトル干渉強度信号を計算機でフーリエ変換することにより、断層情報を取得するものである。

一方、ＳＳ−ＯＣＴ装置は、光周波数を時間的に掃引させるレーザを光源に用い、反射光と参照光とを各波長において干渉させ、光周波数の時間変化に対応した信号の時間波形を測定し、これにより得られたスペクトル干渉強度信号を計算機でフーリエ変換することにより断層情報を取得するものである。

また、ＯＣＴ装置は、測定光の光軸を２次元的に走査することで、深さ方向の断層情報と合わせて被検体（測定対象）の３次元的な情報を取得することができる。特許文献３では、ＯＣＴにより１断面の断層画像を生成するだけでなく、３次元的な走査を行うことにより、立体画像を描出し、３次元的に病変部の診断を行う画像診断装置が開示されている。ＯＣＴ計測と３次元コンピュータグラフィック技術の融合により、マイクロメートルオーダの分解能を持つ測定対象の構造情報からなる３次元構造モデルを表示することが可能となる。

特開２０００−１３１２２２号公報 特表２００７−５１０１４３号公報 特開２０１０−６８８６５号公報

一般的に癌細胞が増殖するためには、増殖のための栄養分が必要となるので、癌細胞には多くの新生血管が密集しているという特徴がある。そのため、ＯＣＴ計測により取得した断層情報に基づいて血管の画像を３次元的に表示することができれば、癌の診断に非常に有効である。

ところで、血管のようにＯＣＴ計測における測定光の減衰の大きい組織に対しては、その組織よりも深部に届く測定光の強度が小さくなる。そのため、血管から深部に向かう領域には、血管から尾を引いた陰影（血管の映り込み）が発生する。ＯＣＴにより得られた立体的な領域の断層情報を用いて血管の３次元画像等を表示した場合に、このような陰影領域も３次元画像として表示されてしまうため、血管の様子が分かり難くいという問題がある。したがって、断層情報から血管の領域を特定して陰影を取り除き、血管の画像のみを表示できるようにすることが望ましい。

しかしながら、ＯＣＴにより得られる断層情報の値（断層データの値）は、測定光の強さやプローブからの測定対象までの距離などの測定条件によって異なり、血管等の特定の被検体に対して絶対的な値を示すものでない。また、ＯＣＴ計測時における電気的、光学的なノイズ等の信号成分も含まれているため、単に断層データの値や変化だけからでは、血管等の特定の被検体の位置（領域）を特定することが難しいという問題があった。

本発明はこのような事情に鑑みてなされたもので、ＯＣＴ計測により取得した生体内部の断層情報（断層データ）から血管等の特定の被検体の位置（領域）を正確に特定することができる光干渉断層画像処理方法及びその装置を提供することを目的とする。

前記目的を達成するために、本発明は、生体内部の内壁部に対する光干渉断層計測により得られた該内壁部の立体的な領域の断層情報を示す各位置における断層データを取得する断層データ取得手段と、前記内壁部の深さ方向に前記断層データを積分した積分画像を生成する積分画像生成手段と、前記積分画像生成手段により生成された積分画像に基づいて、該積分画像上に所定の被検体が存在する被検体領域の画像が存在する領域を被検体候補領域として抽出する被検体候補領域抽出手段と、前記被検体候補領域抽出手段により抽出された前記被検体候補領域内の各点における前記深さ方向の断層データの変動分布を示すコントラストプロファイルを生成するプロファイル生成手段であって、前記被検体候補領域内の各点における前記深さ方向の断層データの分布を示す被検体候補領域内プロファイルを取得するとともに、前記被検体候補領域外の所定の基準点における前記深さ方向の断層データの分布を示すプロファイルを基準プロファイルとして取得し、前記被検体候補領域内の各点における前記被検体候補領域内プロファイルと前記基準プロファイルとの差分を前記各点におけるコントラストプロファイルとして生成するプロファイル生成手段と、前記プロファイル生成手段により生成されたコントラストプロファイルに基づいて、前記被検体候補領域内における前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲を確定する被検体深さ位置確定手段と、を備えたことを特徴としている。

本発明によれば、積分画像により被検体が存在する被検体領域の深さ方向に直交する２次元方向に関する位置範囲が被検体候補領域として特定され、コントラストプロファイルにより被検体領域の深さ方向に関する位置範囲が特定される。したがって、内壁部の３次元領域内に占める被検体の位置が確定される。また、被検体領域の深さ方向の位置範囲を確定するために、被検体領域が深さ方向に存在する被検体候補領域でのプロファイルと被検体領域が深さ方向に存在しない被検体候補領域外での基準プロファイルとを比較したコントラストプロファイルを用いるため、被検体が示す固有のプロファイルのみを抽出することができ、被検体の位置を正確且つ容易に特定することができる。そして、被検体領域以外の領域（ノイズ、陰影）も容易に除去することができる。

本発明では、前記プロファイル生成手段は、前記被検体候補領域内プロファイルを取得した各点の各々に対して近傍となる位置を前記基準プロファイルを取得する基準点とすることが望ましい。これによれば、被検体領域以外の深さ方向の位置範囲において、検体候補領域内プロファイルと基準プロファイルとで近似するため、これらの差分により得たコントラストプロファイルにおいて被検体のプロファイルが適切に得られる。

本発明では、前記プロファイル生成手段は、複数の点において取得した前記基準プロファイルを更に平均化して得られたプロファイルを前記基準プロファイルとすることが望ましい。これによれば、各点で得られる基準プロファイルに含まれるノイズの影響を軽減することができる。

本発明では、前記被検体深さ位置確定手段は、前記コントラストプロファイルに基づき、前記被検体候補領域における前記被検体領域の前記内壁部の表面側となる外周面の前記深さ方向の位置を取得し、該取得した位置と前記被検体の太さの情報とに基づいて、前記被検体領域の前記内壁部の表面と反対側となる外周面の前記深さ方向の位置を決定して、前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲を確定することが望ましい。本形態は、コントラストプロファイルに基づいて被検体の深さ方向の位置範囲を確定する一形態である。また、前記被検体の太さの情報は、前記積分画像から取得することが望ましい。これによれば、被検体の太さに関する情報を正確に得ることができ、被検体の深さ方向の位置を正確に特定することができる。

本発明では、前記被検体深さ位置確定手段は、前記コントラストプロファイルに基づき、前記被検体候補領域において前記深さ方向に実際に前記被検体が存在する有効領域と、前記深さ方向に前記被検体が存在しないノイズ領域とを判別し、該ノイズ領域を前記被検体候補領域から除去することが望ましい。また、有効領域かノイズ領域かは、前記被検体に対して生じる陰影領域の有無により判別することができる。

本発明では、前記被検体候補領域抽出手段により抽出された前記被検体候補領域の前記深さ方向に直交する２次元方向に関する位置範囲と、前記被検体深さ位置確定手段により確定された前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲とにより確定される前記内壁部の３次元領域内に占める前記被検体領域の位置範囲に基づいて、前記被検体の３次元画像を生成する３次元被検体画像生成手段と、前記３次元被検体画像生成手段により生成された前記被検体の３次元画像を表示する表示手段と、を備えたことが望ましい。本形態は、特定した被検体の位置に基づき、被検体の３次元画像を生成し表示する形態を示す。

本発明では、前記３次元被検体画像生成手段は、前記断層データを可視化することにより、前記被検体の３次元画像を生成すると共に、該生成の際に、前記被検体候補領域の前記深さ方向における前記被検体領域以外の断層データを前記基準プロファイルの断層データで置き換えることが望ましい。これによれば、断層データからノイズ領域や陰影領域の断層データを除去することができ、断層データを可視化して３次元表示した場合に、それらの領域が画像上から除去され、被検体の３次元画像のみが表示されるようになる。

本発明では、前記３次元被検体画像生成手段は、前記被検体の深さ方向の位置に応じて異なる色で色付けした前記被検体の３次元画像を生成することが望ましい。これによれば、被検体の各部位の深さ方向の位置が色情報によっても把握できるようになる。

本発明では、前記被検体を血管とすることができる。本発明は、生体内部の内壁部において占める血管の位置を特定する装置として好適である。

また、本発明は、生体内部の内壁部に対する光干渉断層計測により得られた該内壁部の立体的な領域の断層情報を示す各位置における断層データを取得する断層データ取得工程と、前記内壁部の深さ方向に前記断層データを積分した積分画像を生成する積分画像生成工程と、前記積分画像生成工程により生成された積分画像に基づいて、該積分画像上に所定の被検体が存在する被検体領域の画像が存在する領域を被検体候補領域として抽出する被検体候補領域抽出工程と、前記被検体候補領域抽出工程により抽出された前記被検体候補領域内の各点における前記深さ方向の断層データの変動分布を示すコントラストプロファイルを生成するプロファイル生成工程であって、前記被検体候補領域内の各点における前記深さ方向の断層データの分布を示す被検体候補領域内プロファイルを取得するとともに、前記被検体候補領域外の所定の基準点における前記深さ方向の断層データの分布を示すプロファイルを基準プロファイルとして取得し、前記被検体候補領域内の各点における前記被検体候補領域内プロファイルと前記基準プロファイルとの差分を前記各点におけるコントラストプロファイルとして生成するプロファイル生成工程と、前記プロファイル生成工程により生成されたコントラストプロファイルに基づいて、前記被検体候補領域内における前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲を確定する被検体深さ位置確定工程と、を備えたことを特徴としている。

本発明によれば、積分画像により被検体が存在する被検体領域の深さ方向に直交する２次元方向に関する位置範囲が被検体候補領域として特定され、コントラストプロファイルにより被検体領域の深さ方向に関する位置範囲が特定される。したがって、内壁部の３次元領域内に占める被検体領域の位置範囲が確定される。また、被検体領域の深さ方向の位置範囲を確定するために、被検体領域が深さ方向に存在する被検体候補領域でのプロファイルと被検体領域が深さ方向に存在しない被検体候補領域外での基準プロファイルとを比較したコントラストプロファイルを用いるため、被検体が示す固有のプロファイルのみを抽出することができ、被検体の位置を正確且つ容易に特定することができる。そして、被検体領域以外の領域（ノイズ、陰影）も容易に除去することができる。

本発明では、前記プロファイル生成工程は、前記被検体候補領域内プロファイルを取得した各点の各々に対して近傍となる位置を前記基準プロファイルを取得する基準点とすることが望ましい。これによれば、被検体領域以外の深さ方向の位置範囲において、検体候補領域内プロファイルと基準プロファイルとで近似するため、これらの差分により得たコントラストプロファイルにおいて被検体のプロファイルが適切に得られる。

本発明では、前記プロファイル生成工程は、複数の点において取得した前記基準プロファイルを更に平均化して得られたプロファイルを前記基準プロファイルとすることが望ましい。これによれば、各点で得られる基準プロファイルに含まれるノイズの影響を軽減することができる。

本発明では、前記被検体深さ位置確定工程は、前記コントラストプロファイルに基づき、前記被検体候補領域における前記被検体領域の前記内壁部の表面側となる外周面の前記深さ方向の位置を取得し、該取得した位置と前記被検体の太さの情報とに基づいて、前記被検体領域の前記内壁部の表面と反対側となる外周面の前記深さ方向の位置を決定して、前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲を確定することが望ましい。本形態は、コントラストプロファイルに基づいて被検体の深さ方向の位置範囲を確定する一形態である。また、前記被検体の太さの情報は、前記積分画像から取得することが望ましい。これによれば、被検体の太さに関する情報を正確に得ることができ、被検体の深さ方向の位置を正確に特定することができる。

本発明では、前記被検体深さ位置確定工程は、前記コントラストプロファイルに基づき、前記被検体候補領域において前記深さ方向に実際に前記被検体が存在する有効領域と、前記深さ方向に前記被検体が存在しないノイズ領域とを判別し、該ノイズ領域を前記被検体候補領域から除去することが望ましい。また、有効領域かノイズ領域かは、前記被検体に対して生じる陰影領域の有無により判別することができる。

本発明では、前記被検体候補領域抽出工程により抽出された前記被検体候補領域の前記深さ方向に直交する２次元方向に関する位置範囲と、前記被検体深さ位置確定工程により確定された前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲とにより確定される前記内壁部の３次元領域内に占める前記被検体領域の位置範囲に基づいて、前記被検体の３次元画像を生成する３次元被検体画像生成工程と、前記３次元被検体画像生成工程により生成された前記被検体の３次元画像を表示する表示工程と、を備えたことが望ましい。本形態は、特定した被検体の位置に基づき、被検体の３次元画像を生成し表示する形態を示す。

本発明では、前記３次元被検体画像生成工程は、前記断層データを可視化することにより、前記被検体の３次元画像を生成すると共に、該生成の際に、前記被検体候補領域の前記深さ方向における前記被検体領域以外の断層データを前記基準プロファイルの断層データで置き換えることが望ましい。これによれば、断層データからノイズ領域や陰影領域の断層データを除去することができ、断層データを可視化して３次元表示した場合に、それらの領域が画像上から除去され、被検体の３次元画像のみが表示されるようになる。

本発明では、前記３次元被検体画像生成工程は、前記被検体の深さ方向の位置に応じて異なる色で色付けした前記被検体の３次元画像を生成することが望ましい。これによれば、被検体の各部位の深さ方向の位置が色情報によっても把握できるようになる。

本発明では、前記被検体を血管とすることができる。本発明は、生体内部の内壁部において占める血管の位置を特定する方法として好適である。

本発明によれば、ＯＣＴ計測により取得した断層情報（反射強度データ）から血管等の被検体の位置（領域）を正確に特定することができる。

本発明の実施形態に係る断層画像処理装置を適用した画像診断装置の外観図 図１のＯＣＴプロセッサの内部構成を示すブロック図 図２のＯＣＴプローブの断面図 測定対象に対して光走査がラジアル走査の場合の断層画像のスキャン面を示す図 図４の断層画像により構築される３次元ボリュームデータを示す図 図１の内視鏡の鉗子口から導出されたＯＣＴプローブを用いて断層画像を得る様子を示す図 図２の信号処理部の構成を示すブロック図 ３次元血管構造抽出処理のフローチャート 血管コントラストプロファイルの生成手順を示すフローチャート 測定部位の血管構造を例示した図 図１０に対して取得されるボリュームデータを例示した図 （Ａ）は、ボリュームデータをＸＹ平面に平行な断面のスライス画像として再構成した図、（Ｂ）は、積分画像を示す図 プロファイルの説明に使用した図 血管コントラストプロファイルの説明に使用した図 図１２（Ｂ）の積分画像を拡大した図 血管の３次元画像を表示した例を示した図

以下、添付図面に従って本発明の好ましい実施の形態について詳説する。

図１は本発明の実施形態に係る光干渉断層画像処理装置を適用した画像診断装置の外観図である。図１に示すように、画像診断装置１０は、主として内視鏡１００、内視鏡プロセッサ２００、光源装置３００、断層画像処理装置としてのＯＣＴプロセッサ４００、及びモニタ装置５００とから構成されている。なお、内視鏡プロセッサ２００は、光源装置３００を内蔵するように構成されていてもよい。

内視鏡１００は、手元操作部１１２と、この手元操作部１１２に連設される挿入部１１４とを備える。術者は手元操作部１１２を把持して操作し、挿入部１１４を被検者の体内に挿入することによって観察を行う。

手元操作部１１２には、鉗子挿入部１３８が設けられており、この鉗子挿入部１３８が先端部１４４の鉗子口１５６に連通されている。本実施形態では、ＯＣＴプローブ６００を鉗子挿入部１３８から挿入することによって、ＯＣＴプローブ６００を鉗子口１５６から導出する。ＯＣＴプローブ６００は、鉗子挿入部１３８から挿入され、鉗子口１５６から導出される挿入部６０２と、術者がＯＣＴプローブ６００を操作するための操作部６０４、及びコネクタ６１０を介してＯＣＴプロセッサ４００と接続されるケーブル６０６から構成されている。

内視鏡１００の先端部１４４には、観察光学系１５０、照明光学系１５２、及びＣＣＤ（不図示）が配設されている。

観察光学系１５０は、被検体を図示しないＣＣＤの受光面に結像させ、ＣＣＤは受光面上に結像された被検体像を各受光素子によって電気信号に変換する。本実施形態のＣＣＤは、３原色の赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）のカラーフィルタが所定の配列（ベイヤー配列、ハニカム配列）で各画素ごとに配設されたカラーＣＣＤである。なお、符号１５４は、観察光学系１５０に向けて洗浄液や加圧エアを供給するための洗浄ノズルである。

光源装置３００は、可視光を図示しないライトガイドに入射させる。ライトガイドの一端はＬＧコネクタ１２０を介して光源装置３００に接続され、ライトガイドの他端は照明光学系１５２に対面している。光源装置３００から発せられた光は、ライトガイドを経由して照明光学系１５２から出射され、観察光学系１５０の視野範囲を照明する。

内視鏡プロセッサ２００には、ＣＣＤから出力される画像信号が電気コネクタ１１０を介して入力される。このアナログの画像信号は、内視鏡プロセッサ２００内においてデジタルの画像信号に変換され、モニタ装置５００の画面に表示するための必要な処理が施される。

このように、内視鏡１００で得られた観察画像のデータが内視鏡プロセッサ２００に出力され、内視鏡プロセッサ２００に接続されたモニタ装置５００に画像が表示される。

図２は図１のＯＣＴプロセッサの内部構成を示すブロック図である。図２に示すＯＣＴプロセッサ４００及びＯＣＴプローブ６００は、光干渉断層（ＯＣＴ：Optical Coherence Tomography）計測法による測定対象の断層情報（断層画像）を取得するためのものである。

ＯＣＴプロセッサ４００は、測定のための光Ｌａを射出する第１の光源部（第１の光源ユニット）１２と、第１の光源部１２から射出された光Ｌａを測定光（第１の光束）Ｌ１と参照光Ｌ２に分岐するとともに、被検体である測定対象Ｓからの戻り光Ｌ３と参照光Ｌ２を合波して干渉光Ｌ４を生成する光ファイバカプラ（分岐合波部）１４と、光ファイバカプラ１４で分岐された測定光Ｌ１をＯＣＴプローブ６００の光コネクタ１８に導くとともに、ＯＣＴプローブ６００内の回転側光ファイバＦＢ１によって導波された戻り光Ｌ３を導波する固定側光ファイバＦＢ２と、光ファイバカプラ１４で生成された干渉光Ｌ４を干渉信号として検出する干渉光検出部２０と、この干渉光検出部２０によって検出された干渉信号を処理して断層情報（断層画像）を取得する信号処理部２２を有する。信号処理部２２で取得された断層情報は画像化されてモニタ装置５００に表示される。

また、ＯＣＴプロセッサ４００は、測定の目印を示すためのエイミング光（第２の光束）Ｌｅを射出する第２の光源部（第２の光源ユニット）１３と、参照光Ｌ２の光路長を調整する光路長調整部２６と、第１の光源部１２から射出された光Ｌａを分光する光ファイバカプラ２８と、光ファイバカプラ１４で合波された戻り光（干渉光）Ｌ４およびＬ５を検出する検出部３０ａおよび３０ｂと、信号処理部２２への各種条件の入力、設定の変更等を行う操作制御部３２とを有する。

ＯＣＴプロセッサ４００に接続されるＯＣＴプローブ６００は、固定側光ファイバＦＢ２を介して導波された測定光Ｌ１を測定対象Ｓまで導波するとともに測定対象Ｓからの戻り光Ｌ３を導波する回転側光ファイバＦＢ１と、この回転側光ファイバＦＢ１を固定側光ファイバＦＢ２に対して回転可能に接続し、測定光Ｌ１および戻り光Ｌ３を伝送する光コネクタ１８と、を備える。

なお、図２に示したＯＣＴプロセッサ４００及びＯＣＴプローブ６００においては、上述した射出光Ｌａ、エイミング光Ｌｅ、測定光Ｌ１、参照光Ｌ２および戻り光Ｌ３などを含む種々の光を各光デバイスなどの構成要素間で導波し、伝送するための光の経路として、回転側光ファイバＦＢ１および固定側光ファイバＦＢ２を含め種々の光ファイバＦＢ（ＦＢ３、ＦＢ４、ＦＢ５、ＦＢ６、ＦＢ７、ＦＢ８など）が用いられている。

第１の光源部１２は、ＯＣＴの測定のための光（例えば、赤外領域の波長可変レーザ光、あるいは低コヒーレンス光）を射出するものである。本例の第１の光源部１２は、赤外の波長域で光周波数（波長）を一定の周期で掃引させながらレーザ光Ｌａ（例えば、波長1.3μmを中心とするレーザ光）を射出する波長可変光源である。

この第１の光源部１２は、レーザ光あるいは低コヒーレンス光Ｌａを射出する光源１２ａと、光源１２ａから射出された光Ｌａを集光するレンズ１２ｂとを備えている。また、詳しくは後述するが、第１の光源部１２から射出された光Ｌａは、光ファイバＦＢ４、ＦＢ３を介して光ファイバカプラ１４で測定光Ｌ１と参照光Ｌ２に分割され、測定光Ｌ１は光コネクタ１８に入力される。

また、第２の光源部１３は、エイミング光Ｌｅとして測定部位を確認しやすくするために可視光を射出するものである。例えば、波長６６０ｎｍの赤半導体レーザ光、波長６３０ｎｍのＨｅ−Ｎｅレーザ光、波長４０５ｎｍの青半導体レーザ光などを用いることができる。本実施形態における第２の光源部１３としては、例えば赤色あるいは青色あるいは緑色のレーザ光を射出する半導体レーザ１３ａと、半導体レーザ１３ａから射出されたエイミング光Ｌｅを集光するレンズ１３ｂを備えている。第２の光源部１３から射出されたエイミング光Ｌｅは、光ファイバＦＢ８を介して光コネクタ１８に入力される。

光コネクタ１８では、測定光（第１の光束）Ｌ１とエイミング光（第２の光束）Ｌｅとが合波され、ＯＣＴプローブ６００内の回転側光ファイバＦＢ１に導波される。

光ファイバカプラ（分岐合波部）１４は、例えば２×２の光ファイバカプラで構成されており、固定側光ファイバＦＢ２、光ファイバＦＢ３、光ファイバＦＢ５、光ファイバＦＢ７とそれぞれ光学的に接続されている。

光ファイバカプラ１４は、第１の光源部１２から光ファイバＦＢ４およびＦＢ３を介して入射した光Ｌａを測定光（第１の光束）Ｌ１と参照光Ｌ２とに分割し、測定光Ｌ１を固定側光ファイバＦＢ２に入射させ、参照光Ｌ２を光ファイバＦＢ５に入射させる。

さらに、光ファイバカプラ１４は、光ファイバＦＢ５に入射され後述する光路長調整部２６によって周波数シフトおよび光路長の変更が施されて光ファイバＦＢ５を戻った参照光Ｌ２と、後述するＯＣＴプローブ６００で取得され固定側光ファイバＦＢ２から導波された光Ｌ３とを合波し、光ファイバＦＢ３（ＦＢ６）および光ファイバＦＢ７に射出する。

ＯＣＴプローブ６００は、光コネクタ１８を介して、固定側光ファイバＦＢ２と接続されており、固定側光ファイバＦＢ２から、光コネクタ１８を介して、エイミング光Ｌｅと合波された測定光Ｌ１が回転側光ファイバＦＢ１に入射される。入射されたこのエイミング光Ｌｅと合波された測定光Ｌ１を回転側光ファイバＦＢ１によって伝送して測定対象Ｓに照射する。そして測定対象Ｓからの戻り光Ｌ３を取得し、取得した戻り光Ｌ３を回転側光ファイバＦＢ１によって伝送して、光コネクタ１８を介して、固定側光ファイバＦＢ２に射出するようになっている。

干渉光検出部２０は、光ファイバＦＢ６および光ファイバＦＢ７と接続されており、光ファイバカプラ１４で参照光Ｌ２と戻り光Ｌ３とを合波して生成された干渉光Ｌ４およびＬ５を干渉信号として検出するものである。

光ファイバカプラ２８から分岐させた光ファイバＦＢ６の光路上には、干渉光Ｌ４の光強度を検出する検出器３０ａが設けられ、光ファイバＦＢ７の光路上には干渉光Ｌ５の光強度を検出する検出器３０ｂが設けられている。干渉光検出部２０は、検出器３０ａおよび検出器３０ｂの検出結果に基づいて、干渉信号を生成する。

信号処理部２２は、干渉光検出部２０で検出した干渉信号から断層情報を取得し、取得した断層情報を画像化した断層画像をモニタ装置５００へ出力する。なお、本実施形態では、干渉光検出部２０で検出した干渉信号に基づいて、断層情報から血管領域を抽出して立体的な血管画像を生成し、血管の立体構造を示す画像がモニタ装置５００に出力されるようになっている。これを実現するための信号処理部２２の詳細な構成は後述する。

参照光Ｌ２の光路長を可変するための光路長調整部２６は、光ファイバＦＢ５の参照光Ｌ２の射出側（すなわち、光ファイバＦＢ５の光ファイバカプラ１４とは反対側の端部）に配置されている。

光路長調整部２６は、光ファイバＦＢ５から射出された光を平行光にする第１光学レンズ８０と、第１光学レンズ８０で平行光にされた光を集光する第２光学レンズ８２と、第２光学レンズ８２で集光された光を反射する反射ミラー８４と、第２光学レンズ８２および反射ミラー８４を支持する基台８６と、基台８６を光軸方向に平行な方向に移動させるミラー移動機構８８とを有する。第１光学レンズ８０と第２光学レンズ８２との距離を変化させることにより参照光Ｌ２の光路長が調整される。

第１光学レンズ８０は、光ファイバＦＢ５のコアから射出された参照光Ｌ２を平行光にするとともに、反射ミラー８４で反射された参照光Ｌ２を光ファイバＦＢ５のコアに集光する。

また、第２光学レンズ８２は、第１光学レンズ８０により平行光にされた参照光Ｌ２を反射ミラー８４上に集光するとともに、反射ミラー８４により反射された参照光Ｌ２を平行光にする。このように、第１光学レンズ８０と第２光学レンズ８２とにより共焦点光学系が形成されている。

さらに、反射ミラー８４は、第２光学レンズ８２で集光される光の焦点に配置されており、第２光学レンズ８２で集光された参照光Ｌ２を反射する。

これにより、光ファイバＦＢ５から射出した参照光Ｌ２は、第１光学レンズ８０により平行光になり、第２光学レンズ８２により反射ミラー８４上に集光される。その後、反射ミラー８４により反射された参照光Ｌ２は、第２光学レンズ８２により平行光になり、第１光学レンズ８０により光ファイバＦＢ５のコアに集光される。

また、基台８６は、第２光学レンズ８２と反射ミラー８４とを固定し、ミラー移動機構８８は、基台８６を第１光学レンズ８０の光軸方向（図２矢印Ａ方向）に移動させる。

ミラー移動機構８８で、基台８６を矢印Ａ方向に移動させることで、第１光学レンズ８０と第２光学レンズ８２との距離を変更することができ、参照光Ｌ２の光路長を調整することができる。

操作制御部３２は、キーボード、マウス等の入力手段と、入力された情報に基づいて各種条件を管理する制御手段とを有し、信号処理部２２に接続されている。操作制御部３２は、入力手段から入力されたオペレータの指示に基づいて、信号処理部２２における各種処理条件等の入力、設定、変更等を行う。

なお、操作制御部３２は、操作画面をモニタ装置５００に表示させてもよいし、別途表示部を設けて操作画面を表示させてもよい。また、操作制御部３２で、第１の光源部１２、第２の光源部１３、光コネクタ１８、干渉光検出部２０、光路長ならびに検出部３０ａおよび３０ｂの動作制御や各種条件の設定を行うようにしてもよい。

図３はＯＣＴプローブ６００の断面図である。図３に示すように、挿入部６０２の先端部は、プローブ外筒（シース）６２０と、キャップ６２２と、回転側光ファイバＦＢ１と、バネ６２４と、固定部材６２６と、光学レンズ６２８とを有している。

プローブ外筒６２０は、可撓性を有する筒状の部材であり、光コネクタ１８においてエイミング光Ｌｅが合波された測定光Ｌ１および戻り光Ｌ３が透過する材料からなっている。なお、プローブ外筒６２０は、測定光Ｌ１（エイミング光Ｌｅ）および戻り光Ｌ３が通過する先端（光コネクタ１８と反対側の回転側光ファイバＦＢ１の先端、以下プローブ外筒６２０の先端と言う）側の一部が全周に渡って光を透過する材料（透明な材料）で形成されていればよく、先端以外の部分については光を透過しない材料で形成されていてもよい。

キャップ６２２は、プローブ外筒６２０の先端に設けられ、プローブ外筒６２０の先端を閉塞している。

回転側光ファイバＦＢ１は、線状部材であり、プローブ外筒６２０内にプローブ外筒６２０に沿って収容されている。回転側光ファイバＦＢ１は、光コネクタ１８で合波された測定光Ｌ１とエイミング光Ｌｅとを光学レンズ６２８まで導波するとともに、測定光Ｌ１（エイミング光Ｌｅ）を測定対象Ｓに照射して光学レンズ６２８で取得した測定対象Ｓからの戻り光Ｌ３を光コネクタ１８まで導波する。この戻り光Ｌ３は、光コネクタ１８を介して固定側光ファイバＦＢ２に入射する。回転側光ファイバＦＢ１は、プローブ外筒６２０に対して回転自在、及びプローブ外筒６２０の軸方向に移動自在な状態で配置されている。

バネ６２４は、回転側光ファイバＦＢ１の外周に固定されている。回転側光ファイバＦＢ１およびバネ６２４は、回転筒６５６とともに光コネクタ１８に接続されている。

光学レンズ６２８は、回転側光ファイバＦＢ１の測定側先端（光コネクタ１８と反対側の回転側光ファイバＦＢ１の先端）に配置されている。光学レンズ６２８の先端部（光出射面）は、回転側光ファイバＦＢ１から射出された測定光Ｌ１（エイミング光Ｌｅ）を測定対象Ｓに対し集光するために略球状の形状で形成されている。

光学レンズ６２８は、回転側光ファイバＦＢ１から射出した測定光Ｌ１（エイミング光Ｌｅ）を測定対象Ｓに対し照射し、測定対象Ｓからの戻り光Ｌ３を集光し回転側光ファイバＦＢ１に入射する。

固定部材６２６は、回転側光ファイバＦＢ１と光学レンズ６２８との接続部の外周に配置されており、光学レンズ６２８を回転側光ファイバＦＢ１の端部に固定する。固定部材６２６による回転側光ファイバＦＢ１と光学レンズ６２８の固定方法は、特に限定されず、接着剤により、固定部材６２６と回転側光ファイバＦＢ１および光学レンズ６２８を接着させて固定してもよいし、ボルト等を用い機械的構造で固定してもよい。なお、固定部材６２６は、ジルコニアフェルールやメタルフェルールなど光ファイバの固定や保持あるいは保護のために用いられるものであれば、如何なるものを用いてもよい。

回転側光ファイバＦＢ１およびバネ６２４は、回転筒６５６に接続されており、回転筒６５６によって回転側光ファイバＦＢ１およびバネ６２４を回転させることで、光学レンズ６２８をプローブ外筒６２０に対し、矢印Ｒ２方向（回転側光ファイバＦＢ１の光軸を回転中心とする回転方向）に回転させる。また、光コネクタ１８は、回転エンコーダを備える。回転エンコーダからの信号に基づいて光学レンズ６２８の位置情報（角度情報）から測定光Ｌ１の照射位置が検出される。つまり、回転している光学レンズ６２８の回転方向における基準位置に対する角度を検出して、測定位置を検出する。

さらに、回転側光ファイバＦＢ１、バネ６２４、固定部材６２６、及び光学レンズ６２８は、モータ６６０を含む駆動機構により、プローブ外筒６２０内部を矢印Ｓ１方向（鉗子口方向）、及びＳ２方向（プローブ外筒６２０の先端方向）に移動可能に構成されている。

図３の左側には、ＯＣＴプローブ６００の操作部６０４における回転側光ファイバＦＢ１等の駆動機構の概略構成が示されている。

プローブ外筒６２０は、固定部材６７０に固定されているのに対し、回転側光ファイバＦＢ１およびバネ６２４の基端部は、回転筒６５６に接続されている。回転筒６５６は、モータ６５２の回転に応じてギア６５４を介して回転するように構成されている。回転筒６５６は、光コネクタ１８に接続されており、測定光Ｌ１及び戻り光Ｌ３は、光コネクタ１８を介して回転側光ファイバＦＢ１と固定側光ファイバＦＢ２間を伝送される。

回転筒６５６、モータ６５２、ギア６５４、及び光コネクタ１８を内蔵するフレーム６５０は、支持部材６６２を備えている。支持部材６６２は、図示しないネジ孔を有しており、該ネジ孔には進退移動用ボールネジ６６４が咬合している。進退移動用ボールネジ６６４には、モータ６６０が接続されている。モータ６６０を回転駆動することによりフレーム６５０を進退移動させ、これにより回転側光ファイバＦＢ１、バネ６２４、固定部材６２６、及び光学レンズ６２８を図３のＳ１及びＳ２方向（プローブ外筒６２０の長手方向に沿った軸方向、すなわち、回転側光ファイバＦＢ１の光軸に沿った方向）に移動させることが可能となっている。

ＯＣＴプローブ６００は、以上のような構成であり、モータ６６０の駆動によって回転側光ファイバＦＢ１およびバネ６２４が、図３中矢印Ｒ２方向に回転されることで、光学レンズ６２８から射出される測定光Ｌ１（エイミング光Ｌｅ）を測定対象Ｓに対し、矢印Ｒ２方向（プローブ外筒６２０の円周方向）に対し走査しながら照射し、戻り光Ｌ３を取得する。エイミング光Ｌｅは、測定対象Ｓに対し、例えば青色、赤色あるいは緑色のスポット光として照射される。このエイミング光Ｌｅの反射光（測定対象Ｓからの反射光）は、モニタ装置５００に表示された観察画像に輝点としても表示される。

このような回転方向に沿った光走査により、プローブ外筒６２０の円周方向の全周において、測定対象Ｓの所望の部位を正確にとらえることができ、測定対象Ｓを反射した戻り光Ｌ３を取得することができる。

さらに、３次元ボリュームデータを生成するための立体的な領域の断層情報を取得する場合は、モータ６６を含む駆動機構により回転側光ファイバＦＢ１及び光学レンズ６２８が矢印Ｓ１方向の移動可能範囲の終端まで移動され、断層情報を取得しながら所定量ずつＳ２方向に移動し、又は断層情報の取得とＳ２方向への所定量移動を交互に繰り返しながら、移動可能範囲の終端まで移動する。

このように測定対象Ｓに対して所望の範囲の断層情報を取得することによって３次元ボリュームデータを得ることができる。

図４は、測定対象Ｓに対して光走査がラジアル走査の場合の断層情報のスキャン面を示す図であり、図５は図４の断層情報により構築される３次元ボリュームデータを示す図である。干渉信号により測定対象Ｓの深さ方向（Ｚ方向）の断層情報を取得し、測定対象Ｓに対し図３矢印Ｒ２方向（プローブ外筒６２０の円周方向）に走査（ラジアル走査）することで、図４に示すように、Ｚ方向とＺ方向と直交するＸ方向とからなるスキャン面での断層情報を取得することができる。またさらに、このスキャン面に直交するＹ方向に沿ってスキャン面を移動させることで、図５に示すように、３次元ボリュームデータを生成するための立体的な領域の断層情報が取得できる。

図６は内視鏡１００の鉗子口１５６から導出されたＯＣＴプローブ６００を用いて断層情報を得る様子を示す図である。図６に示すように、ＯＣＴプローブ６００の挿入部６０２の先端部を、測定対象Ｓの所望の部位に近づけて、断層情報を得る。所望の立体的な領域の断層情報を取得する場合は、必ずしもＯＣＴプローブ６００本体を移動させる必要はなく、前述の駆動機構によりプローブ外筒６２０内で光学レンズ６２８を移動させればよい。

図９は図３の信号処理部２２の構成を示すブロック図である。

図７に示すように、本実施形態の信号処理部２２は、干渉光検出部２０から入力される干渉信号からモニタ装置５００に出力される画像を生成するための信号処理を行う処理部であり、主として、フーリエ変換部４１０、対数変換部４２０、断層画像構築部４５０、３次元血管構造抽出処理部４６０、及び制御部４９０を備えて構成される。なお、制御部４９０は、操作制御部３２からの操作信号に基づき信号処理部２２の各部を制御する。

干渉光検出部２０には、波長掃引光源としての第１の光源部１２から射出された光が測定光と参照光に分割され、ＯＣＴプローブ６００から測定対象Ｓに測定光を照射したときに得られる反射光と参照光とが合波したときの干渉光が入力される。この干渉光検出部２０は、入力された干渉光（光信号）を干渉信号（電気信号）に変換する干渉信号生成部２０ａと、干渉信号生成部２０ａで生成された干渉信号をアナログ信号からデジタル信号に変換するＡＤ変換部２０ｂとから構成される。

ＡＤ変換部２０ｂでは、例えば、８０ＭＨｚ程度のサンプリングレートで１４ｂｉｔ程度の分解能でアナログ信号からデジタル信号への変換が実施されるが、これらの値に特に限定されるものではない。ＡＤ変換部２０ｂにおいてデジタル信号に変換された干渉信号は、信号処理部２２のフーリエ変換部４１０に入力される。

フーリエ変換部４１０は、干渉光検出部２０のＡＤ変換部２０ｂにおいてデジタル信号に変換された干渉信号をＦＦＴ（高速フーリエ変換）により周波数解析を行い、測定対象Ｓの各深さ位置における反射光（戻り光）Ｌ３の強度、すなわち深度方向の反射強度データを生成する。フーリエ変換部４１０でフーリエ変換された反射強度データは、対数変換部４２０で対数変換される。対数変換された反射強度データは、断層画像構築部４５０に入力される。

断層画像構築部４５０は、対数変換部４２０で対数変換された反射強度データに対して輝度、コントラスト調整、表示サイズにあわせたリサンプル、ラジアル走査等の走査方法に合わせての座標変換などを行い、反射強度データを断層画像として視覚化するためのデータとして構築する。また、このようにして立体な領域に対して得られた反射強度データは、３次元的に配列された各ボクセルの画素データとして割り当てられ、立体的な領域の断層情報のデータを３次元的に配列した３次元ボリュームデータ（単にボリュームデータという）が生成される。なお、立体的な領域の断層情報を示す各位置におけるデータ、即ち、ボリュームデータの各ボクセルの画素データとして割り当てられた反射強度データを、以下、断層データというものとする。

３次元血管構造抽出処理部４６０は、断層画像構築部４５０で構築されたボリュームデータを取得し、取得したボリュームデータに基づいて、血管の情報を抽出し、血管の３次元画像を表示するための３次元血管画像を生成する。３次元血管構造抽出処理部４６０の処理内容について詳細は後述する。

このようにして生成された３次元血管画像は、ＬＣＤモニタ等のモニタ装置５００に出力される。なお、３次元血管画像の表示出力に代えて、又は３次元血管画像の表示とともに、断層画像構築部４５０で構築されたボリュームデータに基づく他の画像（３次元画像、断層画像等）をモニタ装置５００に表示させることも可能である。

図８は本実施形態における３次元血管構造抽出処理のフローチャートである。この処理は図７の３次元血管構造抽出処理部４６０により行われる。

ステップＳ１０では、ボリュームデータ（断層データ）を取得する。図７の断層画像構築部４５０で生成されたボリュームデータが３次元血管構造抽出処理部４６０に入力される。このとき取得されるボリュームデータとして、例えば、消化器系の内腔において図１０のような構造を有する内壁部９００をＯＣＴ計測して得られたボリュームデータを例にする。図１０に示す内壁部９００には、内壁の表面９０２より下側（表面９０２から内壁部９００深部へと向かうＺ軸の正方向）に正常な細胞が略一様に連続する領域９０４が存在し、その領域９０４中に血管９０６が存在するものとする。このとき、ＯＣＴ計測により得られるボリュームデータは、図１１のような構造を示す。同図に示すようにボリュームデータには、血管９０６の断層データからなる血管領域９０８と、血管領域９０８の下側（深部）に、血管９０６の映り込み（陰影）となる断層データからなる陰影領域９１０が存在する。

即ち、ＯＣＴ計測の際に、表面９０２の上方から内壁部９００の内部へとＺ方向（Ｚ軸の正方向）に進入した測定光Ｌ１は、血管９０６での強い反射により大きく減衰し、血管領域９０８よりも下側の領域に進行する測定光Ｌ１の強度が、血管９０６がＺ方向に存在しない非血管領域９１２を通過した測定光Ｌ１の強度よりも低下する。そのため、血管領域９０８よりも下側において得られる断層データ（反射強度データ）が同一深さ位置の非血管領域９１２において得られる断層データよりも小さくなる。したがって、血管領域９０８よりも下側の領域全体に非血管領域９１２とは大きく相違する値の断層データからなる陰影領域９１０が形成される。

このことから陰影領域９１０が存在する場合には、その上方に血管領域９０８が実在することを示す。ただし、陰影領域９１０は血管９０６そのものが存在する領域ではないため、後述の処理によって３次元血管画像の表示の際には画像上から除去される。

また、断層データに含まれるノイズ成分などによって、本来、周辺部と異なる細胞や組織が存在しない領域に図１１の符号９１４、９１６で示すような特異な値の断層データからなる偽陰影領域（ノイズ領域）が形成される場合がある。このような偽陰影領域９１４、９１６は、Ｚ方向に連続した領域を形成しないこと等から、血管領域９０８及び陰影領域９１０のいずれでもなく、３次元血管画像の表示においては不要な情報であるため後述の処理によって画像上から除去される。

ステップＳ１２では、ステップＳ１０で取得したボリュームデータに基づき、ボリュームデータを深さ方向（Ｚ方向）に積分した積分画像を生成する。ここで、ＯＣＴ計測時においては、ＸＺ平面に平行な位置で得られた断層データからなる断層画像を、Ｙ方向の所定間隔おきの位置に配列することによって、図１１に示したようなボリュームデータが生成される。これに対して、Ｚ方向の所定間隔おきの位置においてボリュームデータをＸＹ平面に平行な平面で切断することによって、図１２（Ａ）のようにＸＹ平面に平行な断面の断層データからなる断層画像（スライス画像Ｓ（１）〜Ｓ（Ｎ））をＺ方向に配列したスライス画像列Ｓに再構成するものとする。図１２（Ａ）には、図１０、図１１において示した血管領域９０８、陰影領域９１０、非血管領域９１２、偽陰影領域９１４、９１６の各々に対応する領域に同一符号が付されている。

このように再構成した各スライス画像Ｓ（１）〜Ｓ（Ｎ）に対して、Ｘ座標値及びＹ座標値（ＸＹ座標値）が一致する点の断層データを加算して積分値を求める。即ち、説明上、任意のＺ座標値の位置に対してＸＹ座標値が一定値となるＺ方向の線上の位置を示すＺライン９３０を想定するものとすると、各スライス画像Ｓ（１）〜Ｓ（Ｎ）において、そのＺライン９３０上の点の断層データを全て加算した積分値を求める。そして、積分画像とする一枚の画像の画像面（ＸＹ座標面）において、Ｚライン９３０を想定した位置のＸＹ座標値と一致する点の画素値を、その積分値とする。このようにして、Ｚライン９３０を想定する位置のＸＹ座標値を変えて積分画像の各ＸＹ座標値の画素値を求めることによって、ボリュームデータをＺ方向に積分した積分画像が生成される。このとき、図１１及び図１２（Ａ）のようなボリュームデータ（スライス画像列Ｓ）に対して図１２（Ｂ）のような積分画像９３２が得られる。

図１２（Ｂ）には、血管領域９０８、非血管領域９１２、偽陰影領域９１４、９１６に起因して積分画像上に形成された領域に同一符号が付されている。なお、図１１のようなボリュームデータを図１２（Ａ）のようなスライス画像列Ｓに再構成することなく、ボリュームデータにおいてＺライン上の点の断層データを加算（Ｚ方向に積分）することによって図１２（Ｂ）のような積分画像９３２を直接的に求めることも可能であり、以下においてはスライス画像列Ｓを用いた処理については言及しないものとする。

ステップＳ１４では、ステップＳ１２で得た積分画像に基づいて、血管９０６（血管領域９０８）を示す画像が存在する領域を血管候補領域として抽出する。例えば、積分画像において、画素値が所定範囲内の値を示す領域のＸＹ座標値の範囲を血管候補領域として抽出する。

ここで、積分画像において血管候補領域として抽出する画素値の範囲は、血管領域９０８が実在する領域に起因して積分画像上に形成された画像領域の実際の画素値の範囲を経験的に取得しておくことによって事前に決めておくことができる。また、血管候補領域として抽出しない非血管候補領域の画素値の範囲を設定し、その範囲に属さない画素値の領域を血管候補領域として抽出することも可能である。更に、積分画像において画素値が急激に変化するエッジを血管候補領域と非血管候補領域の境界として抽出し、画素値の大小関係によって境界のいずれか一方側の領域を血管候補領域として抽出する等、画像構成を解析する任意の画像処理技術を用いることができる。

この処理によれば、図１２（Ｂ）に示したような積分画像において、血管領域９０８に起因する画像領域が血管候補領域９４０として抽出される。即ち、ボリュームデータにおいてＺ方向に血管領域９０８が存在するＸＹ座標値の範囲に対応する積分画像上の領域が血管候補領域９４０として抽出される。

また、血管候補領域９４０の他に、偽陰影領域９１４、９１６に起因する画像領域のように血管領域９０８がＺ方向に実在しない領域についても血管候補領域９４０として抽出される可能性があり、これらの偽陰影領域９１４、９１６についても下記の説明上、血管候補領域９４０として抽出されたものとする。偽陰影領域９１４、９１６を除く非血管領域９１２については、血管候補領域９４０から略除外することができ、非血管候補領域９４２となる。ただし、非血管領域９１２のようにＺ方向に血管領域９０８が存在しない領域であるにも関わらず血管候補領域と判断される可能性がある領域は、偽陰影領域９１４、９１６のようにボリュームデータにおける特定位置の断層データが特異な値であるために発生する場合に限らず、積分画像を生成する際に、複数の断層データを加算した結果として発生する場合もある。

ステップＳ１６では、血管コントラストプロファイルを生成する。血管コントラストプロファイルとは、血管候補領域におけるプロファイルを、非血管候補領域におけるプロファイル（基準プロファイル）との比較で示したものであり、プロファイルとは、Ｚ方向の断層データの分布を示すものであり、ボリュームデータに対して所定のＸＹ座標値の位置に着目したときに、その着目したＸＹ座標値のＺ方向の線上位置、即ち、Ｚライン上の位置（各点におけるＺ座標値）と、ボリュームデータの断層データとの関係を示すものである。

まず、プロファイルについて説明すると、プロファイルは、図１３のようなグラフにより表される。

同図において横軸は所定のＸＹ座標値の位置に想定したＺライン上のＺ座標値（深さ方向の位置）を示し、縦軸は断層データの値を示す。プロファイルは、ＸＹ座標上の任意の１点（ＸＹ座標値）に対して１つのものが生成され、着目したＸＹ座標値に対して得られるプロファイルをそのＸＹ座標値でのプロファイルと言うものとする。

図１１、図１２（Ａ）に示したようなボリュームデータにおいて、非血管領域９１２（偽陰影領域９１４、９１６を除く）を通過するＺライン９３０ＡのＸＹ座標値に着目し、そのＸＹ座標値でのプロファイルを作成した場合には、図１３の曲線Ｃ１のようなグラフが得られる。即ち、内壁部９００の表面９０２が位置するＺ座標値（Ｚ０）において、断層データが急激に増大し、表面９０２から深くなるにつれて徐々に断層データが低下する。

一方、血管領域９０８（及び陰影領域９１０）を通過するＺライン９３０Ｂ（図１２（Ａ）参照）のＸＹ座標値に着目し、そのＸＹ座標値でのプロファイルを作成した場合には、図１３の曲線Ｃ２のようなグラフが得られる。即ち、曲線Ｃ１と同様に内壁部９００の表面９０２のＺ座標値（Ｚ０）において、断層データが急激に増大し、表面９０２から血管領域９０８が存在するＺ座標値（Ｚ１）の深さまでの範囲で曲線Ｃ１と同様に徐々に断層データが低下する。血管領域９０８が存在するＺ座標値（Ｚ１）の深さになると、血管９０６の表面（血管壁）において断層データが増加し、更に深くなると、測定光Ｌ１の減衰により、断層データが急激に減少した後、曲線Ｃ１と比べて小さい値を示しながら緩やかに減少する。

また、偽陰影領域９１４（９１６）を通過するＺライン９３０ＣのＸＹ座標値に着目し、そのＸＹ座標値でのプロファイルを作成した場合には、図１３の曲線Ｃ３のようなグラフが得られる。この曲線Ｃ３は、曲線Ｃ１と略近似した形態を示すが、Ｚ座標値の一部の範囲（Ｚ２で示す範囲）において曲線Ｃ１にない比較的大きな断層データの値変動が生じている。

続いてステップＳ１６で生成する血管コントラストプロファイルについて説明すると、図１２（Ｂ）に示したようにステップＳ１４により積分画像に基づいて抽出した血管候補領域９４０には、Ｚ方向に血管領域９０８が実在する適正に抽出された有効領域と、Ｚ方向に血管領域９０８が存在せず、偽陰影領域９１４、９１６のような領域が存在することによって抽出された無効領域（ノイズ領域）が含まれている。

そのため、血管候補領域９４０のうち、ノイズ領域を判別し（ノイズ判別処理）、ノイズ領域を除去する必要がある。また、有効領域に対して、血管領域９０８が実在するＺ方向の位置（Ｚ座標値の範囲）を特定（血管深さ位置算出処理）する必要がある。そこで、上記のようにＺラインが通過する領域の違いによって形態が異なるプロファイルを利用し、ノイズ判別と血管深さ位置算出の処理を行う。

また、このような処理を行う場合に、血管候補領域９４０における各ＸＹ座標値でのプロファイルのみの形態を解析して行うよりも、図１３の曲線Ｃ１で示したような非血管領域９１２を通過するＺラインのＸＹ座標値でのプロファイル、即ち、非血管候補領域９４２におけるＸＹ座標値でのプロファイルを基準プロファイルとして、血管候補領域９４０における各ＸＹ座標値でのプロファイルと基準プロファイルとを比較して処理した方が、解析を正確且つ容易に行うことができる。

そこで、血管候補領域９４０における各ＸＹ座標値でのプロファイルと基準プロファイルとの差分により得られるプロファイルを血管コントラストプロファイルと称し、ステップＳ１６において血管候補領域９４０における各ＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルを生成する。

血管コントラストプロファイルは、図１４のようなグラフを示す。血管候補領域９４０において着目したＸＹ座標値が、血管領域９０８（及び陰影領域９１０）を通過するＺライン９３０ＢのＸＹ座標値の場合、図１３の曲線Ｃ２に示したようなプロファイルが生成され、このとき、血管コントラストプロファイルは、図１４の曲線Ｃ２１のようなグラフを示す。

一方、血管候補領域９４０において着目したＸＹ座標値が、偽陰影領域９１４、９１６を通過するＺライン９３０ＢのＸＹ座標値の場合、図１３の曲線Ｃ３に示したようなプロファイルが生成され、このとき、血管コントラストプロファイルは、図１４の曲線Ｃ３１のようなグラフを示す。これらの具体的な説明は後述する。

また、基準プロファイルは、血管領域９０８及び偽陰影領域９１４、９１６が含まれない非血管候補領域９４２における任意のＸＹ座標値でのプロファイルとすることが可能である。ただし、血管候補領域９４０において着目しているＸＹ座標値でのプロファイルに対して、そのプロファイル内の血管領域９０８及び陰影領域９１０以外のＺ座標値の範囲、又は偽陰影領域９１４、９１６以外のＺ座標値の範囲において、できるだけ類似のプロファイルを示すことが望ましい。したがって、血管候補領域９４０において着目しているＸＹ座標値に対して近傍範囲となる非血管候補領域９４２内のＸＹ座標値でのプロファイルを基準ファイルとすることが好適である。また、プロファイルにはＯＣＴ計測時におけるノイズ成分が含まれるため、血管候補領域９４０において着目しているＸＹ座標値に対して近傍範囲となる非血管候補領域９４２内のＸＹ座標値を複数選出し、それらの複数のＸＹ座標値でのプロファイルの平均を基準ファイルとすると更に好適である。

そこで、本実施の形態では、ステップＳ１６の血管コントラストプロファイル生成の処理を図９のフローチャートのように実施する。

ステップＳ３０では、血管候補領域９４０において着目している所定のＸＹ座標値に対して、基準プロファイルを生成する複数のプロファイルを求める位置（基準プロファイルを生成するためのＸＹ座標値）を非血管候補領域９４２内から選出する。その選出する数は予め決められた数（例えば５点、１０点等）とする。図１２（Ｂ）の積分画像を拡大して示した図１５の積分画像において説明すると、積分画像に基づいて抽出された血管候補領域９４０における所定の点ＡのＸＹ座標値に着目しているとすると、その点Ａから血管候補領域９４０の最も近接する境界線までの最小距離ｒを求める。即ち、点Ａを中心として血管候補領域９４０の範囲内に描かれる円であり、且つ、血管候補領域９４０のいずれかの境界線に接する円９５０の半径ｒを求める。そして、その最小距離ｒ（円の半径ｒ）に対して所定値αを加算し、点Ａからの距離が距離ｒ+α以内となる範囲（半径ｒ+αの円９５２の範囲）内において、非血管候補領域９４２となる範囲９５４から、予め決められた数分のＸＹ座標値を基準プロファイルを生成するためのＸＹ座標値として選出する。

ステップＳ３２では、血管候補領域９４０において着目しているＸＹ座標値でのプロファイルと、ステップＳ３０で選定した各ＸＹ座標値でのプロファイルとをステップＳ１０で取得したボリュームデータに基づいて生成する。

ステップＳ３４では、ステップ３０で選定した各ＸＹ座標値でのプロファイルの平均を求め、基準プロファイルを生成する。即ち、各ＸＹ座標値でのプロファイルの同一のＺ座標値における断層データを全て加算し、その加算して得られた値を、選定したＸＹ座標値の数で割る。これによって得られた各Ｚ座標値における値を新たな断層データとして基準プロファイルを生成する。

ステップＳ３６では、血管候補領域９４０において着目しているＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルを生成する。即ち、ステップＳ３２で求めた、血管候補領域９４０において着目しているＸＹ座標値でのプロファイルと、ステップＳ３４で求めた基準プロファイルとの差分を求める。具体的には、基準プロファイルの各Ｚ座標値における断層データを、着目しているＸＹ座標値でのプロファイルの同一Ｚ座標値における断層データで減算する。これによって得られた各Ｚ座標値における値を新たな断層データとするプロファイルを生成する。これによって、図１４に示したような血管コントラストプロファイルが生成される。

ステップＳ３８では、血管候補領域９４０内の全てのＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルを生成したか否かを判定する。ＮＯであれば、ステップＳ４０により、着目するＸＹ座標値を血管候補領域９４０内の未着目のＸＹ座標値に変更して、ステップＳ３０〜Ｓ３６の処理を行う。ＹＥＳであれば、本フローチャートでの血管コントラストプロファイルの生成処理を終了する。

なお、上記のように基準プロファイルは、各ＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルごとに異なるものを使用するのではなく、全て、又は、一定のＸＹ座標値の範囲ごとに共通のものを使用するようにしてもよい。また、複数のＸＹ座標値での基準プロファイルを平均化したものではなく、１点におけるＸＹ座標値での基準プロファイルとしてもよい。

以上のようにして血管コントラストプロファイルの生成処理が終了すると、続いて、図８のステップＳ１８に移行する。

ステップＳ１８では、ステップＳ１６で生成した血管コントラストプロファイルに対してプロファイル解析を行う。これによって、上記のように血管候補領域９４０のうちの有効領域とノイズ領域を判別するノイズ判別処理を行うと共に、血管領域９０８の深さ位置を特定する血管深さ位置算出処理を行う。

即ち、血管候補領域９４０のうち、血管領域９０８を通過するＺラインのＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルは、図１４で示した曲線Ｃ２１のような形状を示し、血管領域９０８を通過せずに偽陰影領域９１４、９１６を通過するＺラインのＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルは、図１４の曲線Ｃ３１のような形状を示す。

これらの曲線Ｃ２１、Ｃ３１の形状の違いは明らかであり、これらの形状の違いが定量的に表されるような形状特徴量を定義する。例えば、断層データの値が所定の閾値ｄｓをＺ座標値の連続する範囲で越える場合にそのＺ座標値の範囲の長さを形状特徴量とする。このとき、着目しているＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルにおいて、図１４の曲線Ｃ２１のように形状特徴量Ｚ２１が所定の閾値Ｚｓ以上の場合には、そのＸＹ座標値は、Ｚ方向に血管領域９０８が実在する有効領域に属すると判断される。

一方、図１４の曲線Ｃ３１のように形状特徴量Ｚ３１が前記閾値Ｚｓ未満の場合には、そのＸＹ座標値は、ノイズ領域に属すると判断される。即ち、ここで定義した形状特徴量は、血管候補領域９４０内において血管領域９０８がＺ方向に実在する場合には、その下側に陰影領域９１０が存在することを考慮し、陰影領域９１０の存在する場合にのみ閾値Ｚs以上となるように定義したものであり、陰影領域９１０の有無によって有効領域かノイズ領域かを判別するようにしたものである。ただし、形状特徴量は他の定義によるものであってもよい。

このようにして、血管候補領域９４０における各ＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルに基づいて、血管候補領域９４０内の各ＸＹ座標値が有効領域に属するかノイズ領域に属するかを判別することによって、血管候補領域９４０を有効領域とノイズ領域とに分けることができる。

また、血管候補領域９４０のうち、有効領域と判断された領域内において着目したＸＹ座標値で血管コントラストプロファイルは、図１４の曲線Ｃ２１のような形状を示し、血管領域９０８の上端部となるＺ座標値Ｚ１からＺ座標値が増加していくにしたがって、断層データの値が負側に大きく減少した後、正側へと急激に増加し、その後、正値のまま徐々に減少する傾向を示す。したがって、血管領域９０８の上端部となるＺ座標値Ｚ１の近傍では、極小点Ｐが存在する。そこで、極小点ＰのＺ座標値ＺＭＩＮを血管領域９０８の上端の位置として設定する。なお、極小点ＰのＺ座標値ＺＭＩＮ以外であっても、断層データが負の値から正の値に変化する際に零値となるときのＺ座標値等、グラフ上で血管領域９０８の上端部とみなせる特徴的な点を示すＺ座標値を血管領域９０８の上端の位置とすることもできる。

一方、血管領域９０８の下端となるＺ座標値は、血管の断面が円形であると仮定して、血管領域９０８の上端のＺ座標値ＺＭＩＮに基づいて決定する。例えば、血管候補領域９４０の有効領域の各ＸＹ座標値に対して上記処理を実行すると、各ＸＹ座標値の位置における血管領域９０８の上端のＺ座標値が確定する。即ち、血管９０６の血管壁の外表面のうち、内壁部９００の表面９０２側となる外周面のＺ座標値が確定する。また、積分画像における血管候補領域９４０（有効領域）の各部における幅から血管９０６の太さ（直径）を検出し、これに基づいて、血管９０６の血管壁の外表面のうち、表面９０２側と反対側となる下側の外周面のＺ座標値を算出する。これにより、血管領域９０８のＺ方向の位置範囲が確定するため、血管候補領域９４０の有効領域のＸＹ座標値の範囲とにより、３次元領域での血管領域９０８の位置範囲が確定する。なお、血管９０６の太さは積分画像から検出するのではなく、ユーザが指定するようにしてもよいし、また、血管９０６の太さの情報を用いるのではなく、血管９０６の血管壁の表面９０２側となる外周面のＺ座標値から表面９０２と反対側の外周面のＺ座標値を算出してもよい。

ステップＳ２０では、ステップＳ１８でのプロファイル解析の結果に基づき、ボリュームデータからノイズ領域及び陰影領域を除去する。例えば、ステップＳ１８においてノイズ領域と判別されたＸＹ座標値のＺラインにおける各Ｚ座標値の断層データを、そのＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルを生成する際に使用した基準プロファイルの断層データで置き換える。これによって、偽陰影領域９１４、９１６のようなノイズがボリュームデータから除去される。

一方、有効領域と判別されたＸＹ座標値のＺラインの各Ｚ座標値に対しては、そのＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルを生成する際に使用した基準プロファイルの断層データの値で、血管領域９０８以外の断層データの値を置き換える。これにより、血管領域９０８よりも下側に形成される陰影領域９１０がボリュームデータが除去される。

ステップＳ２２では、ステップＳ２０により陰影領域９１０、偽陰影領域９１４、９１６を除去したボリュームデータに基づいて、３次元血管画像を生成しモニタ装置５００に表示する。これにより、図１６のように陰影やノイズの画像のない血管９０６の３次元画像が表示される。

なお、ボリュームデータの断層データを使用することなく、ステップＳ１８のプロファイル解析により特定した血管領域９０８の位置（ＸＹＺ座標値）の情報のみを使用して３次元血管画像を生成し表示することも可能であり、その場合には、ステップＳ２０のように偽陰影領域９１４、９１６や陰影領域９１０を除去するための処理は不要である。

また、３次元血管画像を生成する際に、Ｚ方向の位置に応じて異なる色で血管領域９０８に色付けして、血管領域９０８の各部の深さを視覚的に分り易く表示するようにしてもよい。

以上、上記の３次元血管構造抽出処理では、ステップＳ１６において血管候補領域９４０の全てのＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルを生成した後、ステップＳ１８のプロファイル解析やステップＳ２０のノイズ領域及び陰影領域の除去の処理を行うようにしたが、血管候補領域９４０の１点のＸＹ座標値での血管コントラストプロファイルを求めるごとに、ステップＳ１８、ステップＳ２０の処理を行いうようにしてもよい。

また、上記の３次元血管構造抽出処理は、ボリュームデータの深さ方向の全域について適用するのではなく、深さ方向の一部の位置範囲に限定して適用してもよい。また、深さ方向に複数の位置範囲に分割し、各位置範囲ごとに上記３次元血管構造抽出処理を適用して各位置範囲での血管領域を特定するようにしてもよい。

また、上記実施の形態では、生体内部における血管の位置を特定し、表示を行う場合について説明したが、本願発明は、血管以外の組織を被検体として、生体内部において占める被検体の位置を特定し、被検体の３次元画像等を表示する場合についても同様に適用することができる。

また、上記実施の形態では、ＯＣＴプロセッサ４００としてＳＳ−ＯＣＴ（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ ＯＣＴ）装置を用いて説明したが、これに限らず、ＯＣＴプロセッサ４００をＳＤ−ＯＣＴ（Ｓｐｅｃｔｒａｌ Ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）装置としても適用可能である。

また、本発明は、以上の例には限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、各種の改良や変形を行ってもよいのはもちろんである。

１０…画像診断装置、１２…第１の光源部、２０…干渉光検出部、２０ａ…干渉信号生成部、２０ｂ…ＡＤ変換部、２２…信号処理部、１００…内視鏡、２００…内視鏡プロセッサ、３００…光源装置、４００…ＯＣＴプロセッサ、４１０…フーリエ変換部、４２０…対数変換部、４５０…断層画像構築部、４６０…３次元血管構造抽出処理部、４９０…制御部、５００…モニタ装置、６００…ＯＣＴプローブ、９００…内壁部、９０６…血管、９０８…血管領域、９１０…陰影領域、９１２…非血管領域、９１４、９１６…偽陰影領域

Claims (22)

1. 生体内部の内壁部に対する光干渉断層計測により得られた該内壁部の立体的な領域の断層情報を示す各位置における断層データを取得する断層データ取得手段と、
   前記内壁部の深さ方向に前記断層データを積分した積分画像を生成する積分画像生成手段と、
   前記積分画像生成手段により生成された積分画像に基づいて、該積分画像上に所定の被検体が存在する被検体領域の画像が存在する領域を被検体候補領域として抽出する被検体候補領域抽出手段と、
   前記被検体候補領域抽出手段により抽出された前記被検体候補領域内の各点における前記深さ方向の断層データの変動分布を示すコントラストプロファイルを生成するプロファイル生成手段であって、前記被検体候補領域内の各点における前記深さ方向の断層データの分布を示す被検体候補領域内プロファイルを取得するとともに、前記被検体候補領域外の所定の基準点における前記深さ方向の断層データの分布を示すプロファイルを基準プロファイルとして取得し、前記被検体候補領域内の各点における前記被検体候補領域内プロファイルと前記基準プロファイルとの差分を前記各点におけるコントラストプロファイルとして生成するプロファイル生成手段と、
   前記プロファイル生成手段により生成されたコントラストプロファイルに基づいて、前記被検体候補領域内における前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲を確定する被検体深さ位置確定手段と、
   を備えたことを特徴とする光干渉断層画像処理装置。
2. 前記プロファイル生成手段は、前記被検体候補領域内プロファイルを取得した各点の各々に対して近傍となる位置を前記基準プロファイルを取得する基準点とすることを特徴とする請求項１に記載の光干渉断層画像処理装置。
3. 前記プロファイル生成手段は、複数の点において取得した前記基準プロファイルを更に平均化して得られたプロファイルを前記基準プロファイルとすることを特徴とする請求項１又は２に記載の光干渉断層画像処理装置。
4. 前記被検体深さ位置確定手段は、前記コントラストプロファイルに基づき、前記被検体候補領域における前記被検体領域の前記内壁部の表面側となる外周面の前記深さ方向の位置を取得し、該取得した位置と前記被検体の太さの情報とに基づいて、前記被検体領域の前記内壁部の表面と反対側となる外周面の前記深さ方向の位置を決定して、前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲を確定することを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の光干渉断層画像処理装置。
5. 前記被検体の太さの情報は、前記積分画像から取得することを特徴とする請求項４に記載の光干渉断層画像処理装置。
6. 前記被検体深さ位置確定手段は、前記コントラストプロファイルに基づき、前記被検体候補領域において前記深さ方向に実際に前記被検体が存在する有効領域と、前記深さ方向に前記被検体が存在しないノイズ領域とを判別し、該ノイズ領域を前記被検体候補領域から除去することを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の光干渉断層画像処理装置。
7. 前記被検体深さ位置確定手段は、前記被検体に対して生じる陰影領域の有無により前記有効領域とノイズ領域とを判別することを特徴とする請求項６に記載の光干渉断層画像処理装置。
8. 前記被検体候補領域抽出手段により抽出された前記被検体候補領域の前記深さ方向に直交する２次元方向に関する位置範囲と、前記被検体深さ位置確定手段により確定された前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲とにより確定される前記内壁部の３次元領域内に占める前記被検体領域の位置範囲に基づいて、前記被検体の３次元画像を生成する３次元被検体画像生成手段と、
   前記３次元被検体画像生成手段により生成された前記被検体の３次元画像を表示する表示手段と、
   を備えたことを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項に記載の光干渉断層画像処理装置。
9. 前記３次元被検体画像生成手段は、前記断層データを可視化することにより、前記被検体の３次元画像を生成すると共に、該生成の際に、前記被検体候補領域の前記深さ方向における前記被検体領域以外の断層データを前記基準プロファイルの断層データで置き換えることを特徴とする請求項８に記載の光干渉断層画像処理装置。
10. 前記３次元被検体画像生成手段は、前記被検体の深さ方向の位置に応じて異なる色で色付けした前記被検体の３次元画像を生成することを特徴とする請求項８又は９に記載の光干渉断層画像処理装置。
11. 前記被検体は血管であることを特徴とする請求項１〜１０のいずれか１項に記載の光干渉断層画像処理装置。
12. 生体内部の内壁部に対する光干渉断層計測により得られた該内壁部の立体的な領域の断層情報を示す各位置における断層データを取得する断層データ取得工程と、
    前記内壁部の深さ方向に前記断層データを積分した積分画像を生成する積分画像生成工程と、
    前記積分画像生成工程により生成された積分画像に基づいて、該積分画像上に所定の被検体が存在する被検体領域の画像が存在する領域を被検体候補領域として抽出する被検体候補領域抽出工程と、
    前記被検体候補領域抽出工程により抽出された前記被検体候補領域内の各点における前記深さ方向の断層データの変動分布を示すコントラストプロファイルを生成するプロファイル生成工程であって、前記被検体候補領域内の各点における前記深さ方向の断層データの分布を示す被検体候補領域内プロファイルを取得するとともに、前記被検体候補領域外の所定の基準点における前記深さ方向の断層データの分布を示すプロファイルを基準プロファイルとして取得し、前記被検体候補領域内の各点における前記被検体候補領域内プロファイルと前記基準プロファイルとの差分を前記各点におけるコントラストプロファイルとして生成するプロファイル生成工程と、
    前記プロファイル生成工程により生成されたコントラストプロファイルに基づいて、前記被検体候補領域内における前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲を確定する被検体深さ位置確定工程と、
    を備えたことを特徴とする光干渉断層画像処理方法。
13. 前記プロファイル生成工程は、前記被検体候補領域内プロファイルを取得した各点の各々に対して近傍となる位置を前記基準プロファイルを取得する基準点とすることを特徴とする請求項１２に記載の光干渉断層画像処理方法。
14. 前記プロファイル生成工程は、複数の点において取得した前記基準プロファイルを更に平均化して得られたプロファイルを前記基準プロファイルとすることを特徴とする請求項１２又は１３に記載の光干渉断層画像処理方法。
15. 前記被検体深さ位置確定工程は、前記コントラストプロファイルに基づき、前記被検体候補領域における前記被検体領域の前記内壁部の表面側となる外周面の前記深さ方向の位置を取得し、該取得した位置と前記被検体の太さの情報とに基づいて、前記被検体領域の前記内壁部の表面と反対側となる外周面の前記深さ方向の位置を決定して、前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲を確定することを特徴とする請求項１２〜１４のいずれか１項に記載の光干渉断層画像処理方法。
16. 前記被検体の太さの情報は、前記積分画像から取得することを特徴とする請求項１５に記載の光干渉断層画像処理方法。
17. 前記被検体深さ位置確定工程は、前記コントラストプロファイルに基づき、前記被検体候補領域において前記深さ方向に実際に前記被検体が存在する有効領域と、前記深さ方向に前記被検体が存在しないノイズ領域とを判別し、該ノイズ領域を前記被検体候補領域から除去することを特徴とする請求項１２〜１６のいずれか１項に記載の光干渉断層画像処理方法。
18. 前記被検体深さ位置確定工程は、前記被検体に対して生じる陰影領域の有無により前記有効領域とノイズ領域とを判別することを特徴とする請求項１７に記載の光干渉断層画像処理方法。
19. 前記被検体候補領域抽出工程により抽出された前記被検体候補領域の前記深さ方向に直交する２次元方向に関する位置範囲と、前記被検体深さ位置確定工程により確定された前記被検体領域の前記深さ方向の位置範囲とにより確定される前記内壁部の３次元領域内に占める前記被検体領域の位置範囲に基づいて、前記被検体の３次元画像を生成する３次元被検体画像生成工程と、
    前記３次元被検体画像生成工程により生成された前記被検体の３次元画像を表示する表示工程と、
    を備えたことを特徴とする請求項１２〜１８のいずれか１項に記載の光干渉断層画像処理方法。
20. 前記３次元被検体画像生成工程は、前記断層データを可視化することにより、前記被検体の３次元画像を生成すると共に、該生成の際に、前記被検体候補領域の前記深さ方向における前記被検体領域以外の断層データを前記基準プロファイルの断層データで置き換えることを特徴とする請求項１９に記載の光干渉断層画像処理方法。
21. 前記３次元被検体画像生成工程は、前記被検体の深さ方向の位置に応じて異なる色で色付けした前記被検体の３次元画像を生成することを特徴とする請求項１９又は２０に記載の光干渉断層画像処理方法。
22. 前記被検体は血管であることを特徴とする請求項１２〜２１のいずれか１項に記載の光干渉断層画像処理方法。

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