JP2018020024A - 画像処理装置、画像処理方法およびプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】 被検体の偏光解消領域における誤った読影を低減することにより診断精度を向上させる。
【解決手段】 偏光ＯＣＴ等により偏光解消性を有する人間の眼に代表される被検体の画像の処理を行う画像処理装置に対し、被検体の偏光解消領域を検出する検出手段と、被検体の血管情報に基づいて偏光解消領域の信頼性を算出する算出手段と、被検体の断層像と共に、信頼性を偏光解消領域に対応させて表示手段に表示させる表示制御手段と、を配する。
【選択図】 図１２

Description

開示の技術は、画像処理装置、画像処理方法およびプログラムに関する。

近年、低コヒーレンス光による干渉を利用した光断層画像撮像（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）装置（以下、ＯＣＴ装置と記載）が実用化されている。ＯＣＴ装置は、被検査物の断層像を高分解能で且つ非侵襲に取得することができる。そのため、該ＯＣＴ装置は、特に眼科領域において、被検眼の眼底の断層像を得るうえで、必要不可欠な装置になりつつある。また、眼科領域以外でも、皮膚の断層観察や、内視鏡やカテーテルとして行う消化器や循環器の壁面断層像の撮像等が試みられている。

眼科用ＯＣＴ装置においては、眼底組織の形状をイメージングする通常のＯＣＴ画像（輝度画像とも言う）に加えて、眼底組織の光学特性や動き等をイメージングする機能ＯＣＴ画像の取得が試みられている。特に、機能ＯＣＴ装置の一つとして開発されて、神経線維層や網膜層の描出が可能な偏光ＯＣＴ装置は、緑内障や加齢黄斑変性等を対象として研究が進められている。また、偏光ＯＣＴ装置を用いて網膜層に生じた変異を検出し、疾患の進行や治療効果を判断するための研究も進められている。

偏光ＯＣＴ装置は、眼底組織の光学特性の一つである偏光パラメータ（リターデーション、オリエンテーション、ＤＯＰＵ（Ｄｅｇｒｅｅ ｏｆ ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｕｎｉｆｏｒｍｉｔｙ））を用いて偏光ＯＣＴ画像を構成し、眼底組織の区別やセグメンテーションを行うことができる。一般的に、偏光ＯＣＴ装置は波長板（例えば、λ／４板やλ／２板）を用いることで、ＯＣＴ装置の測定光と参照光の偏光状態を任意に変化させられるように光学系が構成されている。光源から出射される光の偏光を制御し、試料を観察する測定光に所望の偏光状態に変調した光を用い、干渉光を２つの直交する直線偏光として分割して検出して、偏光ＯＣＴ画像を生成する。

ここで、閾値処理により決定されるＤＯＰＵパラメータによって再構成されるＤＯＰＵ画像から、偏光解消性を持つ領域の一つである網膜の網膜色素上皮（ＲＰＥ：Ｒｅｔｉｎａｌ ｐｉｇｍｅｎｔ ｅｐｉｔｈｅｌｉｕｍ）層などを検出する方法が非特許文献１に開示されている。偏光解消は、被検体において偏光が解消される度合いを表す指標である。偏光解消は、例えば、組織内の微小構造（例えばメラニン）で生じる測定光の反射により、偏光の方向や位相がランダムに変化する事に起因すると考えられている。

非特許文献１によれば、偏光ＯＣＴによって偏光解消性を持つ領域（以下偏光解消領域と記載）の病変部を特定し、病変部を画面表示することができる。また、非特許文献２では、偏光解消領域と加齢黄斑変性（以下、ＡＭＤと記載）の前駆病変であるドルーゼンとの間に関係があるとの報告がされている。ＡＭＤの前駆病変のドルーゼンの石灰化が偏光解消する特性を示し、さらにその病変の進行によって偏光解消特性も変化する。今後、臨床現場において、これら偏光解消領域とドルーゼンのような病変部の関係を明らかにしていくことが重要となってくる。

Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ ３（１１），Ｓｔｅｆａｎ Ｚｏｔｔｅｒ ｅｔ ａｌ．"Ｌａｒｇｅ−ｆｉｅｌｄ ｈｉｇｈ−ｓｐｅｅｄ ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ｓｐｅｃｔｒａｌ ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ ａｎｄ ｉｔｓ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｉｎ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ" ＡＭＥＲＩＣＡＮ ＪＯＵＲＮＡＬ ＯＦ ＯＰＨＴＨＡＬＭＯＬＯＧＹ １６０（２）， ＦＥＲＤＩＮＡＮＤ Ｇ．ＳＣＨＬＡＮＩＴＺ ｅｔ．ａｌ" Ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ Ｄｒｕｓｅｎ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ ｉｎ Ａｇｅ−Ｒｅｌａｔｅｄ Ｍａｃｕｌａｒ Ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｂｙ Ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ−Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ"

ここで、眼底においては、偏光解消領域の上層部には血管も存在している。測定光の偏光状態は、該血管中の血流によって影響を受ける。すなわち、血流の時間的な変化により測定光が変調され、見かけ上測定光が照射される偏光解消領域内の多重散乱特性が時間に応じて異なってしまう。このように多重散乱特性が異なると、測定光の偏光状態がよりランダム化されることとなり、偏光解消性を表すＤＯＰＵの値が過小評価されてしまう。結果として射出光のさまざま多重散乱特性による偏光状態から算出（平均）されるＤＯＰＵ値はより偏光解消された低い値に見積もられる可能性がある。なお、ＤＯＰＵ値とは偏光の均一性を表す数値であり、偏光が保たれている個所においては１に近い数値となり、偏光が解消された保たれない箇所においては１よりも小さい数値となる。

以上に述べたように、網膜層中に存在する血管の影響により、それより深部に存在する検査対象となる偏光解消領域（例えば上述したＲＰＥ層）の偏光解消特性が正しく計算されない場合が生じる恐れがある。このとき、単純にＤＯＰＵ値より生成した画像を見ただけでは、特に患眼では例えば偏光解消領域の異常なのか、血管によるアーティファクトなのかの区別を行うことは困難となる。その結果偏光解消領域の状態を誤って読影し、診断精度が低下してしまうおそれがある。

開示の技術は上記の課題に鑑みてなされたものであり、偏光解消領域における誤った読影を低減することにより診断精度を向上させることを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明の一態様に係る画像処理装置は、
被検体の偏光解消領域を検出する検出手段と、
前記被検体の血管情報に基づいて前記偏光解消領域の信頼度を算出する算出手段と、
前記被検体の断層像と共に、前記信頼度を前記偏光解消領域に対応させて表示手段に表示させる表示制御手段と、を有することを特徴とする。

開示の技術によれば、偏光解消領域における誤った読影を低減することにより診断精度を向上させることができる。

本発明の実施形態における偏光ＯＣＴ装置の全体構成を示す概略図である。 被検眼眼底におけるＯＣＴ測定光の走査様式を説明する図である。 本発明の実施形態において信号処理部で生成された輝度断層像の一例を示す図である。 本発明の実施形態におけるテンポラルＤＯＰＵ画像を生成する処理フローを示す図である。 本発明の実施形態において信号処理部で生成されたＤＯＰＵ画像の一例を示す図である。 本発明の実施形態に係る画像生成から表示に至る処理フローを説明する図である。 本発明の第１の実施形態において用いた血管情報に関して、着目領域と血管の占有率との関係を説明する図である。 ＤＯＰＵにおける血管の影響を定性的に説明する図である。 本発明の第１の実施形態において用いた血管情報に関して、着目領域と血管の占有率との関係の別の一例を説明する図である。 本実施形態における偏光解消領域を計算した結果の一例を示す図である。 本発明の第１の実施形態において用いた、偏光解消領域の信頼度を説明する図である。 本発明の第１の実施形態における表示画面の例を示す図である。 本発明の第１の実施形態における表示画面の別の例を示す図である。 本発明の第２の実施形態において用いた血管情報の求め方を説明する図である。 本発明の第２の実施形態において用いた、偏光解消領域の信頼度を説明する図である。 本発明の第３の実施形態における病変部の検出方法の例を説明する図である。 本発明の第３の実施形態における病変部の検出方法の別の例を示す図である。 本発明の第３の実施形態における画像生成から表示に至る処理フローを説明する図である。 本発明の第３の実施形態における表示画面の例を示す図である。 本発明の第３の実施形態において表示される断層像の例を示す図である。 ＤＯＰＵおよびテンポラルＤＯＰＵにおける処理ウィンドウの違いを説明する図である。

以下、添付の図面を参照して、本発明を実施するための例示的な実施形態に係る画像処理装置および画像処理方法について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の実施形態で説明する寸法、形状、構成要素の相対的な位置、等は任意であり、本発明が適用される装置の構成又は様々な条件に応じて変更できる。また、図面において、同一であるか又は機能的に類似している要素を示すために図面間では同じ参照符号を用いる。また、以下の実施形態は特許請求の範囲に関わる本発明を限定するものではなく、また、本実施形態で説明されている特徴の組み合わせの全てが本発明の解決手段に必須のものとは限らない。

また、以下に述べる実施形態では、テンポラルＤＯＰＵと称されるパラメータを用いて、上述したＤＯＵＰ画像（テンポラルＤＯＰＵ画像）を生成することとしている。ここで、テンポラルＤＯＰＵについて説明する。該テンポラルＤＯＰＵは、従来のＤＯＰＵよりも空間分解能を向上させて上述した偏光解消特性を計測することを目的とする。手法としては、例えば被検眼眼底において、略同一位置で異なる時間に断層像を取得してこれら断層像から偏光解消特性を計算している。

この手法では、従来の１フレームのＤＯＵＰ画像が１フレームの撮像データ（断層像）から算出されることに対して、複数フレームの撮像データを用いて１フレームのＤＯＵＰ画像が算出される。従来のＤＯＰＵの値の計算では、まず、図２１（ａ）に示すように、１フレームの撮像データ２１０１において測定光の主走査方向（Ｘ）と深さ方向（Ｚ）という２次元の評価窓（ウィンドウ２１０２）を設定する。その後、ウィンドウ２１０２内の画素毎に、ＤＯＰＵの値の計算に必要となるストークスベクトルを取得する。次に、取得した複数のストークスベクトルに統計処理を施すことによって、該ウィンドウ２１０２の代表値となるＤＯＰＵの値を算出する。なお、図２１（ａ）においては、説明の簡略化のために、１フレームの撮像データ２１０１がウィンドウ２１０２で分割されているように示している。しかし、ウィンドウ２１０２の範囲はこの例に限定されず、撮像データ２１０１の一画素毎に所定の範囲のウィンドウの設定をすることができる。

これに対して、テンポラルＤＯＰＵの値の計算では、まず、測定光を眼底の略同一領域（同一走査線上）に経時的に繰り返し照射して、異なる時刻に撮像した略同一領域の複数フレームの撮像データを取得する。連続撮像をする間に、被検眼は意図しない微小な動き（固視微動）をするため、異なる時刻の撮像を行うことによって、データの撮像範囲を断層像と直交する成分２１０３（副走査方向、Ｙ方向）にも拡張することができる。このような連続撮像を行うことによって、主走査方向（Ｘ）と深さ方向（Ｚ）に副走査方向（Ｙ）という３次元のウィンドウ２１０２を設定することが可能となる（図２１（ｂ））。ウィンドウサイズを３次元的なボリュームとして捉えると、Ｙ方向を大きくすることによって、ＸＺ平面におけるウィンドウサイズを小さなものにしても、テンポラルＤＯＰＵの計算に必要な数のストークスベクトルを取得できると考えられている。結果として、テンポラルＤＯＰＵ画像は、従来のＤＯＰＵ画像に比べて、高い空間分解能を実現することができる。

このテンポラルＤＯＰＵを適用した場合に、従来のＤＯＰＵ画像に比べてより高い分解能の画像が得られる。その反面、上述した上層に網膜血管のある領域でＤＯＰＵ値が影響を受けて、偏光解消領域の検出の精度が低下するということに関しても、テンポラルＤＯＰＵ画像が受ける影響はより大きくなる。従って、以下に述べるように本発明を実施することにより、テンポラルＤＯＰＵ画像においても偏光解消領域における誤った読影を抑えて診断精度を向上させることができる

〔第１の実施形態〕
［装置の全体構成］
＜偏光ＯＣＴ装置の構成＞
以下に、本発明の一実施形態に係る偏光ＯＣＴ装置１００の構成について、その全体構成を示す概略図である図１を参照して説明する。以下に述べる実施形態では、網膜血管の偏光解消領域に与える影響を、後述するＯＣＴ装置の表示部に表示する。

（ＯＣＴ部の構成）
まず偏光ＯＣＴ装置１００に配置されるＯＣＴ部の構成について説明する。ＯＣＴ部では、光源系、測定光学系、参照光学系、および検出光学系を有する。光源系は、光源１０１からビームスプリッタ１１０に至る光軸上に配置される光学部材からなる。測定光学系は、ビームスプリッタ１１０から被検眼１１８に至る光軸上に配置される光学部材からなる。参照光学系は、ビームスプリッタ１１０からビームスプリッタ１２８に至る光軸上に配置される光学部材からなる。また、検出光学系は、ビームスプリッタ１２８以降に配置される光学部材からなる。以下、各系について詳述する。

光源系では、光源１０１から順に、シングルモードファイバ（以下ＳＭファイバと記載）１０２、偏光制御器１０３、コネクタ１０４、ＳＭファイバ１０５、ポラライザ１０６、偏波保持（Ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ Ｍａｉｎｔａｉｎｉｎｇ：ＰＭ）ファイバ（以下ＰＭファイバと記載）１０７、コネクタ１０８、およびＰＭファイバ１０９が配置される。偏光ＯＣＴ装置１００に用いられる光源１０１は、波長掃引型（Ｓｗｅｐｔ Ｓｏｕｒｃｅ：以下ＳＳ）光源であり、例えば、掃引中心波長１０５０ｎｍ、掃引幅１００ｎｍで波長を掃引しながら光を出射する。光源１０１から出射された光源射出光は、ＳＭファイバ１０２、偏光制御器１０３、コネクタ１０４、ＳＭファイバ１０５、ポラライザ１０６、ＰＭファイバ１０７、コネクタ１０８、ＰＭファイバ１０９を介して、ビームスプリッタ１１０に導かれる。当該光源射出光は、該ビームスプリッタ１１０において、測定光（ＯＣＴ測定光とも言う）と参照光（ＯＣＴ測定光に対応する参照光とも言う）に分割される。ビームスプリッタ１１０の分割比は、９０（参照光）：１０（測定光）である。

偏光制御器１０３は、光源１０１から射出する光源射出光の偏光を所望の偏光状態へ変化させる。これに対し、ポラライザ１０６は、特定の直線偏光成分のみを通過させる特性を持つ光学素子である。通常光源１０１から射出される光源射出光は偏光度が高く、特定の偏光方向を持つ光が支配的であるが、ランダム偏光成分と呼ばれる特定の偏光方向を持たない光が含まれている。このランダム偏光成分は偏光ＯＣＴ画像の画質を悪化させることが知られており、本実施形態ではポラライザ１０６によってこのランダム偏光成分をカットする。なお、ポラライザ１０６を通過できるのは特定の直線偏光状態の光のみであるため、所望の光量のＯＣＴ測定光が被検眼１１８に入射するように、偏光制御器１０３によってポラライザ１０６に至る光の偏光状態を予め調整している。

光源射出光から分割されたＯＣＴ測定光は、ＰＭファイバ１１１を介して測定光学系に空間光として出射され、コリメータ１１２によって平行光とされる。測定光学系では、ＰＭファイバ１１１より順に、コリメータ１１２、1／４波長板１１３、ガルバノスキャナ１１４、ダイクロイックミラー１４８、スキャンレンズ１１５、およびフォーカスレンズ１１６が光路Ｌ１０１上に配置される。コリメータ１１２により平行光となったＯＣＴ測定光は、１／４波長板１１３を透過したのち、被検眼１１８の眼底ＥｒにおいてＯＣＴ測定光を走査するガルバノスキャナ１１４に至る。ガルバノスキャナ１１４を経たＯＣＴ測定光は、光路Ｌ１０１上に配置されたダイクロイックミラー１４８、スキャンレンズ１１５、およびフォーカスレンズ１１６を介して被検眼１１８に入射する。

なお、本実施形態では、ＯＣＴ測定光を眼底Ｅｒで走査する走査手段とし、ガルバノスキャナ１１４は単一のミラーとして記載している。しかし、実際は被検眼１１８の眼底Ｅｒを測定光でラスタースキャンするように、２枚のガルバノスキャナによって該走査手段を構成している。しかし、走査手段は当該構成に限定されず、光を２次元方向に走査可能な単一のミラーで構成しても良い。また、２枚のガルバノスキャナを近接して配置してもよいし、両ガルバノスキャナとも被検眼１１８の前眼部に対して光学的に共役な位置に配置してもよい。

また、フォーカスレンズ１１６はステージ１１７上に固定されており、該ステージ１１７を不図示の駆動系により光軸方向に動かすことで、ＯＣＴ測定光の眼底Ｅｒに対するフォーカス調整をすることができる。ガルバノスキャナ１１４とステージ１１７は駆動制御部１４５によって制御され、被検眼１１８の眼底Ｅｒにおける所望の範囲でＯＣＴ測定光を走査することができる。また１／４波長板１１３は、１／４波長板の光学軸と、その光学軸に対して直交する軸との間の位相を１／４波長分だけ遅延させる特性を持つ光学素子である。本実施形態ではＰＭファイバ１１１より射出するＯＣＴ測定光の直線偏光の方向に対して、該ＯＣＴ測定光の光軸を回転軸として、１／４波長板１１３の光学軸を４５°だけ回転させて配置している。これにより、該１／４波長板１１３を経たＯＣＴ測定光を円偏光とし、該円偏光のＯＣＴ測定光を被検眼１１８に入射させている。

円偏光とされたＯＣＴ測定光は、ステージ１１７上に乗ったフォーカスレンズ１１６を介して被検眼１１８に入射し、該フォーカスレンズ１１６により眼底Ｅｒにフォーカスされる。眼底Ｅｒに照射されたＯＣＴ測定光は網膜の各層で反射・散乱し、戻り光として入射時とは逆に光路Ｌ１０１をたどりビームスプリッタ１１０に戻る。ビームスプリッタ１１０に入射したＯＣＴ測定光の戻り光はＰＭファイバ１２６を経由し、ビームスプリッタ１２８に入射する。

一方、ビームスプリッタ１１０で光源射出光から分割された参照光は、ＰＭファイバ１１９を介して参照光学系に空間光として出射され、コリメータ１２０によって平行光とされる。該参照光学系は、コリメータ１２０より順に、１／２波長板１２１、分散補償ガラス１２２、ＮＤフィルタ１２３、およびコリメータレンズ１２４がその光路上に配置される。コリメータ１２０より射出された参照光は、これら光学部材を介し、ＰＭファイバ１２７に入射する。コリメータレンズ１２４とＰＭファイバ１２７の一端（参照光の入射端）はコヒーレンスゲートステージ１２５の上に固定されている。該コヒーレンスゲートステージ１２５は、被検者の眼軸長の相違等に対応して不図示の駆動系によって光軸方向に駆動するように、駆動制御部１４５により制御される。

１／２波長板１２１は、１／２波長板の光学軸と、その光学軸に対して直交する軸との間の位相を１／２波長分だけ遅延させる特性を持つ光学素子である。本実施形態ではＰＭファイバ１１９より射出する参照光の直線偏光がＰＭファイバ１２７において長軸が４５°傾いた偏光状態となるように参照光の偏光状態を調整する。なお本実施形態では、コヒーレンスゲートステージ１２５によりコリメータレンズ１２４の光軸上の位置を変えることにより参照光の光路長を変更して、戻り光と参照光とが合波されて干渉を生じる条件となるようにこれら光の光路長差の調整を行っている。しかし、ＯＣＴ測定光の光路と参照光の光路との光路長差を変更できれば光路長の変更は参照光学系側で行われることに限定されず、測定光学系において行われてもよい。

ＰＭファイバ１２７を通過した参照光はビームスプリッタ１２８に入射する。次に、ビームスプリッタ１２８以降に配置される検出光学系について説明する。ビームスプリッタ１２８ではＯＣＴ測定光の戻り光と参照光が合波されて干渉光とされ、さらに該干渉光は二つに分割される。分割された干渉光（以下分割光と記載）は、互いに反転した位相を有する光（以下、正の成分および負の成分と表現する）となっている。正の成分の分割光はＰＭファイバ１２９、コネクタ１３１、およびＰＭファイバ１３３を経由して偏光ビームスプリッタ１３５に入射する。一方、負の成分の分割光はＰＭファイバ１３０、コネクタ１３２、およびＰＭファイバ１３４を経由して偏光ビームスプリッタ１３６に入射する。

偏光ビームスプリッタ１３５および１３６では、直交する二つの偏光軸に合わせて干渉光が分割され、垂直（Ｖｅｒｔｉｃａｌ）偏光成分（以下、Ｖ偏光成分）と水平（Ｈｏｒｉｚｏｎｔａｌ）偏光成分（以下、Ｈ偏光成分）の二つの干渉光にそれぞれ分割される。すなわち、偏光ビームスプリッタ１３５に入射した正の分割光は、偏光ビームスプリッタ１３５においてさらに正のＶ偏光成分と正のＨ偏光成分の二つの干渉光に分割される。分割された正のＶ偏光成分の干渉光はＰＭファイバ１３７を経由してディテクタ１４１に入射し、正のＨ偏光成分の干渉光はＰＭファイバ１３８を経由してディテクタ１４２に入射する。一方、偏光ビームスプリッタ１３６に入射した負の分割光は偏光ビームスプリッタ１３６において負のＶ偏光成分と負のＨ偏光成分の二つの干渉光に分割される。負のＶ偏光成分の干渉光はＰＭファイバ１３９を経由してディテクタ１４１に入射し、負のＨ偏光成分の干渉光はＰＭファイバ１４０を経由してディテクタ１４２に入射する。

ディテクタ１４１および１４２は何れも差動検出器となっており、位相が１８０°反転した二つの干渉光が検出されると、該干渉光に基づいて得られた干渉信号から直流成分を除去し、干渉成分のみを出力する。ディテクタ１４１で得られた干渉信号のＶ偏光成分とディテクタ１４２で得られた干渉信号のＨ偏光成分はそれぞれ光の強度に応じた電気信号として出力され、断層像生成部の一例である信号処理部１４４に入力される。

（ＳＬＯ部の構成）
次に、偏光ＯＣＴ装置１００に配置されるＳＬＯ部について説明する。ＳＬＯ部は、ダイクロイックミラー１５８、ダイクロイックミラー１５６、レンズ１５１、フォーカスレンズ１５５、共振スキャナ１５３、ガルバノスキャナ１５４、レンズ１５７、ミラー１６２、およびミラー１６３を有する。これら光学部材は、ＳＬＯ光源１５０よりダイクロイックミラー１４８までの光路Ｌ１０２上に、この記載順序で配置される。ＳＬＯ光源１５０は眼底撮像用の光源であって、７８０ｎｍ付近に中心値を持つ光を射出する。ＡＰＤ（Ａｖａｌａｎｃｈｅ Ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）１５２は、７８０ｎｍ付近の光に感度を持つ眼底撮像用のセンサであり、ダイクロイックミラー１５６の反射方向に配置される。ＳＬＯ光源１５０はダイクロイックミラー１５８の反射方向に配置され、該ダイクロイックミラー１５８の透過方向には固視灯１４９が配置される。ＳＬＯ光源１５０から射出された光は、ダイクロイックミラー１５８により反射されて光路Ｌ１０２に至る。固視灯１４９は可視光を発生して被検者の固視を促すものであり、該固視灯１４９から射出された固視光はダイクロイックミラー１５８およびダイクロイックミラー１５６を透過して被検眼１１８に導かれる。

固視灯１４９、およびＳＬＯ光源１５０から射出された光束は、何れも共振スキャナ１５３およびガルバノスキャナ１５４の付近で一度結像し、被検眼１１８の眼底Ｅｒ付近で再度結像される。両スキャナは駆動制御部１４５によって制御され、被検眼１１８の眼底Ｅｒ上の所望の範囲でＳＬＯ測定光を走査する。ここで、共振スキャナ１５３はＳＬＯ測定光をＸ方向に主走査し、ガルバノスキャナ１５４はＳＬＯ測定光をＹ方向に副走査する。なお、これらスキャナは、光を２次元方向に走査可能な単一のミラーで構成してもよい。また、これらを近接して配置される２枚のガルバノスキャナとし、両スキャナとも被検眼１１８の前眼部に対して光学的に共役な位置に配置してもよい。

ＳＬＯフォーカスレンズ１５５はステージ１６４上に固定されており、該ステージ１６４を不図示の駆動系により光軸方向に動かすことで、ＳＬＯ測定光の眼底Ｅｒに対するフォーカス調整をすることができる。ステージ１６４は駆動制御部１４５によって制御され、上述した両スキャナの制御と合わせて、被検眼１１８の眼底Ｅｒの所望の範囲でフォーカスされたＳＬＯ測定光を走査することができる。また、本実施形態では、ＯＣＴ部と同様に、２度目の結像位置が被検眼１１８の眼底面と一致するよう、フォーカスレンズ１１６の光軸上の位置も駆動制御部１４５により駆動制御される。

フォーカスレンズ１１６の光軸上に位置するダイクロイックミラー１４８によって、被検眼からの光路は、前述したＯＣＴ部の光路Ｌ１０１と、固視灯を含むＳＬＯ部の光路Ｌ１０２とに波長帯域ごとに分岐される。上述したＳＬＯ光源１５０から射出されたＳＬＯ測定光、および固視灯１４９から射出された光束は、光路Ｌ１０２を経て眼底Ｅｒへ入射される。該ＳＬＯ測定光の眼底からの反射光は、該光路Ｌ１０２を逆にたどり、ダイクロイックミラー１５６により反射されて該光路Ｌ１０２から分岐され、ＡＰＤ１５２に至る。ＡＰＤ１５２により反射光が検知され、検知された反射光に基づいて、後述する信号処理部１４４において眼底ＥｒのＳＬＯ画像が生成される。

＜制御部の構成＞
次に、制御部１４３の構成等について説明する。本実施形態に係る制御部１４３は、偏光ＯＣＴ装置１００と通信可能に接続され、偏光ＯＣＴ装置１００の上述した各構成の制御を行っている。なお、制御部１４３は、偏光ＯＣＴ装置１００と一体に設けられても良いし、別々に設けられても良い。ここで、制御部１４３は、信号処理部１４４、駆動制御部１４５、および表示部１４６によって構成される。駆動制御部１４５は、上述したとおりに各フォーカスレンズの駆動やスキャナの駆動等、偏光ＯＣＴ装置１００の各部の動作を制御する。

信号処理部１４４は、ディテクタ１４１およびディテクタ１４２から出力される信号に基づき、画像の生成、生成された画像の解析、解析結果の可視化情報の生成を行う。すなわち、信号処理部１４４は表示制御手段の機能を有し、該信号処理部１４４で生成される画像や解析結果を表示部１４６の表示画面に表示させることができる。なお、ここで述べた表示制御手段としての機能を有する構成は、画像処理等を行う信号処理部１４４とは別々に設けられても良い。表示部１４６は、本実施形態では、例えば液晶等のディスプレイとして構成される。

なお、信号処理部１４４で生成された画像等の可視化された情報は、表示部１４６に有線で送信されても良いし、無線で送信されても良い。また、本実施形態において表示部１４６等は制御部１４３に含まれることとしているが、本発明はこれに限らない。例えば、制御部１４３とは別に表示部１４６設けても良く、例えばユーザが持ち運び可能な装置の一例であるタブレットよりこれを構成してもよい。この場合、表示部にタッチパネル機能を搭載させ、タッチパネル上で画像の表示位置の移動、拡大縮小、表示される画像の変更等を操作可能に構成することが好ましい。

［撮像動作］
次に、上述した構成を用いて駆動制御部１４５により制御される、ＯＣＴ部およびＳＬＯ部での被検眼１１８の眼底像の撮像動作について説明する。

＜ＯＣＴスキャン＞
まず、駆動制御部１４５により制御される偏光ＯＣＴ装置１００が干渉信号を取得する処理について説明する。具体的には、駆動制御部１４５は、ガルバノスキャナ１１４を用いて、ＯＣＴ測定光を被検眼１１８の眼底Ｅｒ上で走査する。信号処理部１４４では、眼底Ｅｒ上のある位置からの干渉信号に対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）等の処理を行い、得られた線状の輝度分布をモニタに示すために濃度情報等に変換し、眼底Ｅｒのある位置での断層像を生成する。この濃度変換等されて得られた眼底における任意の位置の深さ方向における一次元画像をＡスキャン画像と呼ぶ。また、この複数のＡスキャン画像をＸ方向に並べて得られる眼底Ｅｒに垂直な面における２次元の断層像をＢスキャン画像と呼ぶ。例えば眼底Ｅｒ上で、特定の方向に並ぶようにＡスキャン画像の取得を連続して行う場合、その特定の方向へのＯＣＴ測定光の走査をＢスキャンと称する。Ａスキャン画像の取得位置が並ぶ方向を、ＯＣＴ測定光の走査位置と称する。図２は、ＯＣＴ測定光に直交する２次元平面において、Ｂスキャン画像を得る際の眼底Ｅｒ上でのＯＣＴ測定光の走査位置（走査線又はＢスキャンライン）を示している。

（同一箇所のＭ−Ｂスキャン）
駆動制御部１４５は、例えば図２（ａ）に示す走査位置Ｌ２０１に沿ってＢスキャンを実行するように、ガルバノスキャナ１１４を用いてＯＣＴ測定光を走査位置Ｌ２０１上で走査する。ＯＣＴ測定光を走査位置Ｌ２０１上で、経時的に繰り返し走査する走査を、Ｍ（Ｍｕｌｔｉ）−Ｂスキャンと呼ぶ。Ｍ−Ｂスキャンによって、複数のＢスキャンより取得された干渉信号等のＢスキャンデータは、信号処理部１４４に保存される。本実施形態において、Ｍ−Ｂスキャンでは、Ｂスキャンを約８０回繰り返す。

（異なる箇所のＭ−Ｂスキャン）
Ｍ−Ｂスキャンの走査位置は同一箇所ではなく、例えば図２（ｂ）の走査位置Ｌ２０２として示すように、意図的に副走査方向Ｙにおけるシフト量ｄＹで示される範囲に分布させても良い。ここでシフト量ｄＹは走査位置を副走査方向に移動させながら複数回のＢスキャンを行う場合の移動全体の量に対応し、本実施形態においてシフト量ｄＹは約２０μｍに設定する。ここで、副走査方向のシフト量ｄＹは、ＯＣＴ測定光の眼底Ｅｒにおけるスポットサイズを基準として設定する。ＯＣＴ測定画像で発生するスペックルサイズは、ＯＣＴ測定光のスポットサイズ以下と考えられている。そのため、加算平均処理によるスペックル低減のために意図的に副走査方向のシフト量ｄＹを与える際には、スポットサイズ以上に設定することが有効と考えられる。

このような様式のＭ−Ｂスキャンは、上述したテンポラルＤＯＵＰのデータ取得に対して好適である。すなわち副走査方向Ｙにおいて微小なシフト量ｄＹを与えて撮像データを得ることにより、Ｙ方向の３次元ウィンドウを設定することが可能となる。また、通常被検眼は固視微動と称される不随意運動を行っている。このため、図２（ａ）に示した同一走査位置Ｌ２０１でのＯＣＴ測定光の走査を意図した場合であっても、この固視微動の影響で、副走査方向に微少量走査位置をシフトさせて複数のＢスキャンデータを得ることもできる。本実施形態では図２（ａ）に示した走査位置Ｌ２０１でＯＣＴ測定光を走査することとし、固視微動の結果として、その走査位置が約２０μｍの範囲でずれる条件にて複数のＢスキャンデータを得ている。すなわち、眼底Ｅｒ上での同一の走査位置（走査線上）を測定光が繰り返して走査されるように、副走査方向に走査位置をシフトさせずに測定光を走査することにより取得された複数の断層情報を取得する。

（Ｍ−Ｂスキャンによるボリュームスキャン）
さらに、被検眼１１８の眼底Ｅｒにおけるボリュームデータを取得する際には、上述したＭ−Ｂスキャンを眼底Ｅｒ上の副走査方向に異なる位置において繰り返し、ボリュームデータを取得する（図２（ｃ）のＬ２０３）。Ｂスキャンを行う走査線に対して垂直なＹ方向に所定量ずつシフトさせて都度Ｍ−Ｂスキャンを行うことにより、眼底ＥｒにおけるＯＣＴ測定光の走査領域における３次元データ（ボリュームデータ）が得られる。

＜ＳＬＯスキャンとトラッキング＞
駆動制御部１４５は、共振スキャナ１５３およびガルバノスキャナ１５４を用いて、ＳＬＯ測定光を被検眼１１８の眼底Ｅｒ上に２次元走査する。なお、本実施形態では詳細な説明はしないが、眼底Ｅｒの動きを検出して、ガルバノスキャナ１１４のミラーを眼底Ｅｒの動きに追従させて走査させるトラッキング機能が付与されていてもよい。その場合、トラッキング方法については、一般的な技術を用いて行うことが可能であり、リアルタイムで行うこともポストプロセッシングで行うことも可能である。本実施形態では、ＳＬＯ画像を用いたトラッキング方法が好適に用いられる。

具体的には、ＳＬＯ部を用いて光軸に対して垂直な面内での眼底Ｅｒの２次元画像を経時的に取得し、画像中の血管分岐などの特徴箇所を抽出する。取得する２次元画像中の特徴箇所がどのように動いたかを眼底Ｅｒの移動量として算出し、算出した移動量をガルバノスキャナ１１４にフィードバックすることでトラッキングを行うことができる。

［画像処理］
次に、信号処理部１４４において実行される画像処理について説明する。信号処理部１４４は、ディテクタ１４１およびディテクタ１４２から出力された干渉信号に対して一般的な再構成処理を行うことで、各偏光成分に基づいた２つの断層像であるＨ偏光成分に対応する断層像とＶ偏光成分に対応する断層像を生成する。

これら断層像の生成に際しては、まず信号処理部１４４は、干渉信号から固定パターンノイズ除去の処理を行う。固定パターンノイズ除去の処理は、検出した複数のＡスキャン信号を平均することで固定パターンノイズを抽出し、これを入力した干渉信号から減算することで行われる。次に、信号処理部１４４は、有限区間でフーリエ変換した場合にトレードオフの関係となる、深さ分解能とダイナミックレンジを最適化するために、窓関数処理を行う。本実施形態ではコサインテーパーによる窓関数処理を行う。その後、ＦＦＴ処理を行う事によって断層信号を生成する。以上の処理を２つの偏光成分の干渉信号に対して行うことにより、２つの断層像が生成される。なお、窓関数処理の方法はコサインテーパーに限定されず、目的に合わせて任意に選択してよい。他の窓関数処理、例えばガウシアン窓関数、ハニング窓関数など、一般的に知られる窓関数処理が適用可能である。

＜輝度画像（断層輝度画像）の生成＞
信号処理部１４４は、前述した２つの断層信号から輝度画像を生成する。生成される輝度画像は従来のＯＣＴにおいて生成される断層像と区別するために、以降では断層輝度画像と称する。断層輝度画像の画素値ｒは、ディテクタ１４１およびディテクタ１４２から得られるＨ偏光成分の干渉光の振幅Ａ_ＨおよびＶ偏光成分の干渉光の振幅Ａ_Ｖから式１によって計算される。

生成された輝度断層像は、後述する被検眼網膜におけるセグメンテーション、或いはＤＯＰＵ画像との重畳表示等のために用いられる。図３に視神経乳頭部とその近傍より得られた輝度断層像の例を示す。また、例えば図２（ｃ）に示したように、ガルバノスキャナ１１４によって測定光をラスタースキャンしてもよい。これにより、被検眼１１８の眼底Ｅｒの一走査位置での断層像を構成し、さらに眼底上で副走査方向に異なる走査位置から複数の断層像を取得することで、輝度断層像のボリュームデータを生成しておくことができる。

次に本実施形態における偏光解消領域の検出に必要なテンポラルＤＯＰＵ画像の生成に関する詳細な説明を行う。図４は、テンポラルＤＯＰＵ画像を生成する際のデータ処理についての画像処理フローを示しており、以降の説明は当該フローチャートを参照して行う。

＜テンポラルＤＯＰＵ画像（偏光断層像）の生成＞
（参照フレームの選択）
図４に示す処理フローのステップＳ４０１において、検者は取得した複数のＢスキャン画像から、参照フレームを手動で選択する。選択されたフレームは、参照フレームとして信号処理部１４４に記憶される。参照フレームとしては、Ｂスキャン画像内での歪が小さく、適切な撮像範囲（ＸＺ方向）が撮像されたものを選択する。なお、参照フレームの選択は、本実施形態に記載の手動選択に限らず、信号処理部１４４によって自動選択として行われてもよい。この場合、たとえば信号処理部１４４が歪検出のアルゴリズムを用いて、歪の最も小さいフレームを選択ればよい。或いは、パターンマッチングのアルゴリズムを用いて、注目部位が断層像のなかで所望の位置に存在するフレームを選択することとしてもよい。この場合、より具体的には、信号処理部１４４がＢスキャン画像から視神経乳頭を抽出して、この抽出された視神経乳頭が断層像の中心付近に位置するフレームを選択することとなる。参照フレームの選択方法としては、さらに、信号処理部１４４がＢスキャン画像からＲＰＥ層を抽出して、該ＲＰＥ層が断層像の深さ方向に関して中心付近に位置するフレームを選択することとしてもよい。

（使用するフレームの選択）
次にステップＳ４０２において、信号処理部１４４は、取得した複数のＢスキャン画像から、テンポラルＤＯＰＵ計算に用いるＮ枚のフレームを選択する（参照フレームを含む）。具体的には、信号処理部１４４が各Ｂスキャン画像と参照フレームのＢスキャン画像との相互相関を計算して、参照フレームと相関の高い（Ｎ−１）枚のフレームを選択する。信号処理部１４４は、選択された（Ｎ−１）枚のフレームおよび参照フレームのＢスキャンデータを記憶し、残りの参照フレームとの相関の低いフレームのデータを除外する。

なお、相互相関の低いフレームのＢスキャンデータをテンポラルＤＯＰＵ計算に用いると、結果として得られるＤＯＰＵ画像の空間分解能の低下を招く可能性がある。そのため、予め相互相関の下限閾値を設定し、下限閾値以上の相互相関を示すフレーム数が、テンポラルＤＯＰＵ計算に必要な枚数に満たない場合、再度、Ｍ−Ｂスキャンを行う追加処理を行っても良い。

（Ｂスキャン画像間での位置合わせ）また、取得した各Ｂスキャン画像間でのＸＺ方向の位置ズレが大きい場合、相互相関の計算を行う前に、参照フレームに対する他の各フレームに対して、ＸＺ平面内における位置合わせ処理を行っても良い。位置合わせ処理では、まず、信号処理部１４４が各Ｂスキャン画像を±Ｘ、±Ｚ方向に１ピクセルずつシフトさせていき、各シフト位置における各Ｂスキャン画像と参照フレームのＢスキャン画像との相互相関を計算する。次に、信号処理部１４４は相互相関が最も高くなったシフト位置（ｄＸ，ｄＹ）を記憶する。最後に、各Ｂスキャン画像を、相互相関が最も高くなったシフト位置（ｄＸ，ｄＹ）までシフトさせることによって、各Ｂスキャン画像のフレーム各々と参照フレームとの位置合わせを行うことができる。

（テンポラルＤＯＰＵの算出）
次に、ステップＳ４０３において、信号処理部１４４は、Ｎ枚のフレームのＢスキャンデータを用いて、テンポラルＤＯＰＵ画像を生成する。まず信号処理部１４４は、取得した各々の偏光成分の振幅Ａ_Ｈ、Ａ_Ｖとそれらの干渉光の間の位相差ΔΦから、Ｎ枚のフレームの断層像に含まれる画素毎にストークスベクトルＳを計算する（式（２））。

ただし、同式においてΔΦは、ＦＦＴ処理によって生成される２つのＢスキャンデータの位相Φ_ＨとΦ_Ｖを用いて、ΔΦ＝Φ_Ｖ−Φ_Ｈとして計算される。

次に、Ｎ枚のフレームのＢスキャン画像に対して、適切なサイズのウィンドウを設定する。各Ｂスキャン画像において、設定されたウィンドウに含まれる画素毎のストークスパラメータ（ストークスベクトルＳ）の各要素の値（Ｑ、Ｕ、Ｖ）を強度Ｉで正規化した後、これら各々の値を１ウィンドウ内で加算平均する。さらに１Ｂスキャン画像の各ウィンドウ内において正規化・加算平均された値を、選択されたＮ枚のフレームにおいて各々対応するＮ個のウィンドウについて平均して（Ｑ_ｍ、Ｕ_ｍ、Ｖ_ｍ）を得る。言い換えると、Ｑ_ｍ、Ｕ_ｍ、Ｖ_ｍはＮ×Ｗ_ｘ×Ｗ_ｚ個の画素におけるストークスベクトルＳの正規化された要素Ｑ／Ｉ、Ｕ／Ｉ、Ｖ／Ｉを平均した値である。ただし、Ｗ_ｘは設定されたウィンドウの主走査方向のピクセル数、Ｗ_ｚは設定たれたウィンドウの断層像の深さ方向のピクセル数である。

なお、適切なサイズのウィンドウとしてはＸＺ平面では最小分解能となるＮｘ＝１ピクセル、Ｎｚ＝１ピクセルでもよいし、ＸＺ平面内に処理幅を有するＮｘ＝２ピクセル、Ｎｚ＝３ピクセルとしてもよい。しかし従来のＤＯＰＵのウィンドウがＮｘ＝８ピクセル、Ｎｚ＝１０ピクセル程度であるのでそれよりも小さい範囲であることが望ましい。
最後に、当該ウィンドウ内の偏光の均一性ＤＯＰＵ（Ｄｅｇｒｅｅ Ｏｆ Ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ Ｕｎｉｆｏｒｍｉｔｙ）を計算する（式（３））。

この処理をＢスキャン画像内の全てのウィンドウに対して行い、得られた値を濃淡、色等により表示することで、図５に示す視神経乳頭部のテンポラルＤＯＰＵ画像が生成される。

なお、ＤＯＰＵ画像生成に関しては、Ｂスキャン画像内に設定された全てのウィンドウに対して行うと、処理時間が無視できない場合がある。従って断層輝度画像を生成した際の各画素の画素値に所定の閾値を与えて、該閾値を超えない画素データに対してはＤＯＰＵの計算を行わないことで処理時間を短縮してもよい。このような処理を行うことにより、ＤＯＰＵのランダムノイズに対するロバスト性を高めることができる。

ＤＯＰＵ（従来のＤＯＰＵおよびテンポラルＤＯＰＵを含む）値は偏光の均一性を表す数値であり、偏光が保たれている個所においては１に近い数値となり、偏光が解消された保たれない箇所においては１よりも小さい数値となる。上述したように、網膜内の構造においては、ＲＰＥ層が測定光の偏光状態を解消する性質がある。このため、ＤＯＰＵ画像（従来のＤＯＰＵ画像およびテンポラルＤＯＰＵ画像を含む）においてＲＰＥ層に対応する部分は、他の領域に対してその値が小さくなる。

図５は、本実施形態における信号処理部１４４で生成されたＤＯＰＵ画像の一例を示している。図５において、斜線の領域５１０がＲＰＥ層を示しており、クロスハッチングの領域５２０は偏光が保たれている網膜層領域を示している。このように、ＤＯＰＵ画像は、ＲＰＥ層等の偏光を解消する層を画像化しているので、病気などによりＲＰＥ層が変形している場合においても、輝度の変化よりも確実にＲＰＥ層を画像化することができる。なお、ＤＯＰＵ画像も上述した輝度断層像等と同様に、測定光の各走査位置で得られたＢスキャン画像各々に対応して得られる。従って、一走査位置より各々得られるこれらＤＯＰＵ画像を副走査方向に並べ、ＤＯＰＵ画像のボリュームデータを生成することも可能である。

（第１の実施形態に係る処理フロー）
次に、本発明の第１の実施形態に係る画像生成から表示に至る処理フローについて、図６を用いて以下に説明する。本実施形態では、網膜層に存在する血管領域を求め、当該血管領域の存在に基づいてＤＯＰＵ画像中の予め定められた範囲における信頼度を求め、該信頼度をＤＯＰＵ画像に重畳表示している。

実際の処理フローでは、まずステップＳ１００において、制御部１４３は駆動制御部１４５を動作させ、計測対象となる領域、たとえば図２（ａ）に示す走査位置Ｌ２０１において測定光を走査してテンポラルＤＯＰＵ計測を行う。信号処理部１４４は、得られた干渉信号に基づいて、テンポラルＤＯＰＵ画像（以下偏光断層像と記載）を生成、取得する。なお、原理的には、テンポラルＤＯＰＵ計測を行う上で走査位置は図２（ｂ）に示す走査位置Ｌ２０２とすることが好ましい。しかし、本実施形態では、被検眼の固視微動を利用して走査位置Ｌ２０１、つまり略同一箇所を時間的に繰り返し計測することで、実質的に副走査方向Ｙに取得位置をずらした複数のＢスキャン画像を取得することとしている。

次に、ステップＳ１１０において、信号処理部１４４は、ステップＳ１００で生成したテンポラルＤＯＰＵ画像に基づいて偏光解消領域を検出する。具体的には、偏光断層像における各画素について、所定の閾値以下のものを抽出した結果を偏光解消領域として検出する。テンポラルＤＯＰＵ画像は、０から１の間の画素値をとる画像データである。本実施形態では、偏光解消領域として描出する際のＤＯＰＵ値の閾値を０．７５とし、それよりも偏光解消性が高い領域、つまり反射、散乱による戻り光のＤＯＰＵ値が低くなる領域（テンポラルＤＯＰＵ値＜０．７５の領域）を抽出している。結果として、ＲＰＥ層や硬性白斑といった偏光解消性の高い領域が描出される。なお、テンポラルＤＯＰＵ値の閾値を０．７５としたがこれに限定されるものではない。当該閾値は、検者が測定対象、測定の目的等に応じて任意に設定可能である。

次のステップＳ１２０において、信号処理部１４４は血管情報に基づいて偏光解消領域の信頼度を算出する。ステップＳ１２０の信頼度の算出方法、および血管情報の取得方法については後で詳述する。信頼度が算出されると、信号処理部１４４は、ステップＳ１３０において算出された偏光解消領域の信頼度を、偏光断層像と共に表示部１４６に表示させる。ステップＳ１３０の表示部１４６の表示形態についても後で詳述する。

次にステップＳ１２０における偏光解消領域の信頼度の算出方法について説明する。なお、信頼度の算出を行う前に後述する方法により血管情報は予め取得されており、この血管情報が信頼度算出の際に用いられる。図７（ａ）は、偏光断層像における網膜血管を含む層からＲＰＥ層までを示した図である。本実施形態において、偏光解消領域の信頼度はその上層に位置する血管情報に基づいて決定される。第１の実施形態では、血管情報の一つの例として着目領域における血管の占有率を用いた場合について説明する。

図７（ａ）において、例えばＤＯＰＵ値を計算する範囲として、ＲＰＥ層中に所定の着目領域Ｒｉ（Δｘｉ×Δｚｉ）を規定する。また、その際に該着目領域Ｒｉの上層に位置する血管Ａ１の主走査方向の長さ（血管外径）をＬ１とする。また、該着目領域の主走査方向の長さΔｘｉの長さＬ１に対する比率を「当該着目領域における血管の占有率」と定義する。

ここで、本実施形態における着目領域Ｒｉについて図７（ｂ）を用いてさらに説明する。着目領域Ｒｉは、対象とする偏光解消領域およびその上層に位置する血管に基づいて決定される。本実施形態では、着目領域Ｒｉの主走査方向（Ｘ方向）の長さΔｘｉは、検査対象とする網膜において予め抽出され、推定されている血管の主走査長さの最大値（例えば血管径２００μｍ）に基づいて設定されている。なお、この値は、臨床的な統計から得られている患者の年齢、性別、人種等に応じたデータに基づいて決めることとしてもよい。

また、着目領域Ｒｉの深度方向の長さΔｚｉは、対象となる偏光解消領域の厚さ（本実施形態ではＲＰＥ層の厚み相当）として、輝度断層像を用いたセグメンテーションの結果等に基づいて計算された深度方向の値（例えば３０μｍ）が設定されている。なお、Δｚｉの値として、ＲＰＥ層の厚み相当として設定することが好ましいが、求められたＲＰＥ層の値をそのまま用いなくともよい。具体的には、偏光解消領域（ＲＰＥ層）のセグメンテーション結果の上層ラインＬｕおよび下層ラインＬｄに対し、着目領域Ｒｉの上辺および下辺がこれらラインを超えない範囲で上述したΔｘｉとΔｚｉを設定してもよい。或いは、これらラインＬｕおよびＬｄを参照して、着目領域Ｒｉの配置を決定してもよい。

なお、本実施形態では、予め求めた血管情報に基づいて、着目領域Ｒｉの大きさを決定することとし、決定された着目領域の大きさに基づいて以降の信頼度を求める等の処理を行っている。しかし、対象とする偏光解消領域の深度方向の厚さが薄い場合や血管径が細い場合には、着目領域の大きさを適宜変えてもよい。なお、着目領域ＲｉのＸ方向の分解能については、画素ごとに計算してもよいし、Δｘｉごとに離散的に計算してもよい。また、以上に述べた着目領域Ｒｉの決定は、例えばＯＣＴ断層像、上述した輝度断層像、後述する血管情報等に基づいて信号処理部１４４が自動的に決定することとしている。しかし、例えば表示部１４６に表示されている画像やデータ等に基づいて、険者が手動で決定することとしてもよく、血管径のみを手動で入力して後は自動で設定する等、部分的に手動にて操作することとしてもよい。

次に、図８を用いてＤＯＰＵの計算結果が血管領域の下で周辺よりも低い値をとる傾向があることに関して、定性的な説明を行う。なお、ＤＯＰＵ値が低い値となる原因は、個々で詳述するように、血管の血流の影響によって測定光の光路が変調されるためと考えられる。図８は、図７（ａ）と同様の様式にてＲＰＥ層と血管Ａ１とを含む断層像を模式的に示している。

図８に示すように、たとえば血管などで光路が変調されていない場合の測定光をＷ０とすると、上層に血管Ａ１がある場合、測定光は血流や血管壁の影響を受けてＷ１のように変調される。原因の一例として、血流によって測定光の屈折状態が変化して、当該変化に伴って測定光が変調されることがあげられる。この場合測定光Ｗ０のときの偏光解消領域における多重散乱領域（図中Ｂ）単体での多重散乱特性と、測定光Ｗ１のときの合算された組織（領域Ｂと血管Ａ１）における多重散乱特性とが異なってしまう。その結果、最終的に射出光の偏光状態が変化すると考えられる。また、当該理由の場合、血管が太くなるほど変調される度合いが大きくなると考えられる。このように、測定光の通過領域に血管が存在すると、時間的に変化する該血管内の血流の影響により、テンポラルＤＯＰＵ計測時において時間的に測定光が変調される。このために、偏光状態を平均すると、見かけ上当該着目領域より得られるＤＯＰＵ値は低くなると考えられる。

なお、上述したように、着目領域Ｒｉの主走査方向長さΔｘｉは、計測する領域に存在する血管の最大径に基づいて決定される。そのため、領域によっては着目領域Ｒｉの上層に複数の血管が存在している場合も想定される。本実施形態では、図９に示すように、着目領域Ｒｉの上層にこのような複数の血管（血管Ａ１およびＡ２）が存在する場合は、その総和の比率を血管の占有率とする。すなわち、血管Ａ１の走査方向の長さ（血管径）Ｌ１と血管Ａ２の走査方向の長さ（血管径）Ｌ２の和のΔｘｉに対する割合を当該着目領域での血管の占有率とする。

図１０は、本実施形態のテンポラルＤＯＰＵ計測によって図２（ａ）のＬ２０１で示される走査位置で測定光を複数回走査することを意図して得られた断層面における偏光解消度（ＤＯＰＵ値）を計算した結果の一例を示した図である。すなわち、図１０は、眼底Ｅｒにおける走査位置Ｌ２０１とその近傍より得た干渉信号から生成したテンポラルＤＯＰＵ画像を示している。同図１０では、対象とする偏光解消性の高い領域が図中の領域Ｆとして示されている。

ここで、着目領域Ｒｉには、ＸＺ平面に各々設けた複数のウィンドウを含むため、これら各ウィンドウより得たＤＯＰＵ値が含まれていると考えられる。従って、着目領域Ｒｉ内のウィンドウにて取得されているＤＯＰＵ値の平均値を計算する。次に、対象とする偏光解消領域の着目領域における上述した血管の占有率を横軸とし、当該着目領域において求めた平均ＤＯＰＵの値を縦軸とすると、図１１のような関係が得られる。図１１に示すように、血管の占有率が大きくなるほど、平均のＤＯＰＵ値は小さくなる傾向が得られる。本実施形態では、図１１に示す関係を用いて、着目領域の血管の占有率を血管情報のパラメータとして、それに基づいてＤＯＰＵ値の信頼度を算出する。

具体的には、血管の占有率が０のときのＤＯＰＵ値（Ｄ０）を基準として、周辺のＤＯＰＵ値（Ｄ１）を基準値とし、該基準値と得られたＤＯＰＵ値との比率を０％〜１００％として設定する。当該比率を信頼度とする。なお、血管の占有率がゼロとは、着目領域Ｒｉは血管などのアーティファクトが存在しない場所であり、そのときのＤＯＰＵ値は周辺のＤＯＰＵ値（Ｄ１）に一致する。従って、血管の占有率が１の時、周辺のＤＯＰＵ値に対する得られているＤＯＰＵ値の信頼度は最大（１００％）となる。すなわち、着目領域Ｒｉで血管に占める割合を変化させていく場合に偏光解消領域から得られる対応するＤＯＰＵ値（偏光解消度）を、前記占有率がゼロの場合のＤＯＰＵ値を基準として比率化することにより、信頼度を算出する。なお、図１１に曲線で示される関係は実際に算出されたデータとは正確には一致していないが、このデータのばらつきは個体差の範囲内にあると考えられる。すなわち、このようなばらつきを想定し、予め複数の被検眼で図１１に示す関係を得るためのデータを取得しておき、血管占有率と信頼度との関係を統計的に求めておくことが望ましい。また、その結果は、血管情報のパラメータに対するＤＯＰＵの信頼度として信号処理部１４４にテーブルとして記憶しておくことが望ましい。図１１の関係を用いて、血管の占有率Ｓｉに応じたＤＯＰＵ値の信頼度Ｔｉを適宜算出する。この算出結果は、後述する様式により、制御部１４３が表示部１４６の表示画面に表示させる。

（血管領域の検出方法）
なお、上述した処理フローでは、ステップＳ１２０における偏光解消領域の信頼度を血管情報に基づいて算出している。この、血管情報の取得方法については、いくつかの方法が考えられる。ここでは、本実施形態に適用可能な血管情報の取得方法に関して詳述する。

まず、当該テンポラルＤＯＰＵ計測のために取得された複数のＢスキャン画像を平均して得た断層像を用いて血管を抽出する方法がある。なお、一枚のＢスキャン画像でもノイズ成分が抑えられていれば適用することもできる。ＯＣＴ画像において、断層像の取得領域に血管が存在した場合、光の吸収物質である血管よりも深度方向の深い位置では信号が減衰するため、偽像（シャドー）が発生することがある。この現象を考慮することにより、血管領域の検出ができる。

具体的には、まず、Ａスキャンの深度方向に見て、輝度値が低い画素から高い画素へのコントラストを強調するＳｏｂｅｌフィルタによる処理を平均化した断層像に対して行う。当該処理を施した変換後の画像を、Ｓｏｂｅｌ画像とする。得られたＳｏｂｅｌ画像における例えば輝度プロファイルを深度方向に見て、閾値以上の極大点を数える。通常は網膜中の各層間で輝度等の極大が生じることから、複数の極大点が見つけられる。この極大点が１つ以下の場合は、血管の存在によって該血管よりも深い位置の各層が隠されたシャドーが生じていると考えられ、そのＡスキャン位置には血管が存在すると判定できる。この処理をＢスキャン画像（全Ａスキャン）でおこない血管構造を抽出する。

別の血管領域検出方法としては、テンポラルＤＯＰＵ計測で得られた複数のＢスキャン画像を利用して、ＯＣＴアンギオグラフィー（ＯＣＴＡ）の技術を用いる方法が考えられる。検出したい血管領域は、略同一位置を測定光で複数回走査することで得られた複数の断層像間におけるデータの変化に基づいて算出される。例えば、位置合わせされた、時間間隔を空けて取得された複数の断層像の信号強度（輝度）の分散を算出する。より具体的には、異なる時間にて取得され、位置合わせされた複数の断層像の対応する各位置における信号強度の分散を算出する。

所定時刻の血管に相当する像の信号強度と、所定時刻とは異なる時刻の当該血管に相当する像の信号強度とは、血流により変化する。このため、血管に相当する部分の分散値は、血流等の流れがない部分の分散値に比べて大きな値となる。従って、この分散値に基づいて画像を生成することで、血管に相当する領域を表現することが可能である。なお、このような画像を生成するための特徴量は分散値に限定されるものではなく、標準偏差、差分、非相関値および相関値の何れであってもよい。ＯＣＴＡは、上述した断層像における血管領域と周辺領域とのコントラストが低く、シャドーを用いた血管領域の検出方法では精度が悪いときに効果がある。

さらに、血管の抽出方法の別の例として、ＥｎＦａｃｅ画像を用いた方法も考えられる。ＥｎＦａｃｅ画像とは、複数のＢスキャン画像より得られた３次元のボリュームデータについて、これらの深度方向の所定範囲のデータを深度方向（Ｚ方向）に積算した投影画像をいう。このような投影画像上において、血管はシャドーの影響により周辺より輝度値の低い線状構造として現れる。そこで、線状構造を強調するフィルタを用いてＥｎＦａｃｅ画像中の血管構造を抽出する。得られた血管構造を元のＢスキャン画像に展開することにより、Ｂスキャン画像中での血管を抽出することができる。

以上、本実施形態において適用可能な３種類の血管領域（血管情報）の検出方法について説明した。これら方法は、テンポラルＤＯＰＵ計測のために取得されるＢスキャン画像を用いるため、他の構成の付加や計測そのものに要する時間の延長を伴わないことから本実施形態において好適に用いられる。しかし、血管情報を取得する方法はこれらに限定されず、他の方法を適用することも可能である。以上に述べたように、本実施形態において、血管情報は、偏光断層像の着目領域の所定の方向の長さ（主走査方向）に対して、偏光断層像の深さ方向において着目領域Ｒｉの上層に位置する血管が所定の方向において占める割合に基づく情報となる。また、着目領域Ｒｉの所定方向の長さΔｘｉは、被検眼１１８における偏光断層像の取得領域に含まれて、所定方向において最も大きな占有範囲を有する血管に基づいて決定される。

（断層像と指標の表示方法）
次に、ステップＳ１３０において、表示部１４６により表示されるテンポラルＤＯＰＵ画像に信頼性を重畳した表示形態について説明する。図１２は、表示部１４６による表示例であって、眼底Ｅｒの断層輝度画像にテンポラルＤＯＰＵ計測により生成した偏光解消領域を重ね、さらに信頼度を重畳した例を模式的に示した図である。

図１２（ａ）は、偏光解消領域の信頼度の表示のＸ方向の分解能が、着目領域ＲｉのＸ方向の長さΔｘｉと一致している例であり、Δｘｉごとに信頼度を計算してその結果を数値として表示する例を示している。偏光解消領域に対してはΔｘｉごとに境界線が引かれ、当該境界線の間において求められた信頼度が数値として表示されている。

しかし、信頼度等の重畳表示の形態としては、図１２（ａ）に示す様式に限らない。例えば、図１２（ｂ）に示すように特定の信頼度の範囲（たとえば２５％以下の低い領域）を、周囲の偏光解消領域とは色分けし、該範囲の信頼度がわかるように表示してもよい。また、図１２（ｃ）に示すように、信頼度の数値に応じてラベル分けを行い、境界線によって分割されている偏光解消領域の各領域とこれらラベルとの対応が一見してわかる表示形態としてもよい。すなわち、表示部１４６は、信頼度を示す指標の値に応じて偏光解消領域に付記する数値又はラベル、および該指標の値に応じた色又は濃淡の偏光解消領域への重畳、の少なくとも何れかを実行する。なお、指標の値の表示様式はここで述べた様式が好適であり、ラベルはその態様として例えば文字列、記号、ハッチング等を含む。しかし、偏光解消領域においた境界線にて区別される各領域の信頼度が容易に把握できる表示形態が、信号処理部１４４によって表示部１４６で表示されればこれら様式に限定はされない。

図１２では、表示部１４６が本発明の信頼度を離散的に表示する例について説明した。しかし、本実施形態における信頼度の算出および表示形態は図１２に示す例に限られない。例えば、偏光解消領域の信頼度は、Ｘ方向の画素ごと（１ピクセルごと）に計算することもできる。なお、このようにＸ方向の分解能が最小（１ピクセル）の場合には、図１２に示す例のように、数値やラベルを画面表示すると画面表示が煩雑になり、かえって険者も信頼度の把握が難しくなる。そこで、この様な場合、図１３（ａ）に示すように、数値に応じて色、或いは濃淡を変化させて表示する等し、偏光解消領域（セグメンテーション結果）にこの色分け或いは濃淡を重畳表示することとしてもよい。

また、表示部１４６は、偏光解消領域のすべての信頼度を色分け表示するのでなく、特定の信頼度だけを抜き出して表示してもよい。たとえば、図１３（ｂ）に示す領域Ｅ１或いはＥ２に示すような、特に信頼度の低い領域（０％〜２５％まで）を抜き出して表示をしてもよい。なお、図１３（ａ）或いは１３（ｂ）の表示において、信頼度の算出に用いた着目領域ＲｉのＸ方向の長さΔｘｉも、図１３（ａ）に示すように信頼度の表示と併せて表示されることが好ましい。このようなデータも併せて表示することにより、険者はテンポラルＤＯＰＵ画像に対してより多くの読影のための情報を得ることができる。

なお、上述した実施形態では、被検眼１１８の略同一箇所を時間的に変化させて取得した複数の断層情報を用いる高空間分解能なテンポラルＤＯＰＵの適用例について説明した。具体的には、同一位置でのＢスキャンを意図していながら、固視微動等により走査位置が時間的に変化する状態で取得した断層情報、すなわち被検体における同一の走査位置を意図して時間的に変化させて複数の断層情報を取得する場合について説明した。しかし、本実施形態これに限らず従来のＤＯＰＵに対しても適用が可能である。すなわち、通常のボリュームスキャンで取得されるＢスキャン断層像（ＸＺ断層像）1枚の中で設定した空間的な処理ウインドウ（Ｎｘ×Ｎｚ）から計算されたＤＯＰＵ値に対しても、同様の信頼度を計算してＤＯＰＵ画像に重ねて表示してもよい。

このような従来のＤＯＰＵ計測では、例えば、各Ｂスキャン画像において概ね計測光の主走査方向にＮｘ=７０μｍ、深度方向にＮｚ=１８μｍ程度の大きさのウィンドウを設定する。次に、各ウィンドウ内において式２で画素毎に計算されたストークスベクトルの各要素を平均し、当該ウィンドウ内のＤＯＰＵ値を式３により計算する。次に、主走査方向Ｎｘ=７０μｍを着目領域Ｒｉにおける主走査方向長さΔｘｉとして、その着目領域における血管の占有率をそれぞれ求める。その後、上述した実施形態と同様の方法により偏光解消領域の信頼度を算出し、ＤＯＰＵ画像を重ねた輝度断層像に該信頼度をさらに重畳して表示部１４６に表示させることとなる。

以上述べたように、本実施形態に係る画像処理装置は、取得手段、検出手段、算出手段、および表示制御手段を有する。取得手段は、被検眼１１８の偏光断層像を取得する構成であり、本実施形態では偏光ＯＣＴ装置１００および信号処理部１４４を含む。しかし、被検眼１１８から偏光断層像を取得する場合のみでなく、例えば不図示の記憶手段に記憶された過去のデータに基づいて偏光断層像を取得する構成であってもよい。検出手段は信号処理部１４４の一モジュールにより構成され、テンポラルＤＯＰＵ画像等の偏光断層像から偏光解消領域（ＲＰＥ層等）を検出する。算出手段は信号処理部１４４の一モジュールおよび該信号処理部１４４に付随する記憶手段より構成され、例えば図１１に示した関係を示すテーブル等を用い、被検眼１１８の血管情報に基づいて偏光解消領域の信頼度を示す図１２に示した指標を算出する。撮像装置である偏光ＯＣＴ装置１００は、測定光を照射した被検眼１１８からの戻り光と測定光に対応する参照光とを合波して得た合波光を分割して得た互いに異なる偏光の光を検出する偏光検出手段としてディテクタ１４１およびディテクタ１４２を有する。該偏光ＯＣＴ装置１００は、信号処理部１４４或いはこれを含む制御部１４３と通信可能に接続される。偏光断層情報は、これら偏光検出手段により検出された互いに異なる偏光の光に基づいて取得される。

また、上述した実施形態では、偏光ＯＣＴ装置等から取得した断層像に基づいて偏光解消領域の検出を行うこととしている。しかし、画像としてデータを取得するのみならず、断層情報として画像として生成する前のデータを用いて上述した種々の処理を実行することとしてもよい。なお、本明細書において断層像とは、Ｂスキャンによって取得した２次元の断層像をいう。また、偏光断層情報とは、各画素の画素値として偏光パラメータを用いた偏光断層像を形成する偏光パラメータの情報のことをいい、該偏光断層像は偏光断層情報に含まれる。また、輝度断層情報とは、各画素の画素値として輝度を用いた輝度断層像を形成する輝度の情報のことをいい、該輝度断層像は輝度断層情報に含まれる。

また、信号処理部１４４は、本実施形態における表示制御手段として、上述したように信頼度を示す指標を偏光解消領域と対応させ、この対応関係を付記した状態で被検眼１１８の断層像を表示手段である表示部１４６に表示させる。その際、険者が診断精度の高い読影を行うために、断層像には画像化された偏光解消領域が含まれるように重畳されていることが好ましく、さらに上述した実施形態のごとく信頼度を示す指標も該断層像に重畳表示されることが好ましい。しかし、該指標と偏光解消領域との対応関係は、断層像と共に険者が把握可能であれば、上述した表示様式によらず、表示部１４６に表示される他の表示様式であってもよい。

〔第２の実施形態〕
次に、血管情報に基づく信頼度の算出方法に関して、断層像を用いる第２の実施形態について説明する。本実施形態では、特定層の輝度と当該特定層における血管領域に対応する部分の輝度とのコントラストに基づいて、信頼度を求める。より詳細には、本実施形態では、網膜血管の下にある断層像には上述したシャドーとよばれる血管に起因する輝度の低い領域が存在することから、その輝度の低い領域の輝度情報を利用する。

図１４（ａ）には、あらかじめ、網膜の断層像に対してＲＰＥ層等の偏光解消領域として抽出する特定層を検出しておき、当該特定層における輝度値を深度方向に積算した結果の一例を示す。図１４（ａ）には、大小二つの血管Ａ１および血管Ａ２に対応する領域を各々Ａ１およびＡ２として図示している。なお、同図において、血管Ａ１は着目領域Ｒ１に含まれ、血管Ａ２は着目領域Ｒ２に含まれる。また、主走査方向における着目領域Ｒｉの長さは、第１の実施形態と同様の方法により定められたΔｘｉとする。図１４（ｂ）は、図１４（ａ）に示す特定層の領域についての主走査方向における輝度の分布と、着目領域Ｒｉにおける平均輝度を示している。図１４（ｂ）において、血管Ａ１が含まれる着目領域Ｒ１の平均輝度Ｉａｖｅ（Ｒ１）よりも、血管Ａ２が含まれる着目領域Ｒ２の平均輝度Ｉａｖｅ（Ｒ２）のほうが低くなっている。同図１４（ｂ）によれば、血管Ａ１と血管Ａ２とでは輝度の最小値は同程度であるが、血管の主走査方向の幅が異なるために、ＤＯＰＵ値に与える影響が異なると考えられる。

なお、第２の実施形態では、特定層の代表輝度（平均輝度）をＩ０として、ぞれぞれの着目領域における平均輝度をＩａｖｅとおいて、式４に示すようなコントラスト値を定義する。

ここで、着目領域におけるコントラスト値とＤＯＰＵ値の関係は、図１５に示すような関係がある。すなわち、コントラスト値が大きいほど、求められたＤＯＰＵ値と周辺のＤＯＰＵ値との差異が大きくなり、求められたＤＯＵＰ値の信頼度が低下していることがわかる。

本実施形態では、血管の影響により着目領域のコントラストが０のときのＤＯＰＵ値（Ｄ０）を基準として周辺のＤＯＰＵ値（Ｄ１）を基準値とし、該基準値と得られたＤＯＰＵ値をとの比率を０％〜１００％と設定する。本実施形態では当該比率を信頼度とする。コントラストがゼロに近いとは、血管などのアーティファクトが存在せず、着目領域の平均輝度Ｉａｖｅが特定層の代表輝度Ｉ０に近いことを意味する。なお、第１の実施形態で用いた図１１に示したデータと同様、図１５に示したコントラストと信頼度との関係には、個体の差に起因するばらつきが含まれていると考えられる。従って、このようなばらつきを想定し、予め複数の被検眼で図１５に示す関係を得るためのデータを取得しておき、コントラスト値と信頼度との関係を統計的に求めておくことが望ましい。本実施形態では、図１５に示す関係を用いて、着目領域のコントラストＣｉを血管情報のパラメータとして、それに基づいてＤＯＰＵ値の信頼度を算出する。

第２の実施形態と上述した第１の実施形態との違いは、着目領域における幾何学的な血管の占有率に対して、同じ占有率でも血管と血管でない領域とのコントラストを用いることにある。例えば上述したＯＣＴＡにより血管情報を取得する場合、実際には血管の外径ではなく血流の存在から推定する血管の内径が把握される。すなわち、幾何学的に血管の占有状態を把握しようとする場合、血管の外径をどの程度正確に把握できているかということに留意する必要が生じる。これに対し、このようなコントラストは、実際に戻り光に反映される情報をそのまま輝度情報として把握して得ているだけであって、元となるデータはＤＯＰＵ値の場合と同じである。すなわち、該コントラストのほうが、幾何学的な血管の占有率よりもより当該血管の影響を直接的に反映しやすいと考えられる。

従って、本実施形態では、断層像における強度のコントラストの影響を考慮することによって、偏光解消特性の信頼性がより正確に把握できるという効果が期待できる。また、本実施形態の場合、図１５の関係を求めておけば、特定層の輝度値が得られれば信頼度を求められる。よって、血管のセグメンテーションをする必要がなく、特定層の検出によって信頼度を計算することができるという効果も得られる。なお、本実施形態では図１５に例示したコントラスト値とＤＯＰＵ値の関係から信頼度を計算したが、本実施形態で信頼度の算出に用いる際に当該関係を作成せずに、コントラスト値をそのまま信頼度として用いてもよい。すなわち、本実施形態における血管情報は、被検眼１１８の断層像のコントラストに基づく情報となる。より詳細には、該血管情報は、断層像に複数設けられる着目領域の各々におけるコントラストの平均値に基づいて決定される情報となる。

〔第３の実施形態〕
次に、第３の実施形態について説明する。該第３の実施形態では、被検眼の病変部を特定し、特定された病変部に対して信頼度を重ねて表示部１４６に表示させる。なお、偏光解消領域の例であるＲＰＥ層に関しての病変としては、加齢黄斑変性（ＡＭＤ）が例示される。ここで、該ＡＭＤの前駆病変であるドルーゼンは、その大きさが５００μｍ〜１ｍｍ程度といわれている。上述した実施形態において、着目領域Ｒｉの主走査方向長さΔｘｉの分解能は、２００μｍであって、ＡＭＤ等の病変部の大きさよりも小さい。本実施形態では、このことを利用して、病変部であるドルーゼンと推定できる部分を特定してこれを表示部１４６に表示し、その際に信頼度も併せて表示する。

ここで、被検眼のドルーゼン病変部の特定方法について以下に述べる。図１６はドルーゼン病変部の特定方法を説明する図であり、図１６（ａ）はドルーゼン病変部の断面構造を模式的に示した図である。該ドルーゼン病変部は、周辺よりも偏光解消領域の形状が網膜表面に向かって凸となるドーム型をしている場合がある。その場合、ドーム型のテンプレートとのテンプレートマッチングを行うことで、図１３（ｂ）に示すようなマッチング度が算出できる。この算出されたマッチング度と所定の閾値とを比較し、該所定の閾値を超える部分である領域Ｋ１および領域Ｋ２をドルーゼン病変部であると特定する。

また、ドルーゼン病変部は、ＲＰＥ層と同様の偏光解消特性を有する場合が多い。この偏光解消特性によっては、偏光解消領域の深度方向の情報を利用して該ドルーゼン病変部を特定してすることもできる。より詳細には、ドルーゼン病変部の石灰化が進行すると、偏光解消領域（例：ＰＲＥ層）の検出結果が図１７（ａ）のように深度方向（Ｚ方向）に厚さを持つ。このことを利用して、たとえば、図１７（ｂ）のように偏光解消領域（ＲＰＥ層）の下層のライン（Ｌｄ）と上層のライン（Ｌｕ）との差分を計算してドルーゼン病変部を求めてもよい。すなわち、偏光解消領域の厚さが所定の閾値を超える部分である領域Ｋ３および領域Ｋ４を、ドルーゼン病変部が存在する部位であると特定する。

次に、第３の実施形態の処理フローについて図１８を用いて説明する。また、図１９は、第３の実施形態において表示部１４６に表示される表示形態の一例を示している。なお、本実施形態における処理フローは、図６に示した第１の実施形態の処理フローに対して、偏光断層像を取得するステップＳ１００の操作が、ステップＳ３０１〜Ｓ３０３に示すように段階的に実行される点で異なる。

実際の処理では、まずステップＳ３０１において、制御部１４３は偏光ＯＣＴ装置１００により通常のボリュームスキャンを行う。通常のボリュームスキャンとは、図２（ｃ）に示す複数の走査位置にてＢスキャンを行う方式において、Ｍ−Ｂスキャンではなく各走査位置でのＢスキャンを一回とする走査様式をいう。すなわち、眼底Ｅｒ上の副走査方向の異なる位置からボリュームデータを取得するようにＢスキャンを実行することを、ここではボリュームスキャンと称する。

ステップＳ３０１ではさらに、該ボリュームスキャンにより得られた複数のＢスキャン画像の３次元のボリュームデータよりＥｎＦａｃｅ画像を生成する。上述したように、ＥｎＦａｃｅ画像とは、特定の深度範囲のボリュームデータをそれぞれ深度方向に積算したものを副走査方向に並べて得られる正面画像をいう。図１９（ａ）は、生成された正面画像の一例を示す。

次に、信号処理部１４４は、取得したＢスキャン画像のデータより、従来のＤＯＰＵ値の計算で用いる空間的な処理ウィンドウを用いてＤＯＰＵ値を計算し、偏光解消領域（ＲＰＥ層）の検出を行う。偏光解消領域の検出には、図１７で説明した手法を用いる。すなわち、一枚のＢスキャン画像から偏光解消領域の厚さ情報を取得し、個々のＢスキャン画像から得た厚さ情報を副走査方向に並べて偏光解消領域の厚さマップを生成する。次に生成された厚さマップから、所定の閾値を超える厚さを有する部分をドルーゼン病変部として抽出する。表示部１４６は、図１９（ａ）に示すように通常のボリュームスキャンにおける正面画像と、抽出されたドルーゼン病変部を重ねて表示している。

次のステップＳ３０２において、信号処理部１４４はテンポラルＤＯＰＵ画像を用いて詳細に（高分解能に）計測したい領域を設定する。具体的には、図１９（ａ）の正面画像に示すように、抽出されたドルーゼン病変部の内の大きな病変部を複数横切るラインＡ−Ａ’を詳細に計測する領域とする。当該設定は、表示画面を参照して手動で行うことが可能であるが、例えばライン内に含まれるドルーゼン病変部を横切る部分の長さが最大になる等の条件を設け、自動で設定することとしてもよい。次のステップＳ３０３において、信号処理部１４４は詳細な計測領域Ａ−Ａ’において、テンポラルＤＯＰＵ計測を行い、偏光断層像を取得する。

その後Ｓ３１０の偏光解消領域の検出からＳ３３０の画面表示まで、第１の実施形態のＳ１１０〜Ｓ１３０と同様の処理を行えばよい。本実施形態によれば、計測領域を決定する際に用いるＥｎＦａｃｅ画像の生成およびドルーゼン病変部の抽出を、通常のボリュームスキャンで得た干渉信号に基づいて行っている。このため、ドルーゼン病変部の抽出の操作に時間を要したとしても、ステップＳ３０１の操作自体に要する時間をＭ−Ｂスキャンを行った場合に対して短縮する効果が得られる。

図１９（ｂ）は、ラインＡ−Ａ’におけるＢスキャンより得られた通常の断層像に対し、テンポラルＤＯＰＵ画像から検出した偏光解消領域を重ねて表示した図である。図１９（ｂ）において、表示部１４６は、ドルーゼン病変部の領域での信頼度を計算して領域ごとにラベル表示をしている。具体的には、ラインＡ−Ａ’において、高分解能なテンポラルＤＯＰＵを実施し、図１７のようにドルーゼン病変部を検出した領域Ｋ３および領域Ｋ４の範囲内で着目領域Ｒｉを設定する。そして、該着目領域から得た信頼度の平均値を当該病変部位における信頼度として表示する。

なお、本実施形態は、図１９（ｂ）に示す表示形態に限定されない。具体的には、抽出された病変候補の領域ごとに数値表示するのではなく、図２０（ａ）に示すように信頼度に応じて各病変候補に対して各々ラベル表示をしてもよい。また、図２０（ｂ）に示すように、信頼度に応じて、各病変候補を各々異なる色に色分けする或いは濃淡を変える等して表示部１４６ｂに表示させてもよい。また、偏光解消領域の眼底Ｅｒ上での取得部はラインＡ−Ａ’にて表示することとしているが、該取得部を矢印や例えば枠で囲まれた領域で示す等、表示様式は当該様式以外であってもよい。

上述したように、本実施形態は、第１および第２の実施形態に対して被検眼１１８の病変部を特定、抽出し、検出する病変部検出手段を有すること、および表示部１４６に対して病変部をマップ表示等した正面画像を表示することにおいて異なる。該検出手段は、信号処理部１４４における一モジュールにより構成される。また、上述したように、第１および第２の実施形態で述べた表示制御手段は、画像化された検出された病変部を含む断層像において、該病変部に信頼性を示す指標を重畳させて表示部１４６に表示させる。また、該表示制御手段は、断層像と共にＥｎＦａｃｅ画像等の眼底Ｅｒの正面画像を表示部１４６に表示させると共に、該表示部１４６に、該正面画像に画像化された偏光解消領域を含む断層像の取得位置を示すライン等を表示させる。

〔その他の実施形態〕
なお、本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲内において、種々の変形、変更を行って実施することができる。例えば、本実施形態は、被検体が眼、特に眼底の場合について述べているが、眼以外の皮膚や臓器等の被検体に本発明を適用することも可能である。この場合、本発明は眼科装置以外の、例えば内視鏡等の医療機器としての態様を有する。従って、本発明は眼科装置に例示される撮像装置として把握され、被検眼は被検体の一態様として把握されることが望ましい。

以上、本発明の実施形態を詳述したが、本発明は例えば、システム、装置、方法、プログラム若しくは記録媒体（記憶媒体）等としての実施態様をとることが可能である。具体的には、複数の機器（例えば、ホストコンピュータ、インタフェース機器、撮像装置、ｗｅｂアプリケーション等）から構成されるシステムに適用しても良いし、また、一つの機器からなる装置に適用しても良い。

また、開示の技術の目的は、上述した実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラムコードを記録した記録媒体を、システムあるいは装置に供給することによっても実現できる。ここで、実施形態の機能は、例えば、上述した各部の処理を各工程に対応させたフローチャートにより示される処理に当たる。またプログラムコードはコンピュータプログラムとして、記録媒体は記憶媒体としても把握できる。なお、当該記憶媒体は、コンピュータにて読み取り可能な記憶媒体であることが好ましい。そして、この場合、そのシステムあるいは装置のコンピュータ（又はＣＰＵやＭＰＵ）が記録媒体に格納されたプログラムコードを読み出して実行することにより上述した実施形態の機能が実現される。この場合、記録媒体から読み出されたプログラムコード自体が前述した実施形態の機能を実現することになり、そのプログラムコードを記録した記録媒体は本発明を構成することになる。また、本発明は、実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。

被検眼：１１８
ディテクタ：１４１、１４２
制御部：１４３
画像生成部：１４４
駆動制御部：１４５
表示部：１４６
偏光ＯＣＴ装置１００

Claims (18)

1. 被検体の偏光解消領域を検出する検出手段と、
   前記被検体の血管情報に基づいて前記偏光解消領域の信頼度を算出する算出手段と、
   前記被検体の断層像と共に、前記信頼度を前記偏光解消領域に対応させて表示手段に表示させる表示制御手段と、
   を有することを特徴とする画像処理装置。
2. 前記断層像は、画像化された前記検出された偏光解消領域を含み、
   前記表示制御手段は、前記信頼度を前記断層像に重畳させて前記表示手段に表示させることを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
3. 測定光を照射した前記被検体からの戻り光と前記測定光に対応する参照光とを合波して得た合波光を分割して得た互いに異なる偏光の光を検出する偏光検出手段を有する撮像装置と通信可能に接続され、
   前記検出手段は、前記検出された互いに異なる偏光の光に基づいて取得された偏光断層情報から前記偏光解消領域を検出することを特徴とする請求項１又は２に記載の画像処理装置。
4. 前記検出手段は、前記被検体における同一の走査位置を前記測定光が繰り返して走査されることにより取得された複数の断層情報に基づく前記偏光断層情報から前記偏光解消領域を検出することを特徴とする請求項３に記載の画像処理装置。
5. 前記血管情報は、前記偏光解消領域に定められる着目領域の所定の方向の長さに対して、前記偏光解消領域の深さ方向において前記着目領域の上層に位置する血管が前記所定の方向において占める割合に基づく情報であることを特徴とする請求項１乃至４の何れか一項に記載の画像処理装置。
6. 前記着目領域の前記所定の方向の長さは、前記被検体における前記偏光解消領域の取得領域に含まれて、前記所定の方向において最も大きな占有範囲を有する血管に基づいて決定されることを特徴とする請求項５に記載の画像処理装置。
7. 前記算出手段は、前記着目領域から得られる偏光解消度に基づいて前記信頼度を算出することを特徴とする請求項５又は６に記載の画像処理装置。
8. 前記算出手段は、前記血管が前記所定の方向において前記着目領域に占める割合を変化させていく場合に前記偏光解消領域から得られる対応する前記偏光解消度を、前記占める割合がゼロの場合の前記偏光解消度を基準として比率化することにより、前記信頼度を算出することを特徴とする請求項７に記載の画像処理装置。
9. 前記血管情報は、前記被検体の前記断層像のコントラストに基づく情報であることを特徴とする請求項１乃至４の何れか一項に記載の画像処理装置。
10. 前記血管情報は、前記断層像に複数設けられる着目領域の各々におけるコントラストの平均値に基づく情報であることを特徴とする請求項９に記載の画像処理装置。
11. 前記算出手段は、前記偏光解消領域における前記着目領域に対応する前記断層像の領域の前記コントラストの平均値と、前記断層像における特定の領域のコントラストとに基づいて前記信頼度を算出することを特徴とする請求項１０に記載の画像処理装置。
12. 前記被検体の病変部を検出する病変部検出手段をさらに備え、
    前記表示制御手段は、画像化された前記検出された病変部を含む断層像において、前記病変部に前記信頼度を重畳させて前記表示手段に表示させることを特徴とする請求項１乃至１１の何れか一項に記載の画像処理装置。
13. 前記表示制御手段は、前記断層像と共に前記被検体の正面画像を前記表示手段に表示させると共に、前記正面画像に前記偏光解消領域を含む断層像の取得位置を示す表示を行わせることを特徴とする請求項１２に記載の画像処理装置。
14. 前記表示制御手段は、前記算出された信頼度に対応する数値、ならびに前記数値に対応する文字列、記号、ハッチング、および前記数値に応じて変化させた色又は濃淡、の少なくとも何れかを前記偏光解消領域に重畳させて、前記表示手段に表示させることを特徴とする請求項１乃至１３の何れか一項に記載の画像処理装置。
15. 前記断層像は、前記偏光解消領域に基づいて生成される偏光断層像であることを特徴とする請求項１乃至１４の何れか一項に記載の画像処理装置。
16. 前記断層像は断層輝度画像であって、
    前記表示制御手段は、前記偏光解消領域を前記断層輝度画像に重畳して前記表示手段に表示させることを特徴とする請求項１乃至１５の何れか一項に記載の画像処理装置。
17. 被検体の偏光解消領域を検出する工程と、
    前記被検体の血管情報に基づいて前記偏光解消領域の信頼度を算出する工程と、
    前記被検体の断層像と共に、前記信頼度を前記偏光解消領域に対応させて表示手段に表示させる工程と、
    を有することを特徴とする画像処理方法。
18. 請求項１７に記載の画像処理方法の各工程をコンピュータに実行させることを特徴とするプログラム。

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