JP2019518493A - 光干渉断層撮影スキャン画像補正 - Google Patents

Abstract

光干渉断層撮影（ＯＣＴ）スキャン画像を処理する方法であって、試料における分散レベルを示すＯＣＴ信号を、前記試料に対する少なくとも１のスキャン画像に対して含むＯＣＴデータであって、前記ＯＣＴ信号は、各スキャン画像において前記試料の様々な深さおよび位置で測定されている、前記ＯＣＴデータを受信することと、各スキャン画像に対して、前記ＯＣＴデータを深さに応じて処理して、全ての前記スキャンでの各深さでの前記ＯＣＴ信号を示す深さ標示スキャン画像を得ることと、前記深さ標示スキャン画像に、深さに応じて指数関数的に減衰する第１項と、前記ＯＣＴ信号におけるノイズに応じた第２項を含む曲線をあてはめることと、前記ＯＣＴ信号の対数を含む項の、前記あてはめ曲線の対数を含む項に対する比率を含む補正済み強度を、各スキャン画像の各点での前記ＯＣＴ信号に対して計算することと、を含む方法。【選択図】図６

Description

本発明は、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）スキャン画像を処理する方法と、関連する装置に関する。

光干渉断層撮影（ＯＣＴ）は、１９９１年に米国ＭＩＴで発明され、人の各種臓器（特に眼）や、皮膚（Ｊ．Ｗｅｌｚｅｌ著、「皮膚科学における光干渉断層撮影の評価」、Ｓｋｉｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ａｎｄ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，７巻、１〜９ページ、２００１年発行）の組織の撮像に広く利用されている。

ＶｉｖｏＳｉｇｈｔＯＣＴデバイスが当業者によく知られている。これはイギリス、ケントのマイケルソン・ダイアグノスティック社により製造、販売されており、患者の皮膚病変を評価するために、皮膚科専門医が使用するように設計されている。ＶｉｖｏＳｉｇｈｔＯＣＴデバイスは、皮膚をスキャンし、皮膚下層構造の、皮膚表面に直交する断面画像をユーザーに提示する。これは「Ｂ−スキャン画像」と呼ばれる。

さらに、ＶｉｖｏＳｉｇｈｔは、皮膚表面全体の多数の個所でスキャン画像を取得でき、対象病変全体で連続したＢ−スキャン画像を構築可能である。これはマルチスライス「スタック」と呼ばれるもので、癌細胞の巣等の、医学的関心対象の組織特徴を抽出するため、様々な方法でユーザーにより観察可能である。例えば、病変領域を「フライスルー」するように、Ｂ−スキャン画像の束を、高速で連続観察できる。

走査レーザービームを照射した組織からの光学散乱により、ＯＣＴ信号が得られる。照射方向の逆に散乱した光のみが集められ、分析される。組織の光学散乱特性により、ＯＣＴ信号の大きさは、組織内への深さに応じて指数関数的に減少する。従来から、使用可能なＯＣＴ画像を生成するために、ＯＣＴ強度の対数を計算している。これにより、表示されるグレーレベル強度を、ＯＣＴ強度の対数＋オフセットに比例するようにする。

上記式中、αは組織の「光減衰係数」を示し、ｚは組織表面からの深さを示し、ＡはＯＣＴデバイスの感度に応じた定数で、Ｉ₀およびｗ₀は表示の特徴に応じた定数である。Ｉ₀およびｗ₀は、典型的な試料の最大表示強度が最大表示可能強度に近くなり、深い箇所（ノイズに比較してＯＣＴ信号が小さい箇所）での表示強度が最小表示可能強度に近くなるように選択される。

これにより、「光減衰係数」の定数αを有する対象が、深さに応じて直線的に減少するグレーレベル強度で表示される。この方法は、概して妥当な画像をもたらし、ＯＣＴデータを表示するための妥当な標準的な手法となる。

しかし、この方法には、実用における欠点がいくつかある。一つの問題として、画像が深さに応じて漸次暗くなってしまうと、画像における、皮膚の深く、奥の部分の臨床的に重要な詳細が、視認困難となり得る。この対応策として、より浅い領域での組織による減衰を計算し、当該減衰に比例して、組織の深い領域の表示強度を人工的に増幅する試みがいくつかなされている（Ａｌｉ Ｈｏｊｊａｔｏｌｅｓｌａｍｉ、Ｍｏｈａｍｍａｄ Ｒ．Ｎ．Ａｖａｎａｋｉ著、「減衰補正によるＯＣＴ皮膚画像補正」Ａｐｐｌ．Ｏｐｔ．５１，４９２７−４９３５（２０１２））。しかし、ここでノイズもＯＣＴ信号に寄与することが問題となる。このノイズは、レーザー内の光学的ノイズや、検出器または検出電子機器内のノイズ等であり、様々なノイズ源から生じ得る。即ち、画像における深い箇所で、信号が人工的に増幅すると、ノイズも増幅されてしまい、見難い、そして使い難い画像となってしまう。したがって、この手法は好ましくないとされている。

さらに、ＯＣＴ信号の大きさが、試料から、またはプローブへの距離に依存することも問題である。即ち、プローブと試料との間の距離が、実用時において様々な理由で変化してしまうＯＣＴシステムでは、試料画像の明るさも変化してしまうのである。ＯＣＴ信号の大きさがこのように変化してしまうのには少なくとも２つの理由がある。１つの理由としては、レーザーのコヒーレンス長が限られていることが挙げられる。レーザー光のコヒーレンスは、通常ＯＣＴフレームの頂部に位置する干渉「マッチポイント」からの距離に応じて下がり、これに応じてＯＣＴ信号の基となる干渉の低減が生じる。簡単に言うと、画像フレームにおいて、試料の表示位置が低いほど、画像が暗くなるのである。第２の理由としては、撮像光学系の焦点深度が限られていることが挙げられる。レーザービームの焦点を絞るほど、得られるＯＣＴ信号は強くなるが、焦点面から離れると、レーザービームは広い範囲に広がるため、得られるＯＣＴ信号は弱くなる。したがって、試料が焦点深度範囲内に存在する場合に、ＯＣＴ画像が最も明るくなる。

添付図面の図１は、従来のようにＯＣＴ信号の対数を使用した、皮膚のＯＣＴ画像の例を示す。添付図面の図２は、当該画像の深さに応じて強度が下がる様子を示す。添付図面の図３は、対数を取ったＯＣＴ信号を、計算された深さに伴う減衰に比例して人工的に増幅した、対応するＯＣＴ画像を示す。これら画像はいずれも使用に耐えうるものではない。

本発明の第１態様によると、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）スキャン画像を処理する方法が提供される。当該方法は、
・試料における分散レベルを示すＯＣＴ信号を、前記試料に対する少なくとも１のスキャン画像に対して含むＯＣＴデータであって、前記ＯＣＴ信号は、各スキャン画像において前記試料の様々な深さおよび位置で測定されている、前記ＯＣＴデータを受信することと、
・各スキャン画像に対して、前記ＯＣＴデータを深さに応じて処理して、全ての前記スキャン画像での各深さでの前記ＯＣＴ信号を示す深さ標示スキャン画像を得ることと、
・前記深さ標示スキャン画像に、深さに応じて指数関数的に減衰する第１項と、前記ＯＣＴ信号におけるノイズに応じた第２項を含む曲線をあてはめることと、
・前記ＯＣＴ信号の対数を含む項の、前記あてはめ曲線を含む項に対する比率を含む補正済み強度を、各スキャン画像の各点での前記ＯＣＴ信号に対して計算することと、を含む。

このようにして得られた補正済み強度は、当該補正済み強度が示す強度で、画像の各画素が表示される画像を生成することで、ユーザーに表示可能である。典型的には、補正済み強度は乗算的スケーリング係数と、可算的オフセットを適用することで改変される。

本発明者らは、このような表示により、深い箇所の試料の特徴がユーザーに視認しやすくなり、試料全体で、深い部分でのＯＣＴ信号へのノイズの視覚効果が低減されることを確認した。スキャン画像は１つでも、複数でもよい。

典型的には、各スキャン画像は、深さや深さに直交する単一方向の位置が可変の、試料のスライスを（いわゆるＢ−スキャン画像）を表わす。

方法は、各スキャン画像における試料の表面の位置を判定することと、表面からの深さを測定することと、を含んでもよい。試料の表面を判定することは、スキャン画像内の表面を検出すること、またはＯＣＴスキャン画像を撮像したＯＣＴ装置の配置から表面の位置を推定することを含んでもよい。各スキャン画像内の試料の表面の位置を判定することは、スキャン画像中の各水平位置において、ＯＣＴ信号強度の深さに応じた唐突な大きな変化が生じた最高点を検出し、任意で全ての当該点の平均高さを計算することを含んでもよい。

方法は、ＯＣＴスキャン画像内の前記試料の前記表面の距離、高さに依存するＯＣＴデータを修正することをさらに含んでもよい。一実施形態において、ＯＣＴデータは追加的項を適用することで修正される。当該項は、典型的には小さく、ＯＣＴスキャンにおける試料の表面の高さに依存する。この追加的項により、限定されたレーザーのコヒーレンス長、および限定されたプローブの焦点深度の効果の両方を修正するものである。この追加的項は典型的には、標準的試料を使用して、当該距離による効果の変化を較正することで事前に用意されたルックアップテーブルから読み出すか、数式で計算されるまたはそれにあてはめるようにしてもよい。

深さ標示スキャン画像は、任意の所定深さ（典型的には試料内）でのＯＣＴ信号を表わしてもよい。したがって、典型的には試料表面の深さに修正される、試料内で撮像された平均的Ａ−スキャン画像を表わしてもよい。処理は、スキャン画像において、各ｚ位置での試料の表面位置を検出することと、画像画素の垂直位置が試料表面下の深さに依存するように、表面位置に相当する量で画像データをずらすことと、各深さでの全ての画像画素の平均をとることとを含んでもよい。さらに／あるいは、処理はカルマンフィルタまたはメディアンフィルタのようなフィルタをかけることを含んでもよい。

第１および第２項は、可算的に組み合わされてもよい。典型的には、あてはめ曲線は以下のとおりとなり、

式中Ａ、α、Ｎは全て、曲線あてはめの際に決定される定数で、ｚは試料内の深さである。これは、試料の全体的な光学的減衰係数αと、ＯＣＴデバイスの背景ノイズフロアＮを含む点で好ましい。

曲線をあてはめることは、反復山下り曲線あてはめアルゴリズムのような反復的方法を含んでもよい。

あてはめ曲線を含む項は、深さの増大に伴い補正減少量が変化するようなロールオフ係数を含んでもよい。これにより、深さの増大と、深い箇所でのノイズ増との最適な視覚的トレードオフが実現される。これは典型的には、ユーザーが設定するパラメータである。

補正済み強度は以下のように計算されてもよい。

式中、ｆ（ｚ）はあてはめ曲線で、ｒはロールオフ係数であり、ｆ∞は大きな深さｚ（背景ノイズレベルである）に対するｆ（ｚ）の値である。原則的に、深さに応じた補正量は、ノイズ寄与が増加し、ほぼノイズになるまで、平滑にロールオフされる。これにより、得られた画像内の深い個所で、過度なノイズが生じない。

得られた画像を、典型的にはノイズによる粗さを取り除くため、フィルタリングしてもよい。フィルタリングは、深さの増大に伴い、フィルタリング度合いが増加するものであってもよい。これにより、画像の浅い箇所の詳細に影響与えることなく、詳細がほとんど確認されない画像の深い箇所に、フィルタが強くかけられる。フィルタリングは、スペックル除去フィルタおよびバイラテラルフィルタのうちの少なくとも一方を適用することを含んでもよい。

方法は、これら２つのフィルタをかけたぞれぞれの結果を、深さに応じた比率で混合することをさらに含んでもよい。

実際、補正済み表示強度はグレースケール画像を定義するものであるが、方法は画像に色を適用することをさらに含んでもよい。典型的には、画素に適用される色は、補正済み表示強度と、補正済みあてはめ曲線との差分に依存する。一実施形態において、各画素に適用される前記色は、差分の増加に伴い増加する(正比例であってもよい)色相を有する。

方法は、ディスプレイに画像を表示することをさらに含んでもよい。方法は、ＯＣＴ装置でスキャン画像を撮像することをさらに含んでもよい。

試料は典型的には、皮膚、網膜組織、またはＯＣＴで可視化可能なその他あらゆるものであってもよい。

本発明の第２態様によると、
プロセッサと、
前記プロセッサに接続されるディスプレイと、
前記プロセッサに接続されるストレージと、を備え、
前記ストレージは、前記プロセッサに実行されると、前記プロセッサに本発明の第１態様の方法を実行させる、プログラム指示を保持する、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）画像処理装置が提供される。

画像処理装置は、ＯＣＴスキャン画像を撮像するＯＣＴ装置を備えてもよい。したがって、画像処理装置はインターフェログラムを生成するように構成されたＯＣＴプローブを備えてもよく、プロセッサはインターフェログラムから画像を生成するように構成されてもよい。このように、画像プロセッサは、画像を撮像段階で処理するように構成されてもよい。

あるいは、画像処理装置は、あらゆるＯＣＴ装置から独立して設けられ、画像を撮像されてから処理するように構成されてもよい。したがって、画像処理装置は、処理される画像を受信するように構成されたデータ受信手段（ネットワーク接続またはメディアドライブ等）を備えてもよい。

以下に、あくまで例示的に、下記の図面を参照にして、本発明の実施形態を説明する。

図１は、先行技術の方法によるＯＣＴスキャン画像を示す。 図２は、皮膚である試料における深さに応じたＯＣＴ強度のグラフである。 図３は、別の先行技術の方法による、図２と同様のＯＣＴスキャン画像を示す。 図４は、本発明の実施形態に係る光干渉断層撮影（ＯＣＴ）装置の概略図である。 図５は、ＯＣＴ信号と、試料における深さに応じて当該信号にあてはめられる曲線を示すグラフである。 図６は、深さに対する補正済みＯＣＴ信号を、補正がロールオフされる度合いと共に示すグラフである。 図７は、３つの異なる方法で動作する図４の装置で補正された、図２と同様のＯＣＴスキャン画像を示す。 図８は、３つの異なる方法で動作する図４の装置で補正された、図２と同様のＯＣＴスキャン画像を示す。 図９ａは、３つの異なる方法で動作する図４の装置で補正された、図２と同様のＯＣＴスキャン画像を示す。 図９ｂは、３つの異なる方法で動作する図４の装置で補正された、図２と同様のＯＣＴスキャン画像を示す。図９ａおよび９ｂはそれぞれ、色を示す濃淡と、グレースケールで同じ画像を示している。 図１０は、プローブからの深さに応じたＯＣＴ信号強度を示すグラフである。 図１１は、図１０の効果のための修正の量を示すグラフである。

添付図面の図１は、本発明の実施形態に係る光干渉断層撮影（ＯＣＴ）装置を示す。当該装置は、コンピュータ１を備える。コンピュータ１は、プロセッサ２と、プロセッサ２に接続されたストレージ３（大容量記憶装置またはランダムアクセスメモリ等）とを備える。ストレージ３はデータと、以下に説明するようにプロセッサ２を動作させるプロセッサ指示とを保持する。コンピュータ１は、任意の適したモデルであってもよい。典型的には、マイクロソフト（登録商標）のウィンドウズ（登録商標）、またはアップル（登録商標）のＭａｃＯＳＸ（登録商標）等のＯＳが動作するパーソナルコンピュータを使用できる。コンピュータ１には、さらにディスプレイ４が設けられる。ディスプレイ４は、プロセッサ２に制御され、任意の所望のグラフィックを表示できる。

装置はさらに、ＯＣＴ干渉計５と、対応するプローブ６とをさらに備える。干渉計５は、プローブ６を通じて試料７（ここでは被検者の皮膚）から反射した光と、基準路を通過した光とを干渉させて、インターフェログラムを生成する。これが干渉計５で検出され、測定信号がコンピュータ１に送られて処理される。適切なＯＣＴ装置の実施形態の例としては、Ｗ０２００６／０５４１１６として公開されているＰＣＴ特許出願、またはイギリス、ケントのマイケルソン・ダイアグノスティック社販売のＶｉｖｏＳｉｇｈｔ（登録商標）装置が挙げられる。

当該ＯＣＴ装置は、典型的には複数のＢ−スキャン画像、即ち皮膚７に対して垂直方向にとられたスキャン画像を生成する。各インターフェログラムに対する分析の結果として、ビットマップが得られる。このビットマップでは、画像の幅が、皮膚表面に略平行な方向に対応し、高さがセンサから皮膚内への深さに対応する。平行スキャン画像を多く取得することで、ビットマップの三次元スタックが構築できる。

その後プロセッサを使用して、取得したＯＣＴスキャン画像を処理できる。Ｗ０２０１５／００１３１７として公開中の、本出願人らの過去ＰＣＴ特許出願に記載の方法で、試料７の最上面が判定される。但し、試料７の表面は、試料７接触時の装置の配置に応じて推定することもできる。

組織表面が取得されると、所定のルックアップテーブルを使用して、画像フレームの最上部から組織表面への平均距離に応じた全ての試料画素に強度オフセットを加えることで、全データセットが修正される。添付の図面の図１０は、ｄＢ単位で測定されたＯＣＴ信号強度の、画像フレーム最上部からの距離に応じた変化の一例を示す。これは、実験で得られたものである。概して、信号は距離が長い分だけ、レーザーのコヒーレンスの低下により弱くなる。ただし、０．４ｍから１．４ｍｍのような信号が強い領域も存在する。これは、ビームの集束が最適な深さ範囲であるためである。このことから、測定されたＯＣＴ信号強度を、最大値から減算することで、各距離のオフセット値のルックアップテーブルが計算できる。添付の図面の図１１に、例示的なルックアップテーブルの例としてのグラフを示す。試料の平均距離を当該テーブルで参照することで、試料の全ＯＣＴ信号データセットに加えられるオフセット値が確認できる。

その後、全データセットが分析されて、平均強度対深さ曲線（図２参照）が得られる。これを「平均Ａ−スキャン画像」と称する。なお、強度は深さに対して完全に直線的に低減するわけではない。即ち、最上面からの正反射による第１「山」１１が存在し、表皮による第１谷１２が続く。表皮は、真皮よりも低分散性であると知られている。そして、真皮上層に対応する、略線形減少領域１３となり、その後平坦なロールオフ領域を有する領域１４となる。領域１４は、ノイズ多からほぼノイズに至る領域である。

ＯＣＴ信号は、深さに伴い指数関数的に低下する要素（組織からの所望の信号）と、一定の要素（即ち、ノイズ）を含むように構成される。

この式の対数が、「平均Ａ−スキャン」にあてはめられる。これにより、添付図面の図５に示すように、曲線の傾きが真皮上層領域では、平均Ａ−スキャンに非常に近似し、ほぼノイズとなる深さ領域へのロールオフにおいて一致する。例えばこのようなあてはめは、反復山下りアルゴリズムにより実現できるが、その他アルゴリズムを使用してもよい。あてはめた曲線を、深い箇所で背景ノイズレベルに漸近的に向かうようにずらしてもよい。

このあてはめ処理により、２つの有用なパラメータが得られる。即ち、真皮の光学的減衰係数αと、ノイズの大きさである。図αは、臨床診断値を含むため、ユーザーに出力されるのが有効となり得る。深さ大ｆ∞でのＯＣＴ信号の漸近的な大きさが測定される。これも、ＯＣＴシステムの感度を示すものとして、ユーザーに出力するのが有効となり得る。

その後、ＯＣＴ信号の対数に、深さに応じて変化する補正関数を乗算することで、深さ補正済み画像が計算される。この補正関数は以下のとおりである。

原則的に、深さに応じた補正量は、ノイズ寄与が増加し、ほぼノイズになるまで、強度ｒにより平滑にロールオフされる。これにより、得られた画像内の深い個所で、過度なノイズが生じない。上記アルゴリズムを変形して、同じ結果を得ることもできる。

添付図面の図６は、平均Ａ−スキャン画像、あてはめ曲線ｆ（ｚ）、補正関数、補正済みＡ−スキャン画像を示す。添付図面の図７は、補正済みＯＣＴ画像を示す。図１と比較し、補正済み画像では、画像の深い部分の詳細がよりはっきりしていることが確認できよう。

但し、図３に対して大幅に改善しているとはいえ、この補正済み画像は画像下部に、ノイズ寄与により、好ましくない粗さが認められる。さらなる改善のため、画像をフィルタリングして、このような粗さを低減できる。フィルタリングは、深さに伴いその度合いが増すように選択される。これにより、画像上部の詳細に影響与えることなく、詳細がほとんど確認されない画像下部に、フィルタが強くかけられる。このような結果を実現するために多様なフィルタリングアルゴリズムを利用可能である。１つの方法として、スペックル除去フィルタと、バイラテラルフィルタをかけて、それぞれの結果に加重平均を適用することで、これら結果を、深さに応じた比率で混合することが挙げられる。その際の加重は、深さの線形関数となり、表面（ｚ_min）付近では０で、ユーザー設定深さＺ_maxで１となる。具体的な手順を如何に示す。

第１（スペックル除去済み）画像Ｄ（ｚ）と、第２（バイラテラルフィルタリング済み）画像Ｂ（ｚ）とを呼び出す。そしてこれらの混合深さ範囲ｚ_min〜ｚ_maxを設定する。

その結果、混合関数は

そして、混合画像が以下のとおりに得られる。

添付図面の図８に、このようにフィルタリングして得られた補正済み画像を示す。画像下部の粗さがなくなり、見やすくなっていることが確認されよう。

最後に、最大ＯＣＴ信号（典型的には深さｚ＝０）が、妥当な輝度表示強度レベルで表示装置に表示されるように、スケーリング定数Ｉ₀と、オフセットを選択する。

式中、ｗ₀はＯＣＴ信号がノイズフロアｆ∞あるいはその真上に存在する際のｌоｇ（ＯＣＴ信号）に対応し、Ｉ₀は観察され得る最大のＯＣＴ信号の場合の（Ｉ_max（ｌｏｇ（ＯＣＴ信号）−ｗ₀）に対応する。ここで、Ｉ_maxは表示装置の、最大表示可能強度を示す。これらスケーリングおよびオフセット値は、このような初期値から、試行錯誤を経て微調整してもよく、典型的な試料の最も見やすく、臨床情報に満ちた表示画像が実現されて、固定される。

例えば、典型的な最大ＯＣＴ信号は＋１００ｄＢとノイズフロア１５ｄＢであってもよく、１６ビットディスプレイは、０から６５，５３６の間のグレーレベルピクセル強度を出力してもよい。その場合、ｗ０は１５ｄＢに設定され、Ｉ₀は（６５，５３６／（１００−１５））＝７７１に設定される。そして、８９ｄＢの試料からのＯＣＴ信号の画像画素が、画素強度７７１＊（８５−１５）＝５３，９７０で表示される。

最後の向上手段として、補正済みフィルタリング済画像に、人口配色を適用することが挙げられる。これにより、臨床的に重要な特徴の視認性のさらなる向上が図られる。これを画像の各画素に実行する。即ち、補正済みフィルタリング済画像強度とあてはめ曲線ｆ（ｚ）（上述の図１０、１１に対して補正済み）との差分を計算し、色相値がこの差分に比例するように、差分から色相を計算する。色相の範囲、色相／強度差分の比例定数、さらに色度（使用される色範囲の彩度）は、嗜好、最大視覚効果に基づいて選択されてもよい。添付図面の図９ａおよび９ｂは、配色されたフィルタリング済補正済み画像を示す。具体的には、図９ａにおいて色は濃淡で示し、図９ｂはグレースケール画像を示す。

Claims (22)

1. 光干渉断層撮影（ＯＣＴ）スキャン画像を処理する方法であって、
   試料における分散レベルを示すＯＣＴ信号を、前記試料に対する少なくとも１のスキャン画像に対して含むＯＣＴデータであって、前記ＯＣＴ信号は、各スキャン画像において前記試料の様々な深さおよび位置で測定されている、前記ＯＣＴデータを受信することと、
   各スキャン画像に対して、前記ＯＣＴデータを深さに応じて処理して、全ての前記スキャンでの各深さでの前記ＯＣＴ信号を示す深さ標示スキャン画像を得ることと、
   前記深さ標示スキャン画像に、深さに応じて指数関数的に減衰する第１項と、前記ＯＣＴ信号におけるノイズに応じた第２項を含む曲線をあてはめることと、
   前記ＯＣＴ信号の対数を含む項の、前記あてはめ曲線の対数を含む項に対する比率を含む補正済み強度を、各スキャン画像の各点での前記ＯＣＴ信号に対して計算することと、を含む方法。
2. 画像の各画素が、典型的には乗算的スケーリング係数と追加的オフセットの適用で改変された、前記補正済み強度で示される強度で表示されるように、前記画像を生成することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記画像をディスプレイに表示することをさらに含む、請求項２に記載の方法。
4. 各スキャン画像内の前記試料の前記表面の位置を判定することと、前記表面からの深さを測定することと、をさらに含む、請求項１から３のいずれか一項に記載の方法。
5. 前記試料の前記表面を判定することは、前記スキャン画像内の前記表面を検出すること、または前記表面の前記位置を、前記ＯＣＴスキャンを取得した前記ＯＣＴ装置の配置から推定することを含む、請求項５に記載の方法。
6. 前記各スキャン画像内の前記試料の前記表面の前記位置を判定することは、前記スキャン画像内の各水平位置で、深さに応じたＯＣＴ信号強度の唐突な変化が起きる最高点を検出することを含む、請求項４または５に記載の方法。
7. 前記ＯＣＴ信号の唐突な変化が起きる全ての点の、平均高さを計算することをさらに含む、請求項６に記載の方法。
8. 前記ＯＣＴスキャン画像内の前記試料の前記表面の距離、高さに依存するＯＣＴデータを修正することをさらに含む、請求項４から７のいずれか一項に記載の方法。
9. ＯＣＴデータは、前記ＯＣＴスキャン画像内の前記試料の前記表面の高さに応じた追加項を適用することで修正される、請求項８に記載の方法。
10. 前記第１および第２項は、可算的に組み合わされる、請求項１から９のいずれか一項に記載の方法。
11. 前記あてはめ曲線は以下のとおりとなり、
    式中Ａ、α、Ｎは、前記曲線あてはめの際に決定される定数で、ｚは前記試料を通じた深さである、請求項１０に記載の方法。
12. 前記あてはめ曲線の項は、深さの増大に伴い補正減少量が変化するようなロールオフ係数を含む、請求項１から１１のいずれか一項に記載の方法。
13. 前記補正済み強度が以下のように計算され、
    式中、ｆ（ｚ）はあてはめ曲線で、ｒはロールオフ係数であって定数であり
    、ｆ∞はｚの大きな値に対するｆ（ｚ）の値である、請求項１２に記載の方法。
14. 画像は、典型的にはノイズによる粗さを取り除くため、フィルタリングされる、請求項２または請求項２に従属するいずれか一項に記載の方法。
15. 前記フィルタリングは、深さの増大に伴い、フィルタリング度合いが増加する、請求項１４に記載の方法。
16. 前記フィルタリングは、スペックル除去フィルタおよびバイラテラルフィルタのうちの少なくとも一方を適用することを含む、請求項１４または１５に記載の方法。
17. 前記スペックル除去フィルタと、前記バイラテラルフィルタをかけたぞれぞれの結果を、深さに応じた比率で混合することをさらに含む、請求項１６に記載の方法。
18. 前記画像に、色を適用することをさらに含む、請求項１から１７のいずれか一項に記載の方法。
19. 画素に適用される前記色は、前記補正済み表示強度と、前記あてはめ曲線との差分に依存し、前記あてはめ曲線は任意で、前記ＯＣＴスキャン画像内の前記試料の前記表面の高さに依存する追加項を適用することで修正される、請求項１３に記載の方法。
20. 各画素に適用される前記色は、差分の増加に伴い増加する色相を有する、請求項１３に記載の方法。
21. 前記試料は皮膚である、請求項１から２０のいずれか一項に記載の方法。
22. プロセッサと、
    前記プロセッサに接続されるディスプレイと、
    前記プロセッサに接続されるストレージと、を備え、
    前記ストレージは、前記プロセッサに実行されると、前記プロセッサに請求項１から２０のいずれか一項に記載の方法を実行させる、プログラム指示を保持する、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）画像処理装置。