WO2011052062A1 - 情報処理装置、方法、システム、及びプログラム - Google Patents

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WO2011052062A1
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signal light
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light
shape
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和大 宮狭
片山　昭宏
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キヤノン株式会社
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    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium

Definitions

  • the present invention relates to an imaging support technique in tomographic imaging used for ophthalmologic medical care and the like.
  • An eye tomographic imaging apparatus such as an optical coherence tomography (OCT) can three-dimensionally image the retinal layer. This is realized by emitting signal light to the retina, generating interference light from the return light of the signal light reflected or scattered at each layer or boundary of the retina and the reference light, and forming an image from the interference light Be done. This has attracted attention in recent years because the inside of the retinal layer can be observed to diagnose diseases more accurately.
  • OCT optical coherence tomography
  • C / D ratio which is the distance ratio between the edge of the depression of the optic disk called the cup and the edge of the disk called the disc, area, depth and volume of the cup, and the area between the inner limiting membrane and the outer limiting membrane
  • the thickness of a certain nerve fiber layer is used as an indicator of the progress of glaucoma.
  • FIG. 14 shows a schematic view of a tomogram of the optic papilla.
  • T 1 to T n are two-dimensional tomograms (B-Scan images) of the optic papilla obtained by imaging the depth direction of the retina.
  • One tomogram is composed of a plurality of scan lines (hereinafter referred to as A-scan lines) for scanning the depth direction of the retina.
  • the z-axis represents the direction of this A-scan.
  • Three-dimensional data consisting of T 1 to T n can be acquired by sequentially raster scanning a predetermined range of a plane (xy plane) on the retina. Since the retina has different light reflectance for each layer, the inner limiting membrane 1401, the retinal pigment epithelial layer 1402, the optic disc 1403 and the like can be identified by analyzing the image.
  • Patent document 1 JP 2008-246158
  • the shape of the optic papilla varies from person to person, and there are cases in which the disc is inclined at an angle to the surface of the retina as shown in FIG.
  • the signal light is blocked at the entrance of the recess and the signal does not reach the inside sufficiently.
  • the return light of the reflected or scattered signal light is attenuated, and a region where the signal becomes very weak as in the region 1404 is generated.
  • the optic disc is not inclined, when the signal light is irradiated at an angle different from the direction of the depression, a region where the signal does not reach is generated.
  • the layer structure can not be identified, and information necessary for diagnosis can not be obtained.
  • Patent Document 1 discloses a technique for shooting by changing the irradiation position by preliminary shooting. However, since this technique is a technique for avoiding an area where the intensity of signal light is weak such as cataract, it is not a technique aimed at imaging a region to be imaged.
  • the present invention has been made to solve the above problem, and according to the shape of at least a part of the object to be photographed, the signal light is irradiated so that the return light of the signal light irradiated to the object to be photographed has a predetermined intensity Having a determination means for determining an angle, and an instruction means for instructing imaging of a tomographic image of the imaging target based on return light of the signal light emitted to the imaging target at the determined irradiation angle. It features.
  • signal light is irradiated from an angle at which the imaging target has a predetermined signal intensity according to the shape of at least a part of the imaging target to obtain a tomogram. Possible tomograms can be obtained.
  • FIG. 1 is a block diagram of an OCT imaging system according to a first embodiment. It is a figure which shows the relationship between the positional relationship of a pupil and signal light, and the irradiation angle of signal light to a retina.
  • FIG. 1 is a functional block diagram of an OCT imaging system according to a first embodiment.
  • 5 is a flowchart showing the processing procedure of the information processing apparatus 102 according to the first embodiment. It is a figure explaining surface shape extraction of an optic nerve papilla. It is a flowchart which shows the process sequence of step S406. It is a figure which shows the gradient map of the optic disc by pre-irradiation angle (theta) PRE .
  • FIG. 7 is a functional block diagram of an OCT imaging apparatus according to a second embodiment.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the processing procedure of the information processing apparatus 102 according to the second embodiment.
  • FIG. 13 is a functional block diagram of an OCT imaging apparatus according to a third embodiment.
  • FIG. 16 is a flowchart showing the processing procedure of the information processing apparatus 102 according to the third embodiment.
  • the irradiation angle of signal light to the layer or interface of the retina is adjusted to obtain an image suitable for diagnosis of the retina and image measurement.
  • the mechanism for acquiring an image will be described.
  • the example applied to the tomogram acquisition of the depression of the optic disc will be described.
  • a three-dimensional tomogram of the optic papilla is imaged once using OCT imaging, and the shape of the depression of the optic papilla is analyzed from the imaged tomogram.
  • the irradiation angle of the signal light at which the intensity of the return light of the signal light reflected or scattered at each point of the analyzed recess is a predetermined value is determined. Further, by instructing imaging based on the determined irradiation angle, an image corresponding to the shape of the depression of the optic disc can be acquired.
  • FIG. 1 is a block diagram of an OCT imaging system according to the present embodiment.
  • FIG. 2A is a diagram showing the positional relationship between the pupil and the signal light
  • FIGS. 2B and 2C show the relationship between the position of the signal light on the pupil and the irradiation angle of the signal light to a predetermined position.
  • FIG. FIG. 3 is a functional block diagram of an OCT imaging system.
  • FIG. 5 is a view for explaining surface shape extraction of the optic papilla.
  • FIG. 6 is a flowchart showing the processing procedure of the information processing apparatus 102.
  • FIG. 7 is a diagram showing a gradient map of the optic disc with the pre-irradiation angle ⁇ PRE .
  • FIG. 8 is a diagram showing a gradient map in which the luminance distribution is isized by adjusting the irradiation angle.
  • the configuration of the OCT imaging system will be described with reference to FIG.
  • the OCT imaging system receives an instruction from the information processing apparatus 102 that instructs the imaging unit 101 to perform imaging, and the signal light emitted to the imaging target is interfered with the return light of the signal light reflected or scattered and the reference light. It generates light and forms a tomogram.
  • the return light of the signal light refers to light which the signal light irradiated to the object to be photographed is reflected or scattered at a predetermined layer or boundary, and detected by the imaging unit 101 as a signal.
  • the information processing apparatus 102 acquires the captured tomographic image, and after performing predetermined image processing, displays the image on the display unit 103.
  • the configuration of the imaging unit 101 is shown.
  • the imaging unit 101 is an optical tomographic imaging apparatus using optical interference imaging.
  • the image forming unit 104 controls the galvano mirror drive mechanism 105 using the instruction information from the information processing apparatus 102 as an imaging parameter, and drives the galvano mirror 106.
  • the light beam from the low coherence light source 107 is divided by the half mirror 108 into the signal light traveling toward the eye 110 via the objective lens 109 and the reference light traveling toward the fixed reference mirror 111.
  • the return light of the signal light reflected or scattered by the subject eye 110 and the return light of the reference light reflected by the reference mirror 111 are superimposed to generate interference light.
  • an optical coupler having the functions of both a splitter for splitting light and a coupler for superposition may be used.
  • the interference light is split into wavelength components of wavelengths ⁇ 1 to ⁇ n by the diffraction grating 112, and each wavelength component is detected by the one-dimensional optical sensor array 113.
  • Each photosensor configuring the one-dimensional photosensor array 113 outputs a detection signal of the light intensity of the detected wavelength component to the image reconstruction unit 114.
  • the image reconstruction unit 114 Based on the detection signal of each wavelength component of the interference light output from the one-dimensional light sensor array 113, the image reconstruction unit 114 determines the wavelength-light intensity relationship of the interference light, that is, the light intensity distribution of the interference light ( Determine the wavelength spectrum).
  • the wavelength spectrum of the determined interference light is subjected to Fourier transform to reconstruct a tomogram of the retina.
  • the imaging unit 101 can change the incident angle of the signal light to be irradiated to the site to be imaged. This will be described later.
  • the position control unit 115 controls the imaging unit driving mechanism 116 using the instruction information from the information processing apparatus 102 as an imaging parameter to drive the image forming unit 104.
  • the instruction information indicates the incident position on the xy plane of the signal light with respect to the pupil on the subject's eye, and the imaging unit driving mechanism 116 causes the subject's eye 110 to receive the signal light
  • the image forming unit 104 is moved in parallel.
  • the imaging unit 101 itself may be moved in parallel. Thus, by adjusting the relative position of the signal light incident on the pupil center and the pupil, the irradiation angle of the signal light to the target site on the retina can be changed.
  • the configuration of the information processing apparatus 102 will be described.
  • the information processing apparatus 102 instructs the imaging unit 101 to designate a first irradiation angle to perform imaging, and designates a second irradiation angle based on the imaged tomographic image to perform imaging. It is what gives instructions.
  • the information processing apparatus 102 is connected to a CPU 118, a RAM 119, a ROM 120, a mouse 121 as an input device, and an HDD 122 as a storage unit via a bus 117.
  • the ROM 120 stores a computer program for realizing the process shown in FIG. 7 described later.
  • the program is expanded in the RAM 119 and executed by the CPU 118, whereby the program and each element of the information processing apparatus 102 cooperate to realize the function shown in FIG.
  • the process described in 7 is realized.
  • FIG. 2A is a schematic view showing the relationship between the pupil center and the position of signal light incident on the pupil.
  • E 1 in FIG. 2A indicates the pupil
  • P 0 indicates the pupil center
  • IR 0 indicates the center point of the infrared image.
  • the image of the pupil can be acquired, for example, by an infrared camera.
  • the incident position P L of the signal light irradiated to the retina of the eye is adjusted in advance so as to coincide with the center of the pupil image.
  • the incident position of the signal light is preferably coincident with the center of the pupil, but the center of the pupil and the irradiation position of the signal light are different without detailed alignment as shown in FIG. May be
  • the contrast difference becomes large in the pupil region and the peripheral region
  • the contour of the pupil E 1 can be extracted by detecting the image gradient. Since the contour of the pupil E 1 can be approximated to a circle, the center and the radius of the approximated circle are determined as the pupil center P 0 and the pupil radius r, respectively.
  • the xy coordinates of the point P L when the point P 0 is the origin are (x L , y L ).
  • FIG.2 (b) is a figure which shows the relationship between the signal light which injects on a pupil, and the irradiation angle to an object site
  • E 1 is a pupil
  • E 2 is a cornea
  • E 3 is an eye
  • E 4 is a lens
  • MC is a macular region
  • DC is an optic disc
  • P 0 is a pupil center
  • D 0 is a pupil center
  • ⁇ LIM is the limit angle of the signal light.
  • D 0 is referred to as a reference irradiation direction.
  • l is the length of the line segment P 0 ⁇ MC.
  • the length of l may be measured in advance by an axial length test, or a general average value may be used. Specifically, when the pupil radius r is 3 to 4 mm and the line segment D 0 ⁇ MC is 18.5 mm, ⁇ LIM is approximately 7.7 to 10.7 °.
  • E 1 , DC, P 0 , D 0 and ⁇ LIM represent the same as (a).
  • L is the centerline of the signal light
  • P L is the signal light L is incident on the E 1 position
  • theta is the point P L
  • P 1 is the outline of E 1 Top reference point.
  • ⁇ 1 is an angle formed by line segment P 0 P 1 and line segment P 0 P L on E 1
  • ⁇ 2 is line segment P 0 ⁇ DC (direction D 0 ) and line segment P L ⁇ DC (direction D It is the corner that ⁇ ) makes.
  • the value of theta 1 and theta 2 is determined by the position of the point P L, when the coordinates of the point P L is (x L, y L), determined by equation (2) and (3).
  • ⁇ 2 is calculated from the angle when the signal light is focused on MC (angle formed by line segment P 0 ⁇ MC and line segment P L ⁇ MC) There is.
  • An irradiation angle having these ( ⁇ 1 , ⁇ 2 ) as an angle component is defined as ⁇ .
  • changing the incident position of the signal light on the retina by changing the incident position of the signal light on the pupil while keeping the incident direction on the pupil, changing the incident angle of the signal light on the retina without changing the region irradiated with the signal light it can.
  • changing the incident angle even when an accurate shape can not be obtained in the case of irradiation from the first irradiation angle, it is possible to image from the second irradiation angle by being incident.
  • the imaging instruction unit 301 transmits an imaging instruction to the imaging unit 101 to perform imaging at a predetermined irradiation angle to the retina.
  • the information transmitted here is imaging conditions such as an irradiation angle. Reception of this shooting instruction is a condition for starting shooting. The determination process of the first irradiation angle performed by the imaging instruction unit 301 will be described later.
  • the tomogram acquisition unit 302 acquires a tomogram imaged by the imaging unit 101 based on the imaging condition specified by the imaging instruction unit 301.
  • the shape analysis unit 303 analyzes the layer structure of the tomogram acquired by the tomogram acquisition unit 302 to specify the shape of the recess.
  • the layer structure analysis is performed based on the edge obtained from the luminance information obtained from the tomogram. For the portion where the shape could not be identified, the shape is estimated by interpolation. This process will be described later with reference to FIG.
  • the re-imaging determination unit 304 determines whether re-imaging is to be performed based on the presence or absence of a partial region that can not be identified from the lack of the reflected light or the scattered return light in the recessed portion, or the size of the region. In the determination, the recessed portion is divided into predetermined small areas to obtain the intensity of return light for each small area, and an area where the signal strength of the small area is smaller than a predetermined threshold is detected. If there is a detected area, or if the area is larger than a predetermined size, it is determined that re-imaging is to be performed. This process will be described later with reference to FIG.
  • the re-imaging determination unit 304 determines that the re-imaging determination unit 304 determines that re-imaging is to be performed, irradiation is performed such that the return light irradiated to the recess is a predetermined intensity based on the shape of the recess to be captured. Determine the angle.
  • the predetermined intensity refers to the intensity of the return light that allows the shape analysis unit 303 or the user to accurately identify the shape of the recess, and the size of the region of the recess where the intensity of the return light of the signal light is less than the reference. Strength to minimize the The reference is determined by the shape analysis algorithm used in the shape analysis unit 303 or by user specification. Based on the determined irradiation angle, the imaging instruction unit 301 instructs reimaging.
  • the display unit 103 displays the recaptured tomographic image.
  • the storage unit 306 stores the information of the imaging instruction transmitted to the imaging unit 101 and the tomographic image acquired.
  • the irradiation angle at which the intensity of light irradiated to the object to be imaged is equal to or less than the predetermined value is determined according to the analysis result of the shape, and imaging is instructed based on the determined irradiation angle. It is possible to reduce the area not drawn as an image for the object. In addition, since the shape of the concave portion to be imaged is analyzed based on the tomographic image captured first, and it is determined whether or not to recapture imaging according to the result, it is possible to reduce imaging waste.
  • the imaging instruction unit 301 generates instruction information (hereinafter referred to as instruction information 1) for adjusting the two-dimensional measurement range and measurement depth of the fundus of the eye to be examined.
  • the instruction information 1 is, for example, specified by the user via the mouse 121. However, information stored in the storage unit 306 may be used.
  • the imaging instruction unit 301 generates instruction information (hereinafter referred to as instruction information 2) for adjusting the incident position of the signal light to the pupil of the eye to be examined.
  • the instruction information 2 is information for instructing ⁇ PRE which is an irradiation angle of signal light to the retina of the eye to be examined.
  • the imaging instruction unit 301 transmits the instruction information 1 and the instruction information 2 to the imaging unit 101.
  • the value of ⁇ PRE is not particularly limited, and a predetermined value may be used in the device, or fine adjustment may be performed by user's designation. In short, signal light may be delivered to the retina of the fundus.
  • Step S402 in response to receiving the instruction information 1 and 2, the imaging unit 101 captures a tomographic image using the instruction information 1 and the instruction information 2 acquired from the imaging instruction unit 301 as imaging conditions.
  • Image data I of an imaged tomographic image in which the image forming unit 104 is moved by the position control unit 115 and the imaging unit driving mechanism 116 and the signal light is incident on the position on the pupil according to the first irradiation angle ⁇ PRE.
  • the instruction information 1 and the instruction information 2 do not have to be conditions for the start of imaging.
  • the imaging instruction unit 301 may transmit instruction information 1 and 2 as imaging conditions to the imaging unit 101, and notify the user that imaging preparation has been completed. In this case, the user can execute imaging at a desired timing.
  • step S403 the shape analysis unit 303 acquires the image data I of the tomogram stored in the storage unit 306, and extracts the surface shape of at least a part of the optic disc region from the image data I.
  • the optic nerve papilla is extracted as the boundary surface (inner limiting membrane) of the retina in the portion where the retinal pigment epithelial layer is not present.
  • FIG. 5 the analysis procedure of the surface shape of the optic papilla in the tomogram performed by the shape analysis unit 303 and the region near the surface will be described.
  • B-Scan images T 1 to T n are obtained, and the inner limiting membrane 501, the retinal pigment epithelial layer 502, the papillary area 503, and the area 504 where the image signal is very weak are shown.
  • the inner limiting membrane 501 which is one of the boundary surfaces of the retinal layer is extracted.
  • the inner limiting membrane 501 is the upper boundary of the retinal layer area (white area in the figure) and the background area (gray area in the figure), and has a feature that the contrast difference of luminance is large.
  • the difference can be detected. For example, scanning is performed in the z-axis positive direction from the point where the z coordinate is 0 for each A scan line, and the scan is stopped at a point where the gradient of the luminance value of the image is a certain threshold Th 1 or more. Detect points A scan line number
  • a point of the inner boundary film 501 corresponding to the line i is defined as p i .
  • the continuity of the retinal layer area is interrupted in the z-axis direction, and the z-axis coordinate between two points on the adjacent inner limiting membrane 501 is largely changed.
  • these two adjacent points are interpolated by a line.
  • linear interpolation is applied.
  • the region 504 can be compensated by a straight line substantially parallel to the z-axis.
  • the retinal pigment epithelial layer 502 is extracted.
  • the retinal pigment epithelial layer 502 is drawn as an area with particularly high brightness inside the retinal layer region, so it can be detected using the contrast in the retinal layer. For example, scanning is performed in the z-axis positive direction starting from the point p i for each A scan line i, and the scan is stopped at a point where the image gradient first becomes a certain threshold Th 2 or more. Detect the point of This point is defined as q i . At this time, since the nipple area 503 does not exist retinal pigment epithelium layer 502, if unable to detect the point q i, the coordinates of the point q i to a value F representing "not exist".
  • the papillary area 503 can be detected as an area of the x coordinate of the point q i where the value F is stored. Then, a set of points p i included in the detected papillary area 503 is obtained for all T 1 to T n , and is used as surface shape data S of the optic disc.
  • Step S404 the re-imaging determination unit 304 determines whether re-imaging should be performed based on the image data I and the shape data S acquired from the shape analysis unit 303. This determination is performed according to the size of the area where the intensity of the signal irradiated to the recess is small or the presence or absence of the area.
  • Region 505 in FIG. 5 represents the retinal layer region near inner limiting membrane 501.
  • the area 505 is obtained as an area (not including the background area above the inner boundary film 501) which is included in a range within a predetermined distance d from all points on the shape data S.
  • the region 505 is divided into a plurality of local regions.
  • the division number is k
  • the volume of the region 505 is equally divided
  • each region is R 1 to R k .
  • a luminance evaluation value v i for evaluating whether the image signal is large is calculated by equation (4).
  • Equation (4) m is the number of pixels included in R i , and b (j) is the j-th pixel included in R i
  • b i MAX is the maximum luminance value included in R i
  • RMS i is the value of RMS (Root Mean Square) calculated within R i .
  • the luminance evaluation value V in the entire area 505 is calculated by the equation (6).
  • the minimum value of the luminance evaluation value v i calculated for each local region as the luminance evaluation value V of the entire region 505, focusing on the presence or absence of the region where the intensity of the image signal is partially small.
  • the evaluation value of can be obtained.
  • the image data I and the value of the luminance evaluation value V obtained as a result of analysis are transmitted to the re-photographing determination unit 304.
  • the method of determination is not limited to this.
  • FIG. the luminance value of the recess is used, but as long as the shape of the recess can be identified, it is not necessary to re-capture, so waste of imaging can be reduced.
  • instruction information 1 the image data I and information for permitting display of the image data I
  • the size of the area where the intensity of the image signal is small may be used as the evaluation value. In this case, it is determined whether or not to recapture by changing the size threshold, and therefore, it is necessary to balance the time required for recapture with the accurate image information obtained by recapture. Can.
  • Step S406 when the re-imaging angle determination unit 305 acquires the instruction information 2 from the re-imaging determination unit 304, the re-imaging angle determination unit 305 acquires the value of the pre-emission angle ⁇ PRE at the time of tomographic image acquisition in step S402 from the storage unit 306.
  • the intensity of the return light of the signal light is desired
  • the incident position P L : (x L , y L ) of the signal light on the pupil of the eye to be examined is obtained from the acquired irradiation angle ⁇ MAX and is transmitted to the imaging unit 101 as instruction information 3.
  • the irradiation angle at which the surface area on the optic papilla is minimized is taken as ⁇ MAX when the signal light is not irradiated (or the intensity of the reflected light obtained from the subject's eye becomes extremely weak after irradiation). This process will be described later using the flowchart of FIG.
  • step S407 the re-imaging angle determination unit 305 converts the irradiation angle ⁇ MAX obtained in step S910 into an imaging parameter. Specifically, contrary to the processing described in step S402 for converting the point P L (x L , y L ) on which the signal light on the retina is incident into the irradiation angle ⁇ : ( ⁇ 1 , ⁇ 2 ), Convert from angle ⁇ to point P L. This conversion can be performed by the following equations (7) and (8).
  • r is the pupil radius
  • l is the line segment P 0 ⁇ MC, as in step S402.
  • the photographing instruction unit 301 transmits to the image pickup section 101.
  • Step S408 the imaging unit 101 captures a tomographic image using the instruction information 2 acquired from the re-imaging angle determination unit 305 as an imaging parameter, and acquires image data I of the tomographic image.
  • the imaging method is the same as step S402.
  • the position control unit 115 and the imaging unit drive mechanism 116 are used as a means for changing the irradiation angle of the signal light to the target site from the first irradiation angle ⁇ PRE to the second irradiation angle ⁇ MAX . To move, but not limited to.
  • means for changing the incident position of the signal light to the pupil may be used by changing the position of the fixation lamp to be presented to the subject's eye, and fixing the position at that position to rotate the subject's eye.
  • the device configuration is simplified. Then, image data I of the acquired tomographic image and instruction information 1 for permitting display are transmitted to the display unit 103.
  • Step S409 When the display unit 103 acquires the instruction information 1 from the re-photographing determination unit 304 or the imaging unit 101 in step S409, the display unit 103 displays the image data I acquired in the same manner on the display unit 103.
  • the shape of the depression of the optic papilla is analyzed from the three-dimensional tomogram of the optic papilla imaged based on the first angle ⁇ PRE .
  • a tomogram is re-imaged by determining an irradiation angle ⁇ MAX which is a second angle that minimizes a region where the intensity of the signal light irradiated to the recess falls below the reference according to the result.
  • ⁇ MAX is a second angle that minimizes a region where the intensity of the signal light irradiated to the recess falls below the reference according to the result.
  • step S406 acquiring the irradiation angle ⁇ MAX will be described in detail with reference to the flowchart of FIG.
  • the intensity of the signal light at each point of the recess is determined for each irradiation angle, and the irradiation angle is selected such that the region where the intensity is smaller than a predetermined threshold is minimized. It is a process to obtain as ⁇ MAX .
  • the intensity of the signal light at each point of the recess is determined by determining the angle between the light beam of the signal light and the slope of the shape of each point in the recess.
  • step S601 the re-imaging angle determination unit 305 acquires the preliminary irradiation angle ⁇ PRE from the storage unit 306, and associates the reference irradiation direction D 0 with the image data I of the tomographic image.
  • step S602 the re-imaging angle determination unit 305 sets the number of times of change of the irradiation angle to N , sets the irradiation angles ⁇ 1 to ⁇ N to be changed based on the reference irradiation direction D 0 and stores the same in the storage unit 306.
  • the angular components ( ⁇ 1 , ⁇ 2 ) of ⁇ are
  • the 0 ° ⁇ 360 ° N 1 is equally divided, in turn ⁇ 1 1, put a ⁇ ⁇ 1 j, ⁇ ⁇ 1 N1 and the number.
  • the 0 ° ⁇ ⁇ LIM N 2 equal portions, sequentially theta 2 1, put ⁇ ⁇ 2 k ⁇ ⁇ 2 N2 and number.
  • step S603 the rephotographing angle determination unit 305 determines the processing number for changing the irradiation angle.
  • i is set to 1 and shape data S is acquired.
  • Step S604 the re-photographing angle determining unit 305 obtains the irradiation angle theta i from the storage unit 306.
  • Step S605 re-imaging angle determining unit 305, based on the irradiation angle theta i, analyzes the gradient information similarly obtained shape data S, to generate a gradient map GM .THETA.i shape data S.
  • This gradient map represents the angle between the luminous flux of the signal light to be irradiated and the gradient at each point of the recess.
  • the surface area of the optic papilla in the tomogram is depicted at a higher luminance as the intensity of the reflected light acquired as it passes through the pupil of the subject's eye increases as it is reflected at each local area on the surface when signal light is irradiated. Be done. Then, the intensity of the reflected light for each local area increases as the signal light is irradiated at an angle closer to perpendicular to the surface of the local area, because the difference between the light irradiation angle and the reflection angle decreases. This relationship will be described in other words with reference to FIG.
  • the l edge in FIG. 7 represents a tangent in a certain local region on the shape data S
  • BL ⁇ P represents a plane perpendicular to the irradiation direction of the signal light (D ⁇ P in this figure).
  • This plane is defined as a projection reference plane of the signal light.
  • h represents the height of the local region with respect to the projection reference plane.
  • this tangent l edge is equal to the change in height h of the local region with respect to the projection reference plane, that is, the shape gradient.
  • the concrete production method of gradient map GM ⁇ i is shown.
  • the projection reference plane described above is divided into a plurality of local regions.
  • the local area is divided into areas A 1 to A NA as rectangular areas A j of the same size.
  • h j be the value of A map holding this value h j as a luminance value for each area A j is generated, and this is defined as a shape map.
  • the brightness gradient g j of each brightness value h j of this shape map is calculated.
  • g j is calculated using a Sobel filter.
  • a map that holds the calculated value g j as a luminance value for each area A j is generated, and this is defined as a gradient map. In this way, the angle formed by the inclination at each point of the recess with respect to the signal light is determined.
  • FIG. 7 is a diagram showing a gradient map (described later) of the optic disc with the pre-irradiation angle ⁇ PRE .
  • FIG. 7 shows the reference irradiation direction D 0 and the irradiation direction D ⁇ P of the signal light irradiated at the preliminary irradiation angle ⁇ PRE . Since the image data I is an image captured by the signal light of the irradiation angle ⁇ PRE , D ⁇ P coincides with the z-axis direction. Therefore, the reference irradiation direction D 0 is associated with the image as a direction inclined by the angle ⁇ PRE with reference to the z axis.
  • the angle ⁇ PRE is actually expressed in three dimensions having ( ⁇ 1 , ⁇ 2 ) as a component but in FIG. 7 it is expressed by an angle projected in two dimensions for simplicity.
  • tomographic images T 1 to T n and a papillary area 703 are shown, and the inner limiting membrane belonging to the papillary area 703 is particularly shown as an inner limiting membrane 704 (corresponding to the shape data S).
  • the shape map SM [theta] P of the boundary layer 704 representing the height h for each region
  • the gradient map GM [theta] P of the boundary layer 704 is a differential value of the shape map SM [theta] P is shown.
  • the gradient map GM ⁇ P represents the incident angle of the signal light in each partial area of the recess, and thus represents the intensity of the signal light in each partial area.
  • x ′ and y ′ are coordinate axes on SM ⁇ P and GM ⁇ P .
  • shape map SM ⁇ P the change in luminance is gentle from the map center in the x 'axis negative direction, but the change in luminance is intense from the map center in the x' axis positive direction. Therefore, in the gradient map GM ⁇ P , there is an area with extremely high luminance in the area to the right of the map center. This indicates that the portion corresponds to the portion of the inner boundary film 704 in which the inclination of the shape is substantially parallel to the irradiation direction D ⁇ P .
  • Step S606 the re-photographing angle determining unit 305 calculates the gradient evaluation value G i based on the generated gradient map GM .theta.i.
  • the evaluation value indicates the size of the region where the signal strength at each point of the recess is less than or equal to a predetermined threshold.
  • the average value of the obtained gradient at step S605 is the number of regions is equal to or less than a predetermined threshold value and gradient evaluation value G i.
  • the predetermined threshold value may be a value obtained by adding across the reciprocal of the gradient values in the entire region as the evaluation value G i.
  • the predetermined threshold value here may be set in advance or may be specified by the user, and is changed in accordance with the shape analysis algorithm, the user's request, or the like.
  • the evaluation value G i of the surface area on the optic nerve head signal light is not irradiated is minimized, using the evaluation value, as follows. That is, the gradient value for each local region on the gradient map GM ⁇ i is g j , the constant gradient threshold is g TH, and the evaluation value G i is obtained by the equations (9) and (10).
  • Equation (10) as the number of local regions where the gradient value falls below the g TH is small, and the value of the more amount of the gradient value is below the g TH small G i becomes larger, the value becomes smaller in the case of reverse.
  • FIG. 8 is a diagram showing a gradient map when signal light is uniformly irradiated to the optic disc.
  • T 1 to T n , 803, 804, and D 0 represent the same as in FIG. D .THETA.i the irradiation direction of the irradiated signal light irradiation angle ⁇ i, BL ⁇ i the irradiation angle theta i projection reference plane corresponding to, h is the reference plane BL .THETA.i the height of the boundary layer 804 on the basis, SM .THETA.i Is a shape map of the inner limiting film 804, and GM ⁇ i is a gradient map of the inner limiting film 804.
  • T 1 to T n , 803, 804, and D 0 represent the same as in FIG. D .THETA.i the irradiation direction of the irradiated signal light irradiation angle ⁇ i, BL ⁇ i the irradiation angle theta i
  • the gradient map GM ⁇ i has a luminance distribution with few local regions with extremely small gradient values.
  • the evaluation value G i increases.
  • the local region where the gradient value is extremely small increases, so the value of the evaluation value G i decreases.
  • step S608 the re-photographing angle determination unit 305 increments the processing number i by one.
  • step S609 the re-photographing angle determination unit 305 compares the processing number i with the number of changes N, and if i> N, the process proceeds to step S608, and otherwise proceeds to step S903.
  • Modification 1 The following is a modification of the gradient evaluation value G i.
  • G is suitable for ordinary depressions where the depressions are not curved.
  • This gradient rating is particularly suitable for normal depressions in which the depressions are not curved.
  • the fact that the recess is not curved means that the central axis of the recess is substantially straight. In such a case, the irradiation angle parallel to the central axis of the recess is ⁇ MAX .
  • the property that signal intensity has isotropy with respect to the central axis of a recessed part is utilized.
  • FIG. 8 shows a state in which the concave portion not having a complicated shape such as a curve is irradiated at an appropriate irradiation angle.
  • the intensity of the signal light irradiated to the depressions of the inner boundary film 704 is isotropic, and the gradient map GM ⁇ i has such a luminance distribution that the area of equal luminance spreads like a ring from the map center. It becomes.
  • the regions GMR 1 to GMR 4 have luminance distributions similar to each other.
  • the evaluation value G i takes the average luminance values of the regions GMR 1 to GMR 4 as r 1 to r 4 respectively,
  • r avg represents an average value of r 1 to r 4 .
  • the values of G i increase as the values of r 1 to r 4 become uniform among the regions GMR 1 to GMR 4 , and the values decrease as the values of the regions become uneven.
  • theta i is an isotropic with respect to the center of the recess, the value increases. It is possible to assume that the recessed portion is not curved and it is possible to use the evaluation value of this modification in the case of irradiation.
  • Modification 2 In the second modification, the second irradiation angle is determined so that the signal intensity is the largest in the region where the signal intensity is small in the first tomographic image. In this case, the shape of the recess is accurately determined by displaying on the display unit 103 the first tomographic image obtained by the first irradiation angle and the second tomographic image obtained by the second irradiation angle. It can be confirmed. Further, tomograms may be synthesized using the configuration of the third embodiment described later. In this case, a tomographic image representing a more accurate shape can be obtained.
  • the gradient evaluation value calculated by the re-imaging angle determination unit 305 in step S606 described above is a region obtained by complementing the shape of the tomographic image captured at the first irradiation angle ⁇ PRE without being accurately identified.
  • the gradient evaluation value calculated by the re-imaging angle determination unit 305 in step S606 described above is a region obtained by complementing the shape of the tomographic image captured at the first irradiation angle ⁇ PRE without being accurately identified.
  • it when light is irradiated most, it may be considered as high evaluation.
  • Example 3 Although the irradiation angle of signal light was calculated
  • the surface shape is analyzed by the following method to determine the irradiation angle ⁇ MAX . This will be described based on FIG.
  • the deepest position of the recessed portion is detected from the shape data S of the recessed portion obtained by the shape analysis unit 303 of the first embodiment. This position is a point p D.
  • the corresponding area of the papillary area 703 on the projection reference plane T ′ of the shape map is 703 ′, and the corresponding point of the point p D is p D ′.
  • an irradiation angle ⁇ is acquired as ⁇ MAX such that the point p D ′ coincides with the center of gravity of the area 703 ′.
  • the shape of the recess is specified from the tomogram by the OCT imaging apparatus, but specifying the shape by other methods does not prevent the application of the present invention.
  • a plurality of tomograms are captured in advance at different irradiation angles, and the plurality of tomograms captured are analyzed to select a tomogram in which the tissue of the recess is best drawn on the image. indicate.
  • one tomogram is selected from a plurality of tomograms imaged as follows.
  • a plurality of tomograms are obtained from each of the signal lights emitted from different angles, and a three-dimensional surface shape of the optic disc is extracted from each of the tomograms, based on which an image in an internal region near the surface of the optic disc Find the magnitude of the signal.
  • the method of determining the magnitude of the signal uses the same method as the luminance information analysis of the first embodiment.
  • a tomogram with the largest image signal in this inner area is obtained and displayed. This is because as the amount of signal light reaching the recess increases, the signal appearing in the image also increases.
  • FIG. 9 shows a functional configuration of the information processing apparatus 102 according to the present embodiment.
  • the same functions as in the first embodiment are given the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
  • the photographing instruction unit 901 sets in advance a plurality of irradiation angles of the signal light to be irradiated to the depression of the retina.
  • the imaging condition including the set information of the plurality of irradiation angles is transmitted to the imaging unit 101, and an instruction to perform imaging is performed.
  • the selection unit 902 selects a tomogram having a small partial area in which the signal intensity in the area of the recess is smaller than a predetermined threshold value among the tomograms captured. This makes it possible to select an image that most appropriately represents the shape of the recess.
  • the selected tomogram is displayed on the display unit 103.
  • step S1001 the imaging instruction unit 901 generates instruction information 1.
  • the number of times of change of the irradiation angle is N, and the irradiation angles ⁇ 1 to ⁇ N to be changed are set and held.
  • the irradiation angles ⁇ 1 to ⁇ N are set by the same method as step S 602 in the first embodiment.
  • ⁇ 1 to ⁇ N are set exhaustively in the range of possible values in step S 602, here, the change intervals of the angle may be set more roughly. This is for the purpose of acquiring a tomogram in which the tissue of the depression is generally imaged, in the present embodiment, instead of finding the optimum irradiation angle as in the first embodiment.
  • the division number N 1 4 (0 ° ⁇ 360 ° with four equal parts) with respect to the angle component theta 1 of theta, the division number with respect to the angle component theta 2
  • the instruction information 1 is transmitted to the imaging unit 101.
  • step S1002 the photographing instruction unit 301 sets the processing number when changing the irradiation angle.
  • Imaging instruction section 301 in step S1003 converts the irradiation angle theta i on the imaging parameters, this as instruction information 2, and transmits to the image pickup section 101.
  • the conversion method is set in the same manner as step S407 in FIG.
  • Step S1004 the imaging unit 101 captures a tomographic image using the instruction information 1 and the instruction information 2 acquired from the imaging instruction unit 301 as imaging parameters.
  • the imaging method is the same as in step S402, and thus the description thereof is omitted.
  • the image data of the tomographic image corresponding to the irradiation angle theta i captured is defined as I i.
  • Tomographic image acquisition unit 302 acquires the image data I i captured from the imaging unit 101, and stores in the storage unit 306.
  • step S1005 the shape analyzing portion 303 acquires the image data I i stored in the storage unit 306, and extracts the surface shape of the optic papilla from the image data I i.
  • the extraction method is the same as in step S403, and thus the description thereof is omitted.
  • the extracted surface shape data is defined as S i.
  • the image data I i and the extracted shape data S i are transmitted to the luminance information analysis unit 1305.
  • step S1006 the selection unit 702 analyzes the luminance information on the basis of the image data I i and the shape data S i obtained from the shape analyzing portion 303 obtains the luminance evaluation value V i.
  • the method of obtaining V i is the same as in step S404, and thus the description thereof is omitted.
  • the value of the luminance evaluation value V i is stored in the storage unit 306.
  • step S1008 the photographing instruction unit 901 increments the processing number i by one.
  • step S1009 the imaging instruction unit 901 compares the processing number i with the number of changes N. If i> N, the image data I MAX is acquired from the storage unit 306 and transmitted to the display unit 103, and then the step It transfers to S1010. If i ⁇ N, the process proceeds to step S1003.
  • step S1010 the display unit 103 displays the image data I MAX selected by the selection unit 702 on a monitor (not shown).
  • a plurality of tomograms are captured in advance at different irradiation angles, and a tomogram that maximizes the image signal of the surface tissue of the optic disc including the depression is selected and displayed. Therefore, by suppressing the number of times of imaging to a small number, it does not spend too much time for imaging, and it is possible to obtain a tomogram in which the tissue of the recessed portion is generally imaged by a simple image analysis process.
  • the optic disc is divided into a plurality of partial areas, and an irradiation angle at which the amount of signal light irradiated to the area is set to a maximum is set for each partial area, and a tomogram is formed at each of the set irradiation angles. Capture the image. Then, the plurality of tomograms captured are combined, and the combined tomogram is displayed.
  • the imaging instruction unit 1101 determines the irradiation angle for each partial area as follows.
  • the irradiation angle for each partial area is the maximum angle at which the signal light to be irradiated is closest to the perpendicular to the inner wall surface of the recess belonging to that area, that is, the physically modifiable maximum closest to the vertical direction of the retina surface. Let it be a slope. This is because, as the inclination of the surface of the retina from the vertical direction increases, the irradiation angle to the inner wall surface of the recess approaches vertical, but in fact is limited by the size of the pupil.
  • tomograms in which tissue is best described on the image are acquired for each partial area of the optic disc.
  • the signal light is made to enter from the extension of the pupil.
  • the combining unit 1102 combines a plurality of obtained tomograms.
  • the reference irradiation direction D 0 is associated with the tomogram image data I by the same method as step S901 of the first embodiment.
  • Image data I 1 ⁇ I N are the image captured by tilting the each based on the direction D 0 signal light by an angle ⁇ 1 ⁇ ⁇ N, so that the direction D 0 matches in each image data, respectively
  • the image is rotationally moved and aligned by angles ⁇ 1 to ⁇ N.
  • pixel values are combined between corresponding pixels of the aligned image data I 1 to I N to generate composite image data I C.
  • an average value of pixel values is used as a pixel value after combining. Further, the combined image is generated as a tomographic image in which the z axis is in the direction D 0 . At this time, pixels in the image data I 1 to I N which are not included in the range of the tomogram after combination are excluded from the object of combination. As described above, since the plurality of tomograms to be synthesized are obtained from different angles, it is possible to obtain a synthesized image in which the weak area of the signal is complemented in each image. Note that the synthesis method is not limited to this method.
  • a degree of reliability may be added to each pixel according to the magnitude of the luminance value of the pixel, and a weighted average value of pixel values with the degree of reliability as a coefficient may be used as the pixel value after combination.
  • regions with weak signal strength can be complemented more accurately.
  • steps S1202, S1203, S1204, S1205, and S1206 are the same as steps S1002, S1003, S1004, S1008, and S1009 in the second embodiment, and therefore, the description thereof is omitted.
  • FIG. 13A tomographic images T 1 to T n , an inner limiting membrane 1301, a retinal pigment epithelial layer 1302, and a papillary region 1303 are shown. Further, a projection area 1304 corresponding to the papillary area 1303 when the plane T ′ parallel to the xy plane and the tomographic images T 1 to T n are projected onto the plane T ′ and a partial area obtained by equally dividing the projection area 1304 DC 1 to DC 4 are shown respectively.
  • the division number n 4.
  • an irradiation angle at which the amount of signal light irradiated to the area becomes maximum is set.
  • FIG. 13 (b) is a view of the plane T ′ of FIG. 13 (a) as viewed from the z-axis direction.
  • the irradiation directions on the plane T ′ where the amount of signal light irradiated to the regions DC 1 to DC 4 is the largest are represented by D 1 to D 4 .
  • the angle component ⁇ 1 the angle of ⁇ 1 corresponding to D 1 to D 4 is ⁇ 1 1 to ⁇ 1 4 (0 ° to Let the range of 360 ° be divided into four.
  • the inclination of the irradiation angle of the signal light with respect to the surface of the retina is determined by the angle component theta 2, theta 2 is fixed at the maximum angle theta LIM physically alterable inclination relative to the retinal surface.
  • the imaging instruction unit 1101 transmits the acquired instruction information 1 to the imaging unit 101.
  • step S1207 the combining unit 1102 acquires the image data I 1 to I N of the tomograms from the storage unit 306, and generates image data obtained by combining them.
  • the method of synthesis is as described above.
  • the generated image data I C of the combined tomographic image is transmitted to the display unit 103.
  • step S1208 the display unit 103 displays the image data I C obtained from the tomographic image synthesis unit 1192.
  • the irradiation angle at which the signal light is irradiated most is set for each partial area of the optic nerve head, and the tomograms are acquired and combined to obtain the tissue of the recess. It is possible to present uniformly well-projected tomograms. Further, as in the first and second embodiments, it is possible to omit the image analysis processing that occurs after imaging a tomogram.
  • the irradiation angle ⁇ MAX is determined, and based on this angle, the tomogram is re-imaged only once and displayed as it is.
  • the number of re-imaging is not limited to one.
  • an arrow may be added back from step S407 to step S402, and the process of steps S402 to S407 may be repeated until the evaluation value V in step S405 exceeds the threshold.
  • the irradiation angle ⁇ MAX optimized by the re-imaging angle determination unit 305 is based on the image data of the tomographic image captured at that time, and the surface shape is accurate for the region where the image signal of the recessed portion is small. May not be extracted. In this case, since the angle ⁇ MAX is not determined based on the exact surface shape of the recess, the recess may not be sufficiently captured. On the other hand, imaging is performed again on the basis of the obtained irradiation angle ⁇ MAX , and a tomographic image in which a recessed portion is accurately captured is acquired, and then image evaluation and analysis are performed. As a result, it is possible to prevent the display of a tomographic image which is finally captured at an irradiation angle at which the depression is not sufficiently reflected.
  • Examples 1 to 3 although an example in which the present invention is applied for the purpose of accurate shape extraction of the concavity of the optic disc is shown, the application of the present invention is not limited to this.
  • the method of shape analysis, the method of calculating signal strength, etc. which are part of the features of the invention inherent in the present specification, can be applied to extracting the shape of the layer boundary. For example, it can also be applied to the extraction of layers or interfaces present in the area below the blood vessel which can not be imaged by the blood vessel.
  • the OCT imaging apparatus that performs imaging based on the instruction of the information processing apparatus according to the present invention is not limited to the above. Although single-beam OCT is used in the present embodiment, multi-beam OCT may be used.
  • the present invention supplies a program that implements the functions of the above-described embodiments to a system or apparatus via a network or various storage media, and a computer (or CPU etc.) of the system or apparatus reads and executes the program. It is also realized by In that case, the program supplied to the device or system or the storage medium storing the program constitutes the present invention.
  • imaging unit 102 information processing apparatus 118 CPU 119 RAM 120 ROM 301 imaging instruction unit 302 tomographic image acquisition unit 303 shape analysis unit 304 re-imaging determination unit 305 re-imaging angle determination unit

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Abstract

　網膜上の所定位置への信号光の照射角度を調節して、対象部位の診断や画像計測に充分な断層像を取得できる仕組みを提供する。　撮影指示部３０１は網膜に対して第一の照射角度で信号光を照射し撮影する旨の撮影指示を撮像部１０１に送信する。断層像取得部３０２は、撮像部１０１により撮像された断層像を取得し、形状解析部３０３が層構造を解析して陥凹部の形状の少なくとも一部を特定する。形状が特定できなかった部分については、補間により形状を推定する。再撮影判定部３０４は特定できない部分領域の有無または大きさに基づいて再撮像を行うか否かを判定する。再撮影角度決定部３０５は形状解析部３０３にて得られた陥凹部の形状に基づき、陥凹部からの戻り光の強度が基準より弱くなる領域を最小とする第二の照射角度を決定する。決定された照射角度に基づき撮影指示部３０１が再撮影を指示する。

Description

情報処理装置、方法、システム、及びプログラム
　本発明は、眼科診療等に用いられる断層像撮像における撮像支援技術に関する。
　光干渉断層計（ＯＣＴ；Optical Coherence Tomography）などの眼部断層像撮像装置は、網膜層を３次元的に画像化することが可能である。これは網膜に対して信号光を照射し、網膜の各層または各境界で反射または散乱した信号光の戻り光と、参照光とから干渉光を発生させ、干渉光から画像を形成することで実現される。これにより網膜層の内部を観察し疾病の診断をより的確に行うことができるため、近年注目を集めている。
　網膜の層構造を正確に特定することは、緑内障等の病変の進行度を測る客観的な指標を得ることができるため重要である。例えば、カップと呼ばれる視神経乳頭の陥凹部の縁とディスクと呼ばれる乳頭縁との距離比であるＣ／Ｄ比、カップの面積、深度、容積や、内境界膜と外境界膜の間の領域である神経線維層の厚みなどが緑内障の進行度の指標として用いられている。
　図１４に、視神経乳頭部の断層像の模式図を示す。図１４において、Ｔ１～Ｔｎは網膜の奥行き方向を撮像して得られる視神経乳頭部の２次元断層像（Ｂ－Ｓｃａｎ像）である。一つの断層像は、網膜の奥行き方向をスキャンする複数のスキャンライン（以降Ａ－スキャンラインと呼ぶ）で構成される。ｚ軸はこのＡ－スキャンの方向を表す。網膜上の平面（ｘ－ｙ平面）の所定の範囲を順にラスタスキャンすることで、Ｔ１～Ｔｎからなる３次元データを取得できる。網膜はその層毎に光の反射率が異なるため、画像を解析することにより、内境界膜１４０１、網膜色素上皮層１４０２、視神経乳頭部１４０３などを特定することができる。
特開２００８－２４６１５８
　視神経乳頭部の形状は人によって様々であり、図１４のように網膜の表面に対して斜め方向に傾いて陥凹している症例も見られる。この場合、従来のＯＣＴによる撮像のように網膜の表面に対して垂直な信号光を照射させると、陥凹部の入り口部分で信号光が遮られて内部まで信号が充分に届かない。または届いたとしても反射または散乱された信号光の戻り光が減衰し、領域１４０４のように信号が非常に弱くなる領域が発生してしまう。視神経乳頭が傾いていない場合でも、信号光を陥凹の方向と異なる角度で照射した場合には、信号が届かない領域が発生してしまう。
　また血管や出血による偽像が発生している場合に、垂直に信号光を照射しても赤血球により光が減衰し、血管下の組織からは反射光の強度が著しく弱くなる。
　このように信号を取得できない場合には、層構造を特定できず、診断に必要な情報を得ることができなくなってしまう。
　特許文献１には、予備撮影により照射位置を変えて撮影する技術が開示されている。しかしながらこの技術は白内障のよう信号光の強度が弱い領域を避けて撮影する技術であるため、撮影対象とする部位を撮影することを目的とした技術ではない。
　本発明はかかる課題を解決するためになされたものであり、撮影対象の少なくとも一部の形状に応じて前記撮影対象に照射される信号光の戻り光が所定の強度となる前記信号光の照射角度を決定する決定手段と、前記決定された照射角度で前記撮影対象に照射される信号光の戻り光に基づいて前記撮影対象の断層像を撮像する指示を行う指示手段と、を有することを特徴とする。
　かかる構成を有することにより、撮影対象の少なくとも一部の形状に応じて撮影対象が所定の信号強度となる角度から信号光を照射して断層像を得るため、撮影対象の層構造を正確に特定可能な断層像を得ることができる。
実施例１に係るＯＣＴ撮像システムの構成図である。 瞳孔と信号光の位置関係と網膜への信号光の照射角度の関係を示す図である。 実施例１に係るＯＣＴ撮像システムの機能ブロック図である。 実施例１に係る情報処理装置１０２の処理手順を示すフローチャートである。 視神経乳頭部の表面形状抽出を説明する図である。 ステップＳ４０６の処理手順を示すフローチャートである。 事前照射角度θＰＲＥによる視神経乳頭の勾配マップを示す図である。 照射角度調整により輝度分布が等方化された勾配マップを示す図である。 実施例２に係るＯＣＴ撮像装置の機能ブロック図である。 実施例２に係る情報処理装置１０２の処理手順を示すフローチャートである。 実施例３に係るＯＣＴ撮像装置の機能ブロック図である。 実施例３に係る情報処理装置１０２の処理手順を示すフローチャートである。 対象部位の部分領域ごとに設定される信号光照射方向を示す図。 視神経乳頭部が斜めに陥凹している症例の断層像の模式図。
　本発明の一様態では、ＯＣＴによる被検眼の断層像撮像時に、網膜の診断や画像計測に適した画像が得られるように網膜の層または境界面への信号光の照射角度を調整して断層像を取得する仕組みについて説明する。１つの適用例として、視神経乳頭の陥凹部の断層像取得に適用した例を説明する。
　第一の実施例では、ＯＣＴ撮像法を用いて視神経乳頭部の３次元断層像を一度撮像し、撮像した断層像から視神経乳頭の陥凹部の形状を解析する。解析された陥凹部の各点において反射または散乱された信号光の戻り光の強度が所定の値となる信号光の照射角度を決定する。さらに決定された照射角度に基づき撮像を指示することで、視神経乳頭の陥凹部の形状に対応した画像を取得することができる。
　ここで図１は本実施例に係るＯＣＴ撮像システムの構成図である。図２（ａ）は瞳孔と信号光の位置関係を示す図であり、図２（ｂ）及び（ｃ）は瞳孔上の信号光の位置と所定位置への信号光の照射角度の関係を示す図である。図３はＯＣＴ撮像システムの機能ブロック図である。図５は視神経乳頭部の表面形状抽出を説明する図である。図６は情報処理装置１０２の処理手順を示すフローチャートである。図７は事前照射角度θＰＲＥによる視神経乳頭の勾配マップを示す図である。図８は照射角度調整により輝度分布が等方化された勾配マップを示す図である。
　図１を用いてＯＣＴ撮像システムの構成を説明する。ＯＣＴ撮像システムは、撮像部１０１が撮像指示を行う情報処理装置１０２からの指令を受け、撮影対象に対して照射した信号光が反射または散乱された信号光の戻り光と、参照光とから干渉光を生成し断層像を形成する。ここで信号光の戻り光とは、撮影対象に対して照射した信号光が所定の層または境界で反射または散乱され、撮像部１０１が信号として検出する光のことをいうものとする。情報処理装置１０２は撮影された断層像を取得し、所定の画像処理を行った後に表示部１０３に表示する。
　撮像部１０１の構成を示す。撮像部１０１は、光干渉撮像法を用いた光断層像撮像装置である。画像形成部１０４は、情報処理装置１０２からの指示情報を撮像パラメータとしてガルバノミラー駆動機構１０５を制御し、ガルバノミラー１０６を駆動する。そして、低コヒーレンス光源１０７からの光ビームをハーフミラー１０８により、対物レンズ１０９を経由して被検眼１１０に向かう信号光と固定配置された参照ミラー１１１に向かう参照光とに分割する。次に被検眼１１０により反射または散乱された信号光の戻り光と、参照ミラー１１１により反射された参照光の戻り光を重畳して干渉光を生成する。なお、ハーフミラー１０８に代えて、光を分割するスプリッタおよび重畳するカプラの双方の機能を有する光カプラを用いても良い。この干渉光を回折格子１１２によって波長λ１～λｎの波長成分に分光して、各波長成分を１次元光センサアレイ１１３によって検出するようになっている。１次元光センサアレイ１１３を構成する各光センサは、検出した波長成分の光強度の検出信号を画像再構成部１１４に出力する。画像再構成部１１４は、１次元光センサアレイ１１３から出力された干渉光の各波長成分の検出信号に基づいて、この干渉光についての波長－光強度の関係、すなわち干渉光の光強度分布（波長スペクトル）を求める。求めた干渉光の波長スペクトルをフーリエ変換し、網膜の断層像を再構成する。
　また、この撮像部１０１は撮影対象の部位に対して照射する信号光の入射角度を変えることができる。これについては後述する。位置制御部１１５は、情報処理装置１０２からの指示情報を撮像パラメータとして撮像部駆動機構１１６を制御し画像形成部１０４を駆動する。具体的には、指示情報は被検眼上の瞳孔に対する信号光のｘ－ｙ平面上の入射位置を表し、撮像部駆動機構１１６はこの入射位置に信号光が入射するように、被検眼１１０に対して画像形成部１０４を平行移動させる。撮像部１０１自体を平行移動させることとしても良い。これにより、瞳孔中心と瞳孔上に入射する信号光の相対位置を調整することで、網膜上の対象部位への信号光の照射角度を変更することができる。
　情報処理装置１０２の構成を説明する。この情報処理装置１０２は、撮像部１０１に対して第一の照射角度を指定して撮像する旨の指示を行うと共に、撮像された断層像に基づいて第二の照射角度を指定して撮像する指示を行うというものである。情報処理装置１０２はバス１１７を介してＣＰＵ１１８、ＲＡＭ１１９、ＲＯＭ１２０、入力機器としてのマウス１２１、記憶部としてのＨＤＤ１２２が接続されている。ＲＯＭ１２０には，後述する図７に示される処理を実現するためのコンピュータプログラムが格納されている。このプログラムがＲＡＭ１１９に展開されＣＰＵ１１８により実行することにより、プログラムと情報処理装置１０２の各要素が協働し図３に示される機能が実現されると共に、当該機能が連関することにより図４及び図７に記載の処理が実現される。
　図２に基づき、撮像部１０１による網膜への照射光の照射角度について説明する。図２（ａ）は、瞳孔中心と瞳孔上に入射する信号光の位置の関係を示す模式図である。図２（ａ）のＥ１は瞳孔、Ｐ０は瞳孔中心、ＩＲ０は赤外線画像の中心点を示す。瞳孔の画像は例えば赤外線カメラにより取得できる。撮像部１０１において、被検眼の網膜に対して照射する信号光の入射位置ＰＬは、瞳孔画像の中心と一致するように予め調整しておく。信号光の入射位置は、好適には瞳孔の中心と一致していることが望ましいが、図２（ａ）のように詳細な位置合わせを行わないで瞳孔の中心と信号光の照射位置が異なっていても良い。赤外線画像上では、瞳孔領域と周辺領域ではコントラスト差が大きくなるため、画像勾配を検出することで瞳孔Ｅ１の輪郭を抽出できる。瞳孔Ｅ１の輪郭は円形に近似できるため、近似した円の中心と半径を、それぞれ瞳孔中心Ｐ０と瞳孔半径ｒとして求める。ここで、点Ｐ０を原点としたときの点ＰＬのｘ－ｙ座標を（ｘＬ，ｙＬ）とする。
　図２（ｂ）は瞳孔上に入射する信号光と対象部位（視神経乳頭）への照射角度の関係を示す図である。図２（ｂ）において、Ｅ１は瞳孔、Ｅ２は角膜、Ｅ３は眼球、Ｅ４は水晶体、ＭＣは黄斑部、ＤＣは視神経乳頭部、Ｐ０は瞳孔中心、Ｄ０は瞳孔中心Ｐ０を通って視神経乳頭ＤＣに照射する信号光の照射方向、θＬＩＭは信号光の限界角度である。以降、Ｄ０を基準照射方向と呼ぶ。ここで、瞳孔Ｅ１に入射する信号光の中でＤ０に平行なものは、Ｅ４のレンズの働きによりＥ４で屈折され、ＤＣに焦点を結ぶ。従って、瞳孔への入射角度を一定に保ったまま信号光の瞳孔上の入射位置を変えると、その位置に応じて信号光はＤＣ上に異なる角度で照射される。このとき、Ｄ０を基準として物理的に変更可能な信号光の限界角度θＬＩＭは、信号光が瞳孔の端を通る場合となる。さらに、眼球は球形に近い楕円体であるため、眼球を球形に近似した場合、Ｅ３の断面は円形となり、角度θＬＩＭは瞳孔半径に対する円周角となる。従って、円周角の定理より網膜上の任意の位置に信号光の焦点を合わせた場合のθＬＩＭの値は一定となる。ＭＣに焦点を合わせた場合も同様であり、この場合、線分Ｐ０・ＭＣは瞳孔Ｅ１に対して垂直に交わるため、θＬＩＭは式（１）で求められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　但し、ｌは線分Ｐ０・ＭＣの長さである。ｌの長さは、予め眼軸長検査により測定しても良いし、一般的な平均値を用いても良い。具体的には、瞳孔半径ｒを３～４ｍｍとし、線分Ｄ０・ＭＣを１８．５ｍｍとした場合、θＬＩＭは約７．７～１０．７°である。
　また、（ｃ）において、Ｅ１、ＤＣ、Ｐ０、Ｄ０、θＬＩＭは、（ａ）と同じものを表す。さらに、Ｌは、信号光の中心線、ＰＬは信号光ＬがＥ１に入射する位置、ＤΘは点ＰＬを通りＤＣに照射する信号光の照射方向、Ｐ１はＥ１の輪郭上の基準点である。そして、θ１はＥ１上で線分Ｐ０Ｐ１と線分Ｐ０ＰＬがなす角、θ２は線分Ｐ０・ＤＣ（方向Ｄ０）と線分ＰＬ・ＤＣ（方向ＤΘ）がなす角である。このとき、θ１及びθ２の値は点ＰＬの位置によって定まり、点ＰＬの座標が（ｘＬ，ｙＬ）のとき、式（２）及び式（３）で求められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　式（３）では式（１）と同様に、ＭＣに信号光の焦点を合わせた場合の角度（線分Ｐ０・ＭＣと線分ＰＬ・ＭＣがなす角）からθ２を算出している。これら（θ１，θ２）を角度成分に持つ照射角度をθと定義する。
　また、瞳孔における入射方向を保ったまま瞳孔における信号光の入射位置を変えることにより、網膜上において信号光が照射される領域を変えずに、網膜上における信号光の入射角度を変更することができる。入射角度を変えることにより、第一の照射角度から照射した場合に正確な形状が得られない場合でも、第二の照射角度から入射させて画像化することができる。
　図３を用いて、情報処理装置１０２にてソフトウェアであるコンピュータプログラムとハードウェアが協働して実現される機能について説明する。
　撮影指示部３０１は網膜に対する所定の照射角度で撮影する旨の撮影指示を撮像部１０１に送信する。ここで送信する情報は照射角度等の撮影条件である。この撮影指示の受信を撮影開始の条件となる。撮影指示部３０１が行う最初の照射角度の決定処理については後述する。
　断層像取得部３０２は、撮影指示部３０１において指定された撮影条件に基づき撮像部１０１により撮像された断層像を取得する。
　形状解析部３０３は断層像取得部３０２にて取得した断層像の層構造を解析して陥凹部の形状を特定する。層構造の解析は、断層像から得られる輝度情報から得られるエッジに基づいて行う。形状が特定できなかった部分については、補間により形状を推定する。この処理については図５を用い後述する。
　再撮影判定部３０４は陥凹部において信号光の反射または散乱された戻り光の不足から特定できない部分領域の有無またはその領域の大きさに基づいて再撮像を行うか否かを判定する。判定は、陥凹部を所定の小領域に分割して各小領域ごとの戻り光の強度を求め、小領域の信号強度が所定の閾値より小さい領域を検出する。検出された領域がある場合、またはその領域が所定以上の大きさである場合には、再撮影を行うと判定する。この処理については図５を用い後述する。
　再撮影角度決定部３０５は、再撮影判定部３０４にて再撮像すると判定された場合には、撮影対象である陥凹部の形状に基づき陥凹部に照射された戻り光が所定の強度となる照射角度を決定する。ここでいう所定の強度とは、形状解析部３０３またはユーザにより陥凹部の形状が正確に特定できる戻り光の強度をいい、信号光の戻り光の強度が基準以下となる陥凹部の領域の大きさを最小となるような強度をいう。基準は、形状解析部３０３にて用いられる形状解析のアルゴリズムや、ユーザの指定により定められることとなる。決定された照射角度に基づき撮影指示部３０１は再撮影を指示する。
　表示部１０３は再撮影された断層像を表示する。記憶部３０６は、撮像部１０１に対して送信した撮影指示の情報や撮影された断層像を格納する。
　かかる構成を有することにより、形状の解析結果に応じて撮影対象に照射される光の強度が所定値以下である照射角度を決定し、決定された照射角度に基づいて撮像を指示するため、撮影対象について画像として描画されない領域を減らすことができる。また、最初に撮影された断層像に基づいて撮影対象である陥凹部の形状を解析し、その結果に応じて再撮影するか否かを判定するため、撮影の無駄を低減することができる。
　図４に基づいて、図２にて述べた情報処理装置１０２の各機能により実現される処理の手順を説明する。
　＜ステップＳ４０１＞
　ステップＳ４０１において、撮影指示部３０１は被検眼の眼底に対する２次元の計測範囲及び計測深度を調整する指示情報（以降、指示情報１と呼ぶ）を生成する。この指示情報１は、例えばマウス１２１を介したユーザの指定により行うが、記憶部３０６に格納された情報を用いても良い。また、撮影指示部３０１は、被検眼の瞳孔に対する信号光の入射位置を調整する指示情報（以降、指示情報２と呼ぶ）を生成する。この指示情報２は、被検眼の網膜に対する信号光の照射角度であるθＰＲＥを指示する情報である。撮影指示部３０１は、指示情報１及び指示情報２を撮像部１０１へと送信する。θＰＲＥについては特に限定されず、装置において予め定められた値を用いても、ユーザの指定により微調整ができるようにしてもよく、要は眼底の網膜に信号光が届けばよい。
　＜ステップＳ４０２＞
　ステップＳ４０２において、指示情報１及び２を受信することに応じて、撮像部１０１は撮影指示部３０１から取得した指示情報１及び指示情報２を撮像条件として断層像を撮像する。位置制御部１１５及び撮像部駆動機構１１６により、画像形成部１０４を移動させ、第一の照射角度θＰＲＥに応じた瞳孔上の位置に信号光を入射させる、撮像された断層像の画像データＩと、事前照射角度θＰＲＥの値を記憶部３０６に格納する。
　なお、指示情報１及び指示情報２は、撮影開始の条件としなくても良い。この場合には、撮影指示部３０１は指示情報１及び２を撮影条件として撮像部１０１に送信すると共に、ユーザに対して撮影準備ができた旨通知することとしても良い。この場合にはユーザが所望のタイミングで撮影を実行することができる。
　＜ステップＳ４０３＞
　ステップＳ４０３において、形状解析部３０３は記憶部３０６に格納された断層像の画像データＩを取得し、画像データＩから視神経乳頭部の少なくとも一部の表面形状を抽出する。ここで少なくとも一部としているのは、全部の形状が特定されている必要がなく、また正確な形状や構造を特定することが本実施例における処理の目的だからである。視神経乳頭部は、網膜色素上皮層が存在しない部分における網膜の境界面（内境界膜）として抽出される。
　ここで図５に基づき形状解析部３０３が行う断層像における視神経乳頭部の表面形状及び表面の近傍領域の解析手順を説明する。図５においてＢ－Ｓｃａｎ像Ｔ１～Ｔｎが得られ、内境界膜５０１、網膜色素上皮層５０２、乳頭部領域５０３、画像信号が非常に弱い領域５０４が示されている。視神経乳頭部の表面形状抽出の具体的な処理として、まず網膜層の境界面の１つである内境界膜５０１を抽出する。
　図５に示すように、内境界膜５０１は網膜層領域（図の白い領域）と背景領域（図の灰色の領域）の上側の境界であり、輝度のコントラスト差が大きい特徴を持つため、コントラスト差を用いて検出できる。例えば、Ａスキャンラインごとにｚ座標が０の点からｚ軸正方向にスキャンし、画像の輝度値の勾配が一定閾値Ｔｈ１以上となる点でスキャンを停止することで、内境界膜５０１の点を検出する。Ａスキャンライン番号を
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 とするとき、ラインｉに対応する内境界膜５０１の点をｐｉと定義する。このとき、画像信号が弱くなっている領域５０４は、ｚ軸方向に網膜層領域の連続性が途切れ、隣り合う内境界膜５０１上の２点間のｚ軸座標が大きく変化する。このような場合、これらの隣り合う２点間を線で補間する。ここでは、例えば線形補間を適用する。これにより、領域５０４をｚ軸に略平行な直線で補うことができる。
　次に網膜色素上皮層５０２を抽出する。網膜色素上皮層５０２は網膜層領域内部で特に輝度の高い領域として描画されるため、網膜層内でのコントラストを用いて検出できる。例えば、Ａスキャンラインｉごとに点ｐｉを開始点としてｚ軸正方向にスキャンし、最初に画像勾配が一定閾値Ｔｈ２以上となる点でスキャンを停止することで、網膜色素上皮層５０２上の点を検出する。この点をｑｉと定義する。このとき、乳頭部領域５０３には網膜色素上皮層５０２が存在しないため、点ｑｉを検出できない場合は、点ｑｉの座標は「存在しない」ことを表す値Ｆとする。従って、乳頭部領域５０３は、値Ｆが格納された点ｑｉのｘ座標の領域として検出できる。そして、検出された乳頭部領域５０３に含まれる点ｐｉの集合を、Ｔ１～Ｔｎ全てにおいて求め、これを視神経乳頭部の表面形状データＳとする。
　＜ステップＳ４０４＞
　ステップＳ４０４において再撮影判定部３０４は、形状解析部３０３から取得した画像データＩ及び形状データＳに基づいて再撮影をすべきか否かを判定する。この判定は、陥凹部に照射された信号の強度が小さい領域の大きさまたは領域の有無に応じて行う。
　図５の領域５０５は、内境界膜５０１の近傍の網膜層領域を表す。領域５０５は、形状データＳ上の全ての点から一定距離ｄ以内の範囲に含まれる領域（但し、内境界膜５０１より上側の背景領域は含まない）として求める。本実施例では、距離ｄは、Ａスキャンラインごとの内境界膜５０１から網膜色素上皮層５０２までの距離の平均値を定数ｃで割った値とする（例えばｃ＝５とする）。
　次に、領域５０５を複数の局所領域に分割する。ここでは、分割数をｋとして、領域５０５の体積を均等に分割し、各領域をＲ１～Ｒｋとする。そして、各局所領域
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 ごとに、画像信号が大きいかどうかを評価するための輝度評価値ｖｉを式（４）により算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　式（４）において、ｍはＲｉに含まれる画素数、ｂ（ｊ）は、Ｒｉに含まれるｊ番目の画素
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 の輝度値を表す。式（４）では、評価値ｖｉを、局所領域Ｒｉ内の画素値の平均値としたが、式（５）で表されるＳ／Ｎ比として算出しても良い。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　式（５）において、ｂｉ ＭＡＸは、Ｒｉに含まれる最大輝度値、ＲＭＳｉは、Ｒｉ内で計算したＲＭＳ（Ｒｏｏｔ　Ｍｅａｎ　Ｓｑｕａｒｅ）の値である。さらに、領域５０５全体における輝度評価値Ｖを式（６）により算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　このように、局所領域ごとに算出した輝度評価値ｖｉの最小値を、領域５０５全体の輝度評価値Ｖとすることで、部分的に画像信号の強度が小さい領域の有無に着目して全体の評価値を求めることができる。そして、画像データＩ及び解析の結果得られた輝度評価値Ｖの値を再撮影判定部３０４へと送信する。
　なお、判定の方法はこれに限らない。例えば、形状解析部３０３による解析の結果陥凹部の形状が特定できなかった部分の大きさにより評価しても良い。上述の例では陥凹部の輝度値を用いているが、陥凹部の形状が特定できている限りにおいては再撮影の必要がないので、撮影の無駄を低減することができる。同様に、陥凹部の形状について線型補間を適用した領域の大きさや、解析により形状は推定できたものの信頼性が低いと評価される領域の大きさによって評価しても良い。
　＜ステップＳ４０５＞
　ステップＳ４０５において、再撮影判定部３０４は、輝度評価値Ｖと一定の閾値ＶＴＨを比較し、断層像を表示するか否かを判定する。Ｖ＜ＶＴＨの場合は、対象部位の所定位置への信号光の照射角度を再設定する命令（以降、命令情報２と呼ぶ）を再撮影角度決定部３０５に送信し、ステップＳ４０６に移る。Ｖ＞＝ＶＴＨの場合は、画像データＩ及び画像データＩの表示を許可する情報（命令情報１と呼ぶ）を表示部１０３に送信し、ステップＳ４０７に移る。なお、画像信号の強度が小さい領域の大きさを評価値としても良い。この場合には、大きさの閾値を変えることにより再撮影するか否かの判定を行うこととなるため、再撮影に必要な時間と再撮影により得られる正確な画像情報とを比較衡量することができる。
　＜ステップＳ４０６＞
　ステップＳ４０６において、再撮影角度決定部３０５は、再撮影判定部３０４から命令情報２を取得した場合に、記憶部３０６からステップＳ４０２における断層像撮像時の事前照射角度θＰＲＥの値を取得する。そして、第一の照射角度である事前照射角度θＰＲＥと形状解析部３０３から取得した画像データＩ及び形状データＳに応じて、撮影対象である陥凹部において、信号光の戻り光の強度が所望の強度となる第二の照射角度θＭＡＸを取得する。そして、取得した照射角度θＭＡＸから信号光の被検眼の瞳孔への入射位置ＰＬ：（ｘＬ，ｙＬ）を求め、指示情報３として撮像部１０１へと送信する。ここでは、信号光が照射されない（或いは照射された後に被験眼から得られる反射光の強度が極端に弱くなる）視神経乳頭部上の表面領域が最も少なくなる照射角度をθＭＡＸとする。この処理については図７のフローチャートを用いて後述する。
　＜ステップＳ４０７＞
　ステップＳ４０７において、再撮影角度決定部３０５は、ステップＳ９１０で求めた照射角度θＭＡＸを撮像パラメータに変換する。具体的には、ステップＳ４０２で述べた、網膜上の信号光が入射する点ＰＬ（ｘＬ，ｙＬ）から照射角度θ：（θ１，θ２）に変換する処理とは逆に、角度θから点ＰＬに変換する。この変換は次の式（７）及び（８）により行うことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 　式（７）及び（８）において、ステップＳ４０２と同様に、ｒは瞳孔半径、ｌは線分Ｐ０・ＭＣを表す。以上のようにして求めた点ＰＬの座標を指示情報２として、撮影指示部３０１は撮像部１０１へと送信する。
　＜ステップＳ４０８＞
　ステップＳ４０８において、撮像部１０１は、再撮影角度決定部３０５から取得した指示情報２を撮像パラメータとして、断層像を撮像し、断層像の画像データＩを取得する。撮像方法は、ステップＳ４０２と同様である。なお、対象部位への信号光の照射角度を第一の照射角度θＰＲＥから第二の照射角度θＭＡＸへと変更する手段として位置制御部１１５及び撮像部駆動機構１１６を用いて画像形成部１０４を移動させるが、これに限らない。例えば被検眼に提示する固視灯の位置を変更し、その位置に固視させて被検眼を回転させることにより、瞳孔への信号光の入射位置を変更させる手段を用いても良い。この場合には装置構成が単純になるというメリットがある。そして、取得した断層像の画像データＩ及び表示を許可する命令情報１を表示部１０３へと送信する。
　＜ステップＳ４０９＞
　ステップＳ４０９において表示部１０３は、再撮影判定部３０４または撮像部１０１から命令情報１を取得した場合に、同様に取得した画像データＩを表示部１０３に表示する。
　以上で述べた構成によれば、第一の角度であるθＰＲＥに基づいて撮像した視神経乳頭部の３次元断層像から視神経乳頭部の陥凹部の形状を解析する。その結果に応じて陥凹部に照射される信号光の強度が基準以下となる領域を最小とする第二の角度である照射角度θＭＡＸを決定して断層像を再撮像する。これにより陥凹部が充分に描写された断層像を得ることができる。また、適切な照射角度を自動で取得できるため、撮影者が手動で照射角度を調整する負荷をなくすと共に調整に要する時間を短縮することができる。加えて撮影者による照射角度の調整のばらつきを防ぐことができる。
　図６のフローチャートを参照して、ステップＳ４０６における再撮影角度決定部３０５が照射角度θＭＡＸを取得する処理の詳説する。この処理では、シミューレションにより照射角度を変えながら、陥凹部の各点における信号光の強度を照射角度毎に求め、強度が所定の閾値よりも小さくなる領域が最小となるような照射角度をθＭＡＸとして求める処理である。陥凹部の各点における信号光の強度は、信号光の光束と陥凹部における各点の形状に関する勾配がなす角度を求めることで行う。
　＜ステップＳ６０１＞
　ステップＳ６０１において、再撮影角度決定部３０５は、記憶部３０６から事前照射角度θＰＲＥを取得し、基準照射方向Ｄ０を断層像の画像データＩ上に対応付ける。
　＜ステップＳ６０２＞
　ステップＳ６０２において、再撮影角度決定部３０５は、照射角度の変更回数をＮとし、変更する照射角度θ１～θＮを、基準照射方向Ｄ０を基準として設定し、記憶部３０６に格納する。θの角度成分（θ１，θ２）は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 を満たす。そこで、θ１に関しては、０°～３６０°をＮ１等分し、順にθ１ １，・・・θ１ ｊ，・・・θ１ Ｎ１と番号を付ける。θ２に関しても同様に、０°～θＬＩＭをＮ２等分し、順にθ２ １，・・・θ２ ｋ・・・θ２ Ｎ２と番号を付ける。但し、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
 である。そして、（θ１ ｊ，θ２ ｋ）の組合せの数だけ、変更する照射角度θ１～θＮを順に設定する。従って、変更回数Ｎ＝Ｎ１・Ｎ２となる。
　＜ステップＳ６０３＞
　ステップＳ６０３において、再撮影角度決定部３０５は、照射角度を変更する際の処理番号を
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
 として、ｉ＝１に設定し、形状データＳを取得する。
　＜ステップＳ６０４＞
　ステップＳ６０４において、再撮影角度決定部３０５は、記憶部３０６から照射角度θｉを取得する。
　＜ステップＳ６０５＞
　ステップＳ６０５において、再撮影角度決定部３０５は、照射角度θｉに基づき、同様に取得した形状データＳの勾配情報を解析し、形状データＳの勾配マップＧＭΘｉを生成する。この勾配マップは、照射される信号光の光束と陥凹部の各点における勾配のなす角度を表したものである。
　以下に、勾配マップを生成する理由を説明する。まず、断層像における視神経乳頭部の表面領域は、信号光を照射したときその表面上の各局所領域で反射し被験眼瞳孔を通り抜けて取得される反射光の強度が強くなるほど、高い輝度で描写される。そして、局所領域ごとの反射光の強度は、局所領域の面に対して信号光が垂直に近い角度で照射するほど、光の照射角度と反射角度の差が小さくなるため、大きくなる。この関係を図７を用いて言い換えて説明する。
　図７のｌｅｄｇｅは、形状データＳ上のある局所領域における接線、ＢＬθＰは、信号光の照射方向（この図ではＤθＰ）に対して垂直な平面を表す。この平面を信号光の投影基準面と定義する。また、ｈは、投影基準面に対する局所領域の高さを表す。このとき、投影基準面ＢＬθＰを基準とする接線ｌｅｄｇｅの傾きが小さいほど、ｌｅｄｇｅが照射方向に対して垂直に近くなり、局所領域から得られる反射光の強度が大きくなる。さらに、この接線ｌｅｄｇｅの傾きは、投影基準面を基準とした局所領域の高さｈの変化、つまり形状勾配に等しい。以上より、投影基準面を基準とした局所領域の形状勾配が小さいほど、その領域が画像化されたときの画像信号が大きくなることが分かる。従って、本実施例では、ある照射方向で信号光を視神経乳頭部に照射したときに、視神経乳頭部の表面形状全体がどのように画像化されるかを推定する指標として、局所領域ごとの勾配値を格納した勾配マップを生成する。
　勾配マップＧＭΘｉの具体的な生成方法を示す。上述の投影基準面を複数の局所領域に分割する。ここでは、局所領域を同一サイズの矩形領域Ａｊとして、領域Ａ１～ＡＮＡに分割する
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
 。次に、形状データＳを投影基準面に投影したとき、投影基準面上の領域Ａｊに対応する形状データＳ上の領域をＢｊとし、投影基準面を基準とした領域Ｂｊの高さの値をｈｊとする。この値ｈｊを領域Ａｊごとの輝度値として保持するマップを生成し、これを形状マップと定義する。そして、この形状マップの各輝度値ｈｊの輝度勾配ｇｊを算出する。本実施例では、ソーベルフィルタを用いてｇｊを算出する。そして、算出した値ｇｊを領域Ａｊごとの輝度値として保持するマップを生成し、これを勾配マップと定義する。このようにして、信号光に対する陥凹部の各点における傾きのなす角度が求められる。
　図７は、事前照射角度θＰＲＥによる視神経乳頭の勾配マップ（後述する）を示す図である。図７において、基準照射方向Ｄ０と事前照射角度θＰＲＥで照射した信号光の照射方向ＤθＰが示されている。画像データＩは照射角度θＰＲＥの信号光で撮像した画像であるため、ＤθＰはｚ軸方向と一致する。従って、基準照射方向Ｄ０はｚ軸を基準に角度θＰＲＥだけ傾けた方向として画像上に対応付けられる。ここで、角度θＰＲＥは実際には（θ１，θ２）を成分に持ち３次元で表されるが、図７では簡単のため２次元に投影した角度で表す。
　図７において、断層像Ｔ１～Ｔｎと、乳頭部領域７０３が示されており、乳頭部領域７０３に属する内境界膜が特に内境界膜７０４（形状データＳに相当する）として示されている。また高さｈを領域毎に表した内境界膜７０４の形状マップＳＭθＰと、形状マップＳＭθＰの微分値である内境界膜７０４の勾配マップＧＭθＰが示されている。この勾配マップＧＭθＰは、陥凹部の各部分領域における信号光の入射角度を表すため、各部分領域における信号光の強度を示している。
　ｘ’及びｙ’は、ＳＭθＰとＧＭθＰ上の座標軸である。形状マップＳＭθＰでは、マップ中心からｘ’軸負方向に向かって輝度の変化はなだらかであるが、マップ中心からｘ’軸正方向に向かって輝度の変化が激しい。従って、勾配マップＧＭθＰでは、マップ中心から右側の領域に輝度が極端に大きい領域が存在する。これは、その部分が、形状の傾斜が照射方向ＤθＰと略平行になっている内境界膜７０４の部位に対応することを表す。
　図７における角度θＰ、ＢＬθＰ、ＳＭθＰ、ＧＭθＰをそれぞれ順に、θｉ、ＢＬθｉ、ＳＭθｉ、ＧＭθｉに置き換えると、照射角度θｉに対応する勾配マップＧＭθｉが求まる。
　＜ステップＳ６０６＞
　ステップＳ６０６において、再撮影角度決定部３０５は、生成された勾配マップＧＭθｉに基づき勾配評価値Ｇｉを算出する。この評価値は、陥凹部の各点における信号強度が所定の閾値以下である領域の大きさを示す。ステップＳ６０５にて得られた勾配の平均値が所定の閾値以下である領域の数を勾配評価値Ｇｉとする。または、各部分領域における勾配値の逆数が所定の閾値以上である領域において、その勾配値の逆数を全領域に渡って加算した値を評価値Ｇｉとしても良い。ここでいう所定の閾値は予め設定しておいても、ユーザにより指定してもよく、形状解析のアルゴリズムやユーザの要望等に合わせて変更される。
　本実施例では、信号光が照射されない視神経乳頭部上の表面領域が最も少なくなる評価値Ｇｉの一つとして、次のような評価値を用いる。即ち、勾配マップＧＭθｉ上の局所領域ごとの勾配値をｇｊ、一定の勾配閾値をｇＴＨとし、式（９）及び（１０）により評価値Ｇｉを求める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
 　式（１０）は、勾配値がｇＴＨを下回る局所領域の数が少ないほど、かつ勾配値がｇＴＨを下回る量が小さいほどＧｉの値が大きくなり、逆の場合に値が小さくなる。
　図８は、信号光が視神経乳頭に一様に照射される場合の勾配マップを示す図である。図８において、Ｔ１～Ｔｎ、８０３、８０４、Ｄ０は、図７と同様のものを表す。ＤΘｉは照射角度θｉで照射した信号光の照射方向、ＢＬΘｉは照射角度θｉに対応する投影基準面、ｈは基準面ＢＬΘｉを基準とした内境界膜８０４の高さ、ＳＭΘｉは内境界膜８０４の形状マップ、ＧＭΘｉは内境界膜８０４の勾配マップである。図８では、ＤΘｉは内境界膜８０４全体に渡って、中心から見て等方的に照射されるため、勾配マップＧＭΘｉは、勾配値が極端に小さい局所領域が少ない輝度分布となる。従って、この場合は評価値Ｇｉの値が大きくなる。逆に、信号光が極端に偏って照射された場合は、勾配値が極端に小さい局所領域が増えるため、評価値Ｇｉの値が小さくなる。
　＜ステップＳ６０７＞
　ステップＳ６０７において、再撮影角度決定部３０５は、記憶部３０６に評価値の最大値ＧＭＡＸが格納されていない場合は、ＧＭＡＸ＝Ｇｉとして記憶部３０６に格納する。既に最大値ＧＭＡＸが格納されている場合は、ＧＭＡＸとＧｉの値を比較し、ＧＭＡＸ＜ＧｉならばＧＭＡＸ＝Ｇｉとして値を更新し、記憶部３０６に格納する。さらに、このときのＧＭＡＸに対応する照射角度θＭＡＸをθＭＡＸ＝θｉとして値を更新し、記憶部３０６に格納する。
　＜ステップＳ６０８＞
　ステップＳ６０８において、再撮影角度決定部３０５は、処理番号ｉを１増加させる。
　＜ステップＳ６０９＞
　ステップＳ６０９において、再撮影角度決定部３０５は、処理番号ｉと変更回数Ｎを比較し、ｉ＞ＮであればステップＳ６０８へ移行し、そうでなければステップＳ９０３へ移行する。
　＜ステップＳ６１０＞
　ステップＳ６０８において、再撮影角度決定部３０５は、記憶部３０６から照射角度θＭＡＸを取得する。このとき、θＭＡＸ＝｛θＭ１，θＭ２｝とする。そして、ステップＳ４０６の終了処理に移る。
　以上に述べた処理を行うことにより、照射角度を擬似的に変更しながら評価値Ｇｉの最大値を見つけることで、適切な照射角度θＭＡＸを求めることができる。
　（変形例１）
　以下に、勾配評価値Ｇｉの変形例を示す。特に凹部が湾曲していない通常の陥凹部に対して好適なものである。この勾配評価値は、特に凹部が湾曲していない通常の陥凹部に対して好適なものである。凹部が湾曲していないとは、凹部の中心軸が略直線となっているものをいう。そのような場合には、凹部の中心軸と平行となる照射角度がθＭＡＸとなる。また、凹部の中心軸に対して信号強度が等方性を有するという性質を利用している。図８は、湾曲等の複雑な形状を有しない陥凹部に対して適切な照射角度で照射した状態を示している。このような場合、内境界膜７０４の陥凹部に照射される信号光の強度が等方性を有し、勾配マップＧＭΘｉは、マップ中心からリング状に等輝度の領域が広がるような輝度分布となる。この場合、領域ＧＭＲ１～ＧＭＲ４は、互いに似た輝度分布となる。
　ここで、評価値Ｇｉは領域ＧＭＲ１～ＧＭＲ４の平均輝度値をそれぞれｒ１～ｒ４とし、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
 の分散の逆数として、式（１１）により求められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
 　式（１１）において、ｒａｖｇはｒ１～ｒ４までの平均値を表す。式（１１）は、領域ＧＭＲ１～ＧＭＲ４間でｒ１～ｒ４の値が均一になるほどＧｉの値が大きくなり、ばらつくほど値が小さくなる。図８のように、形状データＳ全体に渡って、照射方向θｉが陥凹部の中心に対して等方的にされる場合には、値が大きくなる。陥凹部が湾曲していないと仮定でき照射る場合には本変形例の評価値を用いることが可能である。
　（変形例２）
　第二の変形例では、第一の断層像にて信号強度が小さい領域に対して最も信号強度が大きくなるように第二の照射角度を求める。この場合には、第一の照射角度により得られた第一の断層像と第二の照射角度により得られた第二の断層像を表示部１０３に表示させることで陥凹部の形状を正確に確認することができる。また、後述する実施例３の構成を用い、断層像を合成してもよい。この場合には、より正確な形状を表した断層像を得ることができる。具体的には、上述のステップＳ６０６にて再撮影角度決定部３０５が算出する勾配評価値を、第一の照射角度θＰＲＥで撮影された断層像において形状が正確に特定できず補完した領域に対して最も光が照射される場合に高い評価とすればよい。
　（変形例３）
　また、実施例１では、視神経乳頭の表面形状の勾配値が全体で等方化されるように信号光の照射角度を求めたが、表面形状の解析方法はこれに限らない。例えば、次の方法で表面形状を解析し、照射角度θＭＡＸを求める。図７に基づいて説明する。実施例１の形状解析部３０３にて得られた陥凹部の形状データＳから陥凹部の最深位置を検出する。この位置を点ｐＤとする。次に、照射角度を擬似的に変更させたときの、形状マップの投影基準面Ｔ´における乳頭部領域７０３の対応領域を７０３’、点ｐＤの対応点をｐＤ’とする。このとき、点ｐＤ’がこの領域７０３’の重心に一致するような照射角度θをθＭＡＸとして取得する。これにより、乳頭部領域に対して、陥凹の最深部分が中心に来るような照射角度を求めることができる。この方法により、より簡便な画像解析による照射角度の取得を行うことができる。
　以上、第一の実施例及びその変形例ではＯＣＴ撮像装置による断層像から陥凹部の形状を特定したが、これ以外の方法により形状を特定しても本発明の適用を妨げない。
　第二の実施例では異なる照射角度で複数の断層像を予め撮像し、撮像した複数の断層像を解析することで、陥凹部の組織が画像上に最も良く描画されている断層像を選択し表示する。
　より具体的には、次のようにして撮像した複数の断層像から１つの断層像を選ぶ。異なる複数の角度から照射した信号光の各々から複数の断層像を得て、夫々の断層像について視神経乳頭の３次元の表面形状を抽出し、これに基づき視神経乳頭の表面近傍の内部領域における画像信号の大きさを求める。信号の大きさの求め方は、実施例１の輝度情報解析と同様の方法を用いる。この内部領域における画像の信号が最も大きい断層像を求め表示する。これは、陥凹部に届く信号光の量が多いほど、画像に現れる信号も大きくなるためである。従って、照射角度の取り得る範囲から最適な角度を求めて撮像したい場合ではなく、概ね陥凹部の組織が画像化される照射角度で撮像した断層像を取得したい場合は、撮像する回数を少数に抑えることで、画像解析の処理時間を抑え簡易に目的を達成できる。
　図９は、本実施形態に係る情報処理装置１０２の機能構成を示したものである。実施例１と同様の機能については同一の番号を付し、説明を省略する。
　撮影指示部９０１は、網膜の陥凹部に対して照射する信号光の照射角度を予め複数設定する。設定された複数の照射角度の情報を含む撮影条件を撮像部１０１に対して送信し、撮像する旨の指示を行う。
　選択部９０２は、撮影された断層像のうち、陥凹部の領域における信号強度が所定の閾値より小さい部分領域が少ない断層像を選択する。これにより、陥凹部の形状を最も適切に表す画像を選択することができる。選択された断層像は表示部１０３に表示させる。
　次に、図１０のフローチャートを参照して、本実施形態の撮像支援装置１３０の具体的な処理手順を説明する。
　＜ステップＳ１００１＞
　ステップＳ１００１において、撮影指示部９０１は指示情報１を生成する。そして照射角度の変更回数をＮとし、変更する照射角度θ１～θＮを設定し保持する。照射角度θ１～θＮは、実施例１におけるステップＳ６０２と同様の方法で設定する。但し、ステップＳ６０２では、θ１～θＮを、取り得る値の範囲において網羅的に設定したのに対し、ここでは、角度の変更間隔をより粗く設定してもよい。これは本実施例では、実施例１のように最適な照射角度を見つけるのではなく、概ね陥凹部の組織が画像化される断層像を取得することを目的とするためである。例えば、θの角度成分θ１に関しては分割数Ｎ１＝４（０°～３６０°を４等分）、角度成分θ２に関しては分割数
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
 とし、Ｎ＝８の組合せを順にθ１～θ８とする。
　そして、指示情報１を、撮像部１０１へと送信する。
　＜ステップＳ１００２＞
　ステップＳ１００２において、撮影指示部３０１は、照射角度を変更する際の処理番号を
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
 として、ｉ＝１に設定する。
　＜ステップＳ１００３＞
　ステップＳ１００３において撮影指示部３０１は、照射角度θｉを撮像パラメータに変換し、これを指示情報２として、撮像部１０１へと送信する。変換方法は、図４のステップＳ４０７と同様の方法で設定するため、説明は省略する。
　＜ステップＳ１００４＞
　ステップＳ１００４において、撮像部１０１は、撮影指示部３０１から取得した指示情報１及び指示情報２を撮像パラメータとして断層像を撮像する。撮像方法は、ステップＳ４０２と同様であるため、説明は省略する。このとき、撮像した照射角度θｉに対応する断層像の画像データをＩｉと定義する。断層像取得部３０２は撮像した画像データＩｉを撮像部１０１から取得し、記憶部３０６に格納する。
　＜ステップＳ１００５＞
　ステップＳ１００５において、形状解析部３０３は、記憶部３０６に格納された画像データＩｉを取得し、画像データＩｉから視神経乳頭の表面形状を抽出する。抽出方法は、ステップＳ４０３と同様であるため、説明は省略する。このとき、抽出した表面形状データをＳｉと定義する。そして、画像データＩｉ及び抽出した形状データＳｉを輝度情報解析部１３０５へと送信する。
　＜ステップＳ１００６＞
　ステップＳ１００６において、選択部７０２は、形状解析部３０３から取得した画像データＩｉ及び形状データＳｉに基づき輝度情報を解析し、輝度評価値Ｖｉを求める。Ｖｉの求め方は、ステップＳ４０４と同様であるため、説明は省略する。
　そして、輝度評価値Ｖｉの値を、記憶部３０６に格納する。
　＜ステップＳ１００７＞
　ステップＳ１００７において、選択部７０２は、記憶部３０６に格納された画像データＩｉに対応する輝度評価値Ｖｉを取得し、記憶部３０６に評価値の最大値ＶＭＡＸが格納されていない場合は、ＶＭＡＸ＝Ｖｉとして記憶部３０６に格納する。既に最大値ＶＭＡＸが格納されている場合は、ＶＭＡＸとＶｉの値を比較し、ＶＭＡＸ＜ＶｉならばＶＭＡＸ＝Ｖｉとして値を更新し、記憶部３０６に格納する。さらに、このときのＶＭＡＸに対応する処理番号をｎＭＡＸ＝ｉ、画像データをＩＭＡＸ＝Ｉｉとして値を更新し、記憶部３０６に格納する。
　＜ステップＳ１００８＞
　ステップＳ１００８において、撮影指示部９０１は、処理番号ｉを１増加させる。
　＜ステップＳ１００９＞
　ステップＳ１００９において、撮影指示部９０１は、処理番号ｉと変更回数Ｎを比較し、ｉ＞Ｎであれば、記憶部３０６から画像データＩＭＡＸを取得し、表示部１０３へと送信した後、ステップＳ１０１０へ移行する。ｉ≦Ｎであれば、ステップＳ１００３へ移行する。
　＜ステップＳ１０１０＞
　ステップＳ１０１０において、表示部１０３は、選択部７０２により選択された画像データＩＭＡＸを不図示のモニタに表示する。
　以上で述べた構成によれば、異なる照射角度で複数の断層像を予め撮像し、陥凹部を含む視神経乳頭の表面組織の画像信号が最も大きくなる断層像を選択し表示する。従って、撮像する回数を少数に抑えることで、撮像に多くの時間を費やし過ぎず、簡便な画像解析の処理によって、概ね陥凹部の組織が画像化された断層像を取得することができる。
　本実施例では、視神経乳頭を複数の部分領域に分割し、部分領域ごとにその領域に照射される信号光の量が最も多くなる照射角度を設定し、設定した複数の照射角度でそれぞれ断層像を撮像する。そして、撮像した複数の断層像を合成し、合成した断層像を表示する。
　図１１を用いて第三実施例に係る情報処理装置１０２の機能を説明する。撮像指示部１１０１は部分領域ごとの照射角度は次のように決める。部分領域ごとの照射角度は、その領域に属する陥凹部の内壁面に対し、照射する信号光が最も垂直に近くなる角度、即ち網膜表面の鉛直方向に最も近くなる物理的に変更可能な最大の傾きとする。これは、網膜表面の鉛直方向からの傾きが大きくなるに従い、陥凹部の内壁面への照射角度が垂直に近づくが、実際には瞳孔の大きさにより制限されるためである。従って、視神経乳頭の部分領域ごとに組織が画像上に最も良く描写される断層像を取得することとなる。取得した複数の断層像を合成することで、陥凹部の組織が一様に良く描写された断層像を提示することができる。具体的には、瞳孔の外延部から信号光を入射させることとなる。
　合成部１１０２は、得られた複数の断層像を合成する。撮像部１０１により得られた断層像Ｉ１～ＩＮのそれぞれにおいて、実施例１のステップＳ９０１と同様の方法で、基準照射方向Ｄ０を断層像の画像データＩ上に対応付ける。画像データＩ１～ＩＮは、方向Ｄ０を基準にしてそれぞれ信号光を角度θ１～θＮだけ傾けて撮像した画像であるため、各画像データにおける方向Ｄ０が一致するように、それぞれ角度θ１～θＮだけ画像を回転移動して位置合わせする。そして、位置合せ後の画像データＩ１～ＩＮの対応する画素間で画素値を合成して、合成画像データＩＣを生成する。画素値の合成方法として、本実施例では、画素値の平均値を合成後の画素値とする。また、合成後の画像はｚ軸が方向Ｄ０となるような断層像として生成する。このとき、画像データＩ１～ＩＮ内の画素で、合成後の断層像の範囲に含まれないものは、合成の対象から外れる。このように、合成される複数の断層像は異なる角度から撮影されたものであるため、各画像において信号の弱い領域を補完した合成画像を得ることができる。なお、合成方法はこの方法に限らない。例えば、画素の輝度値の大きさに応じて画素ごとに信頼度を付けて、信頼度を係数とした画素値の重み付け平均値を合成後の画素値としてもよい。この場合には信号強度の弱い領域をより正確に補完することができる。
　次に、図１２のフローチャートを参照して、本実施例に係る情報処理装置１０２の処理手順を説明する。但し、ステップＳ１２０２、Ｓ１２０３、Ｓ１２０４、Ｓ１２０５、Ｓ１２０６はそれぞれ、実施例２におけるステップＳ１００２、Ｓ１００３、Ｓ１００４、Ｓ１００８、Ｓ１００９と同様の処理であるため説明は省略する。
　＜ステップＳ１２０１＞
　ステップＳ１２０１において、撮像指示部１１０１は指示情報１を生成する。そして、照射角度の変更回数をＮとし、変更する照射角度θ１～θＮを設定し保持する。照射角度θ１～θＮは、本実施例ではθ１は取り得る値の範囲で均等に分割するが、瞳孔の外延部から信号光を入射させるため、θ２の値はθ２＝θＬＩＭで固定にする。５０３、画像信号が非常に弱い領域５０４が示されている。
　図１３（ａ）において、断層像Ｔ１～Ｔｎ、内境界膜１３０１、網膜色素上皮層１３０２、乳頭部領域１３０３はそれぞれ示されている。またｘ－ｙ平面に平行な平面Ｔ’と断層像Ｔ１～Ｔｎを平面Ｔ’に投影したときの乳頭部領域１３０３に対応する投影領域１３０４と、投影領域１３０４を均等に分割した部分領域ＤＣ１～ＤＣ４がそれぞれ表されている。ここでは、分割数ｎ＝４としている。本実施例では、領域ＤＣ１～ＤＣ４に属する陥凹部の表面領域ごとに、その領域に照射される信号光の量が最大となる照射角度を設定する。図１３（ｂ）は、図１３（ａ）の平面Ｔ’をｚ軸方向から見た図である。図１３（ｂ）において、領域ＤＣ１～ＤＣ４に対して照射される信号光の量が最も多くなる平面Ｔ’上の照射方向は、Ｄ１～Ｄ４で表される。ｘ－ｙ平面上に投影した信号光の照射角度は角度成分θ１で表されるので、Ｄ１～Ｄ４に対応するθ１の角度をそれぞれ、θ１ １～θ１ ４（０°～３６０°の範囲を４分割した角度）とする。また、陥凹部の表面に照射する信号光が垂直に近くなるほど、陥凹部の壁面に照射する信号光の量が大きくなる。従って、網膜表面に対する信号光の照射角度の傾きは角度成分θ２によって決まるので、θ２は、網膜表面に対して物理的に変更可能な傾きの最大角度θＬＩＭで一定とする。このように、瞳孔の外延部の複数箇所から照射した信号光の夫々に対応する断層像を取得することにより、陥凹部の各領域毎に信号光の強度を大きくした断層像を得ることができる。
　そして、撮像指示部１１０１は取得した指示情報１を撮像部１０１へと送信する。
　＜ステップＳ１２０７＞
　ステップＳ１２０７において、合成部１１０２は、記憶部３０６から断層像の画像データＩ１～ＩＮを取得し、それらを合成した画像データを生成する。合成の方法は先述のとおりである。そして、生成した合成断層像の画像データＩＣを表示部１０３へ送信する。
　＜ステップＳ１２０８＞
　ステップＳ１２０８において、表示部１０３は、断層像合成部１１９２から取得した画像データＩＣを表示する。
　以上で述べた構成によれば、視神経乳頭の部分領域ごとに信号光が最も多く照射される照射角度を設定して、それぞれの断層像を取得しそれらを合成することで、陥凹部の組織が一様に良く写し出された断層像を提示することができる。また、実施例１や２のように、断層像撮像後に発生する画像解析処理を省くことができる。
　（その他の実施形態）
　第一実施例では、最初に取得した断層像の輝度評価値Ｖが閾値を満たさない場合に、照射角度θＭＡＸを求め、この角度に基づき断層像を一回のみ再撮像してそのまま表示するが、再撮像の回数は一回に限らない。例えば、図４において、ステップＳ４０７からＳ４０２に戻る矢印を付け加え、ステップＳ４０５における評価値Ｖが閾値を超えるまでステップＳ４０２～Ｓ４０７の処理を繰り返す手順をとってもよい。これは、再撮影角度決定部３０５で最適化される照射角度θＭＡＸは、そのとき撮像された断層像の画像データに基づくものであり、陥凹部の画像信号が小さい領域に関しては表面形状が正確に抽出されていない可能性がある。この場合、角度θＭＡＸは、陥凹部の正確な表面形状に基づいて求められていないため、陥凹部が充分に写らない可能性がある。これに対して、得られた照射角度θＭＡＸに基づいて再度撮像を行い、より陥凹部が正確に写った断層像を取得した上で、画像評価・解析を行う。これにより、最終的に陥凹部の写り方が不十分な照射角度で撮像された断層像を表示することを防ぐことができる。
　実施例１乃至実施例３では、視神経乳頭の陥凹部の正確な形状抽出という目的に対して本発明を適用した例を示したが、本発明の適用はこれに限られない。本願明細書に内在する発明の特徴の一部である形状解析の方法、信号強度の算出方法等は、層境界の形状を抽出することに適用することが可能である。例えば、血管により画像化できない血管下の領域に存在する層または境界面の抽出にも適用することができる。
　なお、本発明に係る情報処理装置の指示に基づいて撮影を行うＯＣＴ撮像装置は上記のものに限られない。本実施形態においてはシングルビームのＯＣＴであったが、マルチビームのＯＣＴを用いても良い。
　更に本発明は、上述した実施形態の機能を実現するプログラムをネットワーク又は各種記憶媒体を介してシステムまたは装置に供給し、そのシステムまたは装置のコンピュータ（またはＣＰＵ等）がそのプログラムを読み出して実行することによっても実現される。その際には、装置またはシステムに供給されたプログラムまたはそのプログラムを格納した記憶媒体は、本発明を構成する。
　１０１　撮像部
　１０２　情報処理装置
　１１８　ＣＰＵ
　１１９　ＲＡＭ
　１２０　ＲＯＭ
　３０１　撮像指示部
　３０２　断層像取得部
　３０３　形状解析部
　３０４　再撮影判定部
　３０５　再撮影角度決定部

Claims (17)

  1. 　撮影対象の少なくとも一部の形状に応じて前記撮影対象に照射される信号光の戻り光が所定の強度となる前記信号光の照射角度を決定する決定手段と、
    　前記決定された照射角度で前記撮影対象に照射される信号光の戻り光に基づいて前記撮影対象の断層像を撮像する指示を行う指示手段と、
    　を有することを特徴とする情報処理装置。
  2. 　前記決定手段は撮影対象の形状に応じて前記撮影対象に対して照射される信号光の強度が基準より弱い領域を小さくなるように前記信号光の照射角度を決定することを特徴とする請求項１に記載の情報処理装置。
  3. 　前記撮影対象に対して所定の角度から照射された信号光の戻り光に基づいて撮像された前記撮影対象の断層像を取得する取得手段を有し、
    　前記決定手段は前記取得された断層像に基づいて前記撮影対象の形状を決定することを特徴とする請求項１または２に記載の情報処理装置。
  4. 　前記所定の角度が前記決定された角度と同じになる場合には、前記指示手段による指示を行わないことを特徴とする請求項３に記載の情報処理装置。
  5. 　前記取得された断層像において前記戻り光の強度が基準より弱い領域、前記撮影対象の形状を特定できなかった領域、前記撮影対象の形状を補間により推定した領域、または前記形状の信頼性が低い領域のいずれかの大きさに応じて前記指示手段による指示を行うか否かを判定する判定手段と、
    　を有することを特徴とする請求項３乃至４のいずれか１項に記載の情報処理装置。
  6. 　前記撮影対象は網膜の層の境界面であり、
    　前記決定手段は前記境界面の各領域に対する前記信号光の入射角に応じて前記信号光の強度を評価することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の情報処理装置。
  7. 　前記撮影対象は網膜の陥凹部であり、
    　前記決定手段は前記陥凹部の前記網膜の表面に対する傾きに応じて前記照射角度を決定することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の情報処理装置。
  8. 　前記指示手段は前記撮像をすべき旨の通知、撮像部への撮影条件の送信、または撮像の指示のいずれかを行うことを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の情報処理装置。
  9. 　複数の異なる角度から撮影対象に照射する信号光の戻り光の夫々により複数の断層像を取得する取得手段と、
    　前記取得された断層像の夫々における、前記戻り光の強度が基準より弱い領域の大きさに応じて前記取得された断層像から少なくとも１つの断層像を選択する選択手段とを有することを特徴とする情報処理装置。
  10. 　前記選択手段は、前記断層像の輝度値またはＳ／Ｎ比に基づいて前記戻り光の強度を評価することを特徴とする請求項９に記載の情報処理装置。
  11. 　複数の異なる角度から撮影対象に照射する信号光の戻り光の夫々により複数の断層像を取得する取得手段と、
    　前記取得された断層像を合成する合成手段とを有することを特徴とする情報処理装置。
  12. 　前記撮影対象は網膜であり、前記複数の異なる角度は瞳孔の外延部から入射させることを特徴とする請求項９乃至１１のいずれか１項に記載の情報処理装置。
  13. 　前記断層像は、光源からの光を信号光と参照光とに分割し、前記信号光を撮影対象に導くと共に前記参照光を参照ミラーに導き、前記撮影対象によって反射あるいは散乱された前記信号光による戻り光と、前記参照ミラーによって反射された参照光とを用い、前記撮影対象の断層像を撮像するための光断層像撮像装置により撮影されることを特徴とする請求項１乃至１２のいずれか１項に記載の情報処理装置。
  14. 　被検眼の網膜の陥凹部の形状を特定する特定手段と、
    　前記特定された陥凹部の形状に基づいて前記陥凹部に照射する信号光の戻り光が所定の強度となる前記陥凹部に照射する信号光の照射角度を決定する決定手段と、
    　前記決定された照射角度で照射した信号光の戻り光に基づいて干渉光を生成することにより前記陥凹部を撮像した断層像を取得する取得手段と
    　を有することを特徴とする情報処理装置。
  15. 　撮影対象の形状に応じて、前記撮影対象に照射される信号光の戻り光が所定の強度となる前記信号光の照射角度を決定するステップと、
    　前記決定された照射角度で前記撮影対象に照射される信号光の戻り光に基づいて前記撮影対象の断層像を撮像する指示を行うステップと
    　を有することを特徴とする情報処理方法。
  16. 　撮影対象の形状に応じて前記撮影対象に照射される信号光の戻り光が所定の強度となる前記信号光の照射角度を決定する処理と、
    　前記決定された照射角度で前記撮影対象に照射される信号光の戻り光に基づいて前記撮影対象の断層像を撮像する指示を行う処理と
    　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。
  17. 　撮影対象に所定の角度から照射する信号光の戻り光により前記撮影対象を撮像して断層像を得る撮像手段と、
    　前記撮像手段から撮影対象に第一の照射角度から照射した信号光の戻り光に基づき前記撮影対象の断層像を取得する取得手段と、
    　前記取得された断層像から前記撮影対象の形状を解析する解析手段と、
    　前記解析の結果に応じて前記撮影対象に前記第一の照射角度とは異なる第二の照射角度から前記信号光を照射して前記撮影対象を撮像する指示を前記撮像手段に対して指示手段と、
    　前記指示手段による指示に応じて撮像手段が撮像した断層像を表示させる表示手段と
    を有することを特徴とする撮像システム。
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