WO2019151301A1 - 画像処理方法、プログラムおよび記録媒体 - Google Patents

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WO2019151301A1
WO2019151301A1 PCT/JP2019/003105 JP2019003105W WO2019151301A1 WO 2019151301 A1 WO2019151301 A1 WO 2019151301A1 JP 2019003105 W JP2019003105 W JP 2019003105W WO 2019151301 A1 WO2019151301 A1 WO 2019151301A1
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WO
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embryo
image processing
signal light
light
intensity
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PCT/JP2019/003105
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靖 黒見
小林　正嘉
徹也 大林
拓也 会田
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株式会社Ｓｃｒｅｅｎホールディングス
国立大学法人鳥取大学
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Publication date
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    • G06T11/008—Specific post-processing after tomographic reconstruction, e.g. voxelisation, metal artifact correction
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    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/456—Optical coherence tomography [OCT]

Definitions

  • the present invention relates to image processing for two-dimensionally expressing data corresponding to a three-dimensional image of an embryo obtained by tomographic imaging of the embryo.
  • the present invention relates to image processing suitable for supporting evaluation work of cultured embryos.
  • Patent Document 1 proposes a technique for evaluating embryo quality by applying a non-invasive tomographic imaging technique such as optical coherence tomography (Optical Coherence Tomography; OCT).
  • OCT optical Coherence Tomography
  • a three-dimensional image of an embryo is reconstructed from a tomographic image obtained by OCT imaging. Based on the three-dimensional image, the quality of the embryo is evaluated using criteria such as the number of blastomeres, regularity, and fragmentation rate as the morphological criteria of the embryo.
  • the tomographic image obtained by OCT imaging and the three-dimensional image reconstructed therefrom have the potential to provide a lot of information useful for the evaluation of the embryo, such as the internal structure of the embryo. doing.
  • a specific method for presenting it in an easy-to-understand manner has not been established so far.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and provides a technique capable of presenting information obtained by OCT imaging to a user in a manner useful for effectively supporting embryo evaluation work in particular. For the purpose.
  • One aspect of the present invention is a process of obtaining original signal data indicating intensity distribution of signal light from each position in a three-dimensional space including the embryo, obtained by optical coherence tomography of the cultured embryo. And, based on the original signal data, spherical coordinates representing a correspondence relationship between each position in the three-dimensional space represented by a spherical coordinate having an origin inside the embryo and the intensity of the signal light from the position
  • An image processing method comprising: a step of creating data; and a step of outputting the intensity distribution of the signal light as a two-dimensional map having two declinations in the spherical coordinates as coordinate axes based on the spherical coordinate data.
  • Another aspect of the present invention is a program for causing a computer to execute the above steps.
  • Another aspect of the present invention is a computer-readable recording medium storing the above program.
  • embryos particularly mammalian fertilized eggs
  • the coordinates of each position inside the embryo are expressed in a spherical coordinate system, by looking at the intensity of the signal light from each position of the embryo in one radial direction, from the inside of the embryo to the surface It is possible to know the internal structure.
  • the intensity distribution of signal light in one radial direction represented by a set of these declinations can be represented at each point on the two-dimensional map having two declinations of spherical coordinates as coordinate axes.
  • Such a two-dimensional map indicates the structure of the embryo in each radial direction viewed from the origin, and how much symmetry it has with respect to the origin. It is a simple indication of information related to the structure. Therefore, the user can easily grasp the internal structure of the embryo at a glance from this map.
  • information obtained by OCT imaging of a cultured embryo can be presented to a user in a useful manner, particularly for effectively supporting the embryo evaluation work. It becomes.
  • This embodiment embodies an image processing method according to the present invention.
  • an embryo cultured in a medium (culture medium) carried on a culture vessel is tomographically imaged by optical coherence tomography (OCT) technology, and based on the data obtained thereby, The three-dimensional internal structure of the embryo is displayed and output as a two-dimensional map.
  • OCT optical coherence tomography
  • the purpose is to assist the user (specifically, a doctor or embryo cultivator) with the embryo evaluation work.
  • the image processing method of this embodiment can be applied for the purpose of obtaining knowledge for determining whether or not the culture is progressing well.
  • FIG. 1 is a principle diagram showing a configuration example of an image processing apparatus for performing tomographic imaging.
  • the image processing apparatus 1 performs tomographic imaging using an embryo cultured in a medium as an imaging object, and performs image processing on the obtained tomographic image to create a three-dimensional (3D) image of the imaging object.
  • 3D three-dimensional
  • xyz orthogonal coordinate axes are set as shown in FIG.
  • the xy plane represents a horizontal plane.
  • the z axis represents the vertical axis, and more specifically, the ( ⁇ z) direction represents the vertical downward direction.
  • the image processing apparatus 1 includes a holding unit 10.
  • the holding unit 10 holds the culture vessel 11 in a substantially horizontal posture with its opening surface facing upward.
  • the culture container (hereinafter simply referred to as “container”) 11 is a dish or plate having a transparent bottom made of glass or resin.
  • a predetermined amount of an appropriate medium M is injected into the container 11 in advance, and a sample Sp (embryo in this case) is cultured on the bottom 111 of the container 11 in the medium.
  • a sample Sp is illustrated in FIG. 1, a plurality of samples Sp may be cultured in one container 11.
  • the imaging unit 20 is disposed below the container 11 held by the holding unit 10.
  • the imaging unit 20 is an optical coherence tomography (OCT) apparatus that can capture a tomographic image of an object to be imaged in a non-contact and non-destructive (non-invasive) manner.
  • OCT optical coherence tomography
  • an imaging unit 20 that is an OCT apparatus includes a light source 21 that generates illumination light for an object to be imaged, a beam splitter 22, an object optical system 23, a reference mirror 24, a spectroscope 25, And a photodetector 26.
  • the image processing apparatus 1 further includes a control unit 30 that controls the operation of the apparatus and a drive control unit 40 that controls the movable mechanism of the imaging unit 20.
  • the control unit 30 includes a central processing unit (CPU) 31, an A / D converter 32, a signal processing unit 33, a 3D restoration unit 34, an interface (IF) unit 35, an image memory 36, and a memory 37.
  • the CPU 31 controls the operation of the entire apparatus by executing a predetermined control program.
  • the control program executed by the CPU 31 and data generated during processing are stored in the memory 37.
  • the A / D converter 32 converts a signal output from the photodetector 26 of the imaging unit 20 according to the amount of received light into digital data.
  • the signal processing unit 33 performs signal processing to be described later based on the digital data output from the A / D converter 32 to create a tomographic image of the object to be imaged.
  • the 3D reconstruction unit 34 has a function of creating a captured three-dimensional image (3D image) of the embryo based on the image data of the plurality of captured tomographic images.
  • the image data of the tomographic image created by the signal processing unit 33 and the image data of the three-dimensional image created by the 3D restoration unit 34 are stored and saved as appropriate by the image memory 36.
  • the interface unit 35 is responsible for communication between the image processing apparatus 1 and the outside. Specifically, the interface unit 35 has a communication function for communicating with an external device, and a user interface function for receiving an operation input from the user and notifying the user of various information.
  • an input device 351 and a display unit 352 are connected to the interface unit 35.
  • the input device 351 includes, for example, a keyboard, a mouse, a touch panel, and the like that can accept operation inputs related to device function selection, operation condition setting, and the like.
  • the display unit 352 includes a display device that displays various processing results such as a tomographic image created by the signal processing unit 33 and a stereoscopic image created by the 3D restoration unit 34, such as a liquid crystal display.
  • the CPU 31 gives a control command to the drive control unit 40.
  • the drive control unit 40 causes the movable mechanism of the imaging unit 20 to perform a predetermined operation.
  • the sample Sp (specifically, the embryo) is captured by a combination of the scanning movement of the imaging unit 20 executed by the drive control unit 40 and the detection of the amount of received light by the photodetector 26. ) Is acquired.
  • FIG. 2A and 2B are diagrams for explaining the imaging principle of the image processing apparatus. More specifically, FIG. 2A is a diagram showing an optical path in the imaging unit 20, and FIG. 2B is a diagram schematically showing a state of tomographic imaging of the sample Sp.
  • the imaging unit 20 functions as an optical coherence tomography (OCT) apparatus.
  • OCT optical coherence tomography
  • the sample Sp is displayed as a substantially spherical shape.
  • the shape of the sample Sp is not particularly limited in actual imaging.
  • a low coherence light beam L1 including a broadband wavelength component is emitted from a light source 21 having a light emitting element such as a light emitting diode or a super luminescent diode (SLD).
  • the light beam L1 enters the beam splitter 22 and branches. A part of the light L2 is directed to the container 11 as indicated by a broken line arrow, and a part of the light L3 is directed to the reference mirror 24 as indicated by a one-dot chain line arrow.
  • the light L2 directed toward the container 11 enters the container 11 through the object optical system 23. More specifically, the light L ⁇ b> 2 emitted from the beam splitter 22 enters the container bottom 111 through the object optical system 23.
  • the object optical system 23 has a function of converging light L ⁇ b> 2 from the beam splitter 22 toward the container 11 onto the sample Sp in the container 11, and a function of condensing the reflected light emitted from the sample Sp toward the beam splitter 22.
  • the object optical system 23 is typically represented by a single objective lens, but may be a combination of a plurality of optical elements.
  • the object optical system 23 is movable in the z direction by a focus adjustment mechanism 41 provided in the drive control unit 40. Thereby, the focal position of the object optical system 23 with respect to the object to be imaged can be changed in the z direction.
  • the optical axis of the object optical system 23 is parallel to the vertical direction, and is therefore perpendicular to the planar container bottom 111.
  • the incident light is incident on the object optical system 23 in parallel with the optical axis, and the arrangement of the object optical system 23 is determined so that the optical center of the illumination light coincides with the optical axis.
  • the sample Sp is not transparent to the light L2, the light L2 incident through the container bottom 111 is reflected by the surface of the sample Sp.
  • the sample Sp has a certain degree of transparency with respect to the light L2, the light L2 enters the sample Sp and is reflected by the internal structure. If, for example, near infrared rays are used as the light L2, incident light can reach the inside of the sample Sp. The reflected light from the sample Sp is emitted in various directions as scattered light. Of these, the light L4 emitted within the condensing range of the object optical system 23 is condensed by the object optical system 23 and sent to the beam splitter 22.
  • the reference mirror 24 is supported on its reflecting surface in a posture perpendicular to the incident direction of the light L3. Further, the mirror drive mechanism 42 provided in the drive control unit 40 can move in the direction along the incident direction of the light L3 (the y direction in the figure). The light L3 incident on the reference mirror 24 is reflected by the reflecting surface and travels toward the beam splitter 22 as light L5 that travels in the reverse direction along the incident optical path. This light L5 becomes the reference light. When the position of the reference mirror 24 is changed by the mirror driving mechanism 42, the optical path length of the reference light changes.
  • interference due to the phase difference occurs between the reflected light L4 and the reference light L5, but the spectral spectrum of the interference light varies depending on the depth of the reflecting surface. That is, the spectral spectrum of the interference light has information in the depth direction of the object to be imaged. Therefore, the reflected light intensity distribution in the depth direction of the object to be imaged can be obtained by spectrally detecting the interference light for each wavelength to detect the amount of light and performing Fourier transform on the detected interference signal.
  • the OCT imaging technique based on such a principle is called Fourier domain OCT (FD-OCT).
  • a spectroscope 25 is provided on the optical path of the interference light from the beam splitter 22 to the photodetector 26.
  • the spectroscope 25 for example, one using a prism, one using a diffraction grating, or the like can be used.
  • the interference light is spectrally separated for each wavelength component by the spectroscope 25 and received by the photodetector 26.
  • the interference signal output from the light detector 26 according to the interference light detected by the light detector 26 is Fourier-transformed to reflect the sample Sp in the depth direction at the incident position of the light beam L2, that is, the z-direction reflection.
  • a light intensity distribution is required.
  • a reflected light intensity distribution in a plane parallel to the xz plane is obtained. From the result, a tomographic image of the sample Sp having a cross section of the plane can be created.
  • a series of operations for acquiring one tomographic image It in a cross section parallel to the xz plane by beam scanning in the x direction is referred to as one imaging.
  • a tomographic image is taken each time the beam incident position in the y direction is changed in multiple stages. By doing so, as shown in FIG. 2B, it is possible to obtain a large number of tomographic images It obtained by tomographically imaging the sample Sp in a cross section parallel to the xz plane. If the scanning pitch in the y direction is reduced, image data with sufficient resolution to grasp the three-dimensional structure of the sample Sp can be obtained.
  • the beam scanning in the x direction and the y direction can be realized by various methods. For example, a method of changing the beam incident position in the xy direction using an optical component that changes an optical path such as a galvanometer mirror (not shown) can be applied. Further, it is also possible to apply a method in which one of the container 11 carrying the sample Sp and the imaging unit 20 is moved in the xy direction to change the relative positions thereof.
  • the imaging unit 20 has a demultiplexing function for branching light from the light source 21 into illumination light and reference light, and a function for combining signal light and reference light to generate interference light. This is realized by the beam splitter 22.
  • optical fiber couplers as exemplified below may be used as those having such a demultiplexing / multiplexing function in the OCT apparatus.
  • 3A and 3B are diagrams showing a specific configuration example of the OCT apparatus.
  • the same reference numerals are given to configurations that are the same as or correspond to the configurations in the principle diagram described above. Its structure and function are basically the same as those in the above principle diagram unless otherwise specified, and detailed description thereof will be omitted. Further, since the OCT imaging principle for detecting interference light by the optical fiber coupler is basically the same as described above, detailed description is omitted.
  • the imaging unit 20a includes an optical fiber coupler 220 as a demultiplexer / multiplexer in place of the beam splitter 22.
  • One optical fiber 221 constituting the optical fiber coupler 220 is connected to the light source 21, and the low coherence light emitted from the light source 21 is branched by the optical fiber coupler 220 into light to the two optical fibers 222 and 223.
  • the optical fiber 222 constitutes an object system optical path. More specifically, the light emitted from the end portion of the optical fiber 222 enters the object optical system 23 via the collimator lens 223. Reflected light (signal light) from the imaging object enters the optical fiber 222 via the object optical system 23 and the collimator lens 223.
  • the other optical fiber 224 constitutes a reference system optical path. More specifically, light emitted from the end of the optical fiber 224 enters the reference mirror 24 via the collimator lens 225. The reflected light (reference light) from the reference mirror 24 enters the optical fiber 224 via the collimator lens 225. The signal light propagating through the optical fiber 222 interferes with the reference light propagating through the optical fiber 224 in the optical fiber coupler 220. The interference light enters the photodetector 26 via the optical fiber 226 and the spectroscope 25. As described above, the intensity distribution of the reflected light on the object to be imaged is obtained from the interference light received by the photodetector 26.
  • the optical fiber coupler 220 is provided in the imaging unit 20b.
  • the optical fiber 224 is not used, and a collimator lens 223 and a beam splitter 227 are provided for the optical path of light emitted from the optical fiber 222.
  • the object optical system 23 and the reference mirror 24 are arrange
  • the focus adjustment mechanism 41 can adjust the depth of focus of the object optical system 23 relative to the object to be imaged by moving the object optical system 23 in the approaching / separating direction with respect to the container 11. .
  • the optical path length of the reference light can be changed by the mirror driving mechanism 42 moving the reference mirror 24 along the light incident direction.
  • the configuration of the image processing apparatus 1 can be applied to either the above-described beam splitter or the one using an optical fiber coupler.
  • the imaging apparatus for capturing a tomographic image is not limited to the above-described FD-OCT imaging apparatus.
  • a device based on another imaging principle such as a time domain OCT (TD-OCT) imaging device is applicable.
  • TD-OCT time domain OCT
  • reflected light of illumination light incident on each position in the three-dimensional space including the sample Sp and its periphery is used as signal light.
  • strength of the signal corresponding to the light quantity of the signal light from the said position are used for a process. Therefore, any imaging method that can acquire such data may be used.
  • FIGS. 4A to 4D are schematic views illustrating typical structures of embryos to be processed.
  • the image processing apparatus 1 When the image processing apparatus 1 is used, for example, for the purpose of infertility treatment, an in vitro fertilized human fertilized egg at the initial stage of culture becomes the imaging object of the image processing apparatus 1.
  • cleavage is started when an egg is fertilized, and a blastocyst is formed through a state called a morula.
  • the image processing method of this embodiment provides a user with information suitable for observing an embryo in the blastocyst stage immediately after fertilization, for example.
  • FIG. 4A schematically shows the structure of an embryo at an early stage (for example, from the 4-cell stage to the morula stage).
  • the outer shape of the embryo E1 is generally spherical. Its surface is covered with a jelly-like glycoprotein layer Z called zona pellucida.
  • the inside contains a plurality of cells C generated by cell division of a fertilized egg.
  • the inside of the zona pellucida Z is occupied by a plurality of cells C of equal size.
  • the size of the cells C is not uniform, as in the embryo E2 shown in FIG.
  • FIG. 4B shows a state in which the variation in the size of the cell C and the fragment F are generated, but only one of them may appear.
  • the state of the embryo is inferior to that shown in FIG. 4A. Therefore, in early embryos up to morula, whether the size of each cell C formed by cleavage is uniform, whether the surface of each cell C is smooth, whether fragment F is generated, etc. It can be an index for evaluating the state.
  • FIG. 4C and 4D schematically show the internal structure of the embryo at the blastocyst stage.
  • FIG. 4C shows embryo E3 in a good state
  • FIG. 4D shows embryo E4 in a poorer state.
  • the cells C having advanced cleavage are arranged as a thin layer on the surface of the embryo to form a trophectoderm T.
  • a cavity called blastocoel B is generated in the internal space surrounded by the trophectoderm T.
  • an inner cell mass I in which a large number of cells C are densely formed is formed in a part of the internal space.
  • the trophectoderm T is densely formed by many cells C, and the inner cell mass I is also densely constituted by relatively many cells C.
  • the vegetative ectoderm T may be formed sparsely with fewer cells C, the inner cell mass I may be composed of small cells and become small. Therefore, the culture state of the embryo can be indicated by the thickness and density of the vegetative ectoderm T and the size and density of the inner cell mass I.
  • FIG. 5 is a flowchart showing the image processing method of this embodiment.
  • step S101 is performed in an appropriate incubator prepared separately from the image processing apparatus 1.
  • the processing after step S102 is realized by the CPU 31 provided in the image processing apparatus 1 executing a control program recorded in advance in the memory 37, but is not limited thereto.
  • step S103 and the subsequent steps in FIG. 5 can be executed by a computer device having a general calculation function and an image output function.
  • These processes may be configured such that a computer apparatus different from the image processing apparatus 1 receives and processes OCT imaging data from the image processing apparatus 1.
  • the CPU 31 of the image processing apparatus 1 only needs to execute processing specialized for imaging. As a result, the processing load on the CPU 31 is reduced.
  • an embryo to be evaluated is cultured in an appropriate culture environment (step S101).
  • the cultured embryo is subjected to OCT imaging by the image processing apparatus 1 at an appropriate timing (step S102).
  • Data obtained by imaging specifically, data representing reflected light intensity from each position in the three-dimensional space including the embryo and its surroundings is stored in the memory 37 or the image memory 36 as original signal data.
  • a three-dimensional image of an embryo as shown in Patent Document 1 can be constructed and output as an image.
  • FIG. 6A to 6C are diagrams showing effects obtained by coordinate conversion from orthogonal coordinates to polar coordinates.
  • each position in the three-dimensional space is represented by the xyz coordinate system.
  • the outer shape of the embryo is generally spherical, and its internal structure has a relatively high rotational symmetry.
  • the center position of the embryo is specified from the original signal data (step S103), and this center position is set as the origin O of the spherical coordinate system.
  • This origin O does not have to coincide with the origin of the xyz orthogonal coordinate system in the original signal data.
  • coordinate conversion from orthogonal coordinates to spherical coordinates is performed by an appropriate conversion process (step S104).
  • the “embryonic center” can be obtained based on the original signal data as follows, for example.
  • the center of gravity in the image can be set as the center of the embryo.
  • a method for obtaining the center of gravity of a solid object is known, and such a method can be applied.
  • a spherical surface that approximately represents the surface of the embryo may be specified, and the center of the approximate spherical surface may be set as the center of the embryo.
  • This method can also be applied to the case where the interior of the embryo is hollow, such as a blastocyst E5 shown in FIG. 6B, or the interior structure of the embryo is complex.
  • the intensity distribution of the signal light when viewed in the radial direction from the origin.
  • the intensity distribution of the signal light is expressed in spherical coordinates, it is convenient for grasping what structure the embryo has in each direction as viewed from the origin.
  • the isotropy of the embryo viewed from the origin can be quantitatively evaluated.
  • the thickness and density of the zona pellucida Z in each radial direction can be obtained and its uniformity can be evaluated.
  • the distribution of thickness and density can be obtained in the same manner for the trophectoderm T.
  • the size (thickness and spread in the radial direction) of the inner cell mass I can also be evaluated. Specifically, it is as follows.
  • a single radial direction r1 extending from the origin O is considered for a blastocyst E5 in which spherical coordinates are set by coordinate transformation. It is assumed that the inner cell mass I does not exist in this direction.
  • the follicular cavity B occupies the periphery of the origin O, and reaches the outside of the embryo E5 through the thin trophectoderm T. Therefore, when the signal light intensity in the radial direction is plotted, it is as shown by a solid line in FIG. 6C.
  • the signal intensity is high at a position corresponding to the layer of the trophectoderm T, and the signal intensity is low on both sides thereof. That is, in the signal intensity distribution in this case, one peak corresponding to the trophectoderm T appears.
  • the width of this peak increases as the thickness of the trophectoderm T in this direction increases.
  • the peak height increases as the density of the trophectoderm T in this direction increases.
  • Th1 an appropriate threshold value for separating the background level and the significant peak
  • the radial direction depends on the width T1 of the region where the signal intensity continuously exceeds the threshold value Th1.
  • the thickness of the trophectoderm T at r1 can be expressed quantitatively.
  • the density of the nutrient ectoderm T can be represented by the height of the peak.
  • the signal intensity similarly increases at that position.
  • the peak position represents the distance from the origin O of the structure. Further, the total amount of structures existing in the direction can be represented by the integral value of the signal intensity in the radial direction r1.
  • the signal intensity distribution in this direction includes a component corresponding to the signal light from the inner cell mass I and a component corresponding to the signal light from the nutrient ectoderm T. That is, when the signal intensity in this direction is plotted, it is as shown by a dotted line in FIG. 6C. Specifically, a peak corresponding to the inner cell mass I and a peak corresponding to the trophectoderm T are superimposed. If there is a difference in density between the inner cell mass I and the trophectoderm T, the peak height is considered to change accordingly.
  • the width T4 of the region is the combined width of the inner cell mass I and the trophectoderm T. It will be equivalent.
  • a threshold value Th2 that separates the signal intensity corresponding to the inner cell mass I and the signal intensity corresponding to the nutritive ectoderm T. Can be set. If such a threshold Th2 is used, the width T2 of the inner cell mass I and the width T3 of the trophectoderm T in the direction r2 can be obtained individually.
  • the embryo is estimated from the distribution form of the signal intensity in each radial direction. For example, if the position, height, and width of the peak appearing in the signal intensity distribution are substantially constant in each radial direction, it can be said that the embryo is isotropic as viewed from the origin O. On the other hand, when any of the peak position, height, and width in a specific direction is significantly higher than the other directions, it can be said that there is a unique structure in that direction.
  • Such index values that quantitatively represent the signal intensity distribution in each radial direction are derived as scalar quantities (step S105), and are collected and visualized on a single two-dimensional map (step S106). In this way, it is possible to display an image so that the internal structure of the embryo can be grasped at a glance without observing the three-dimensional image from various directions.
  • the coordinate axes of the two-dimensional map can be, for example, two declination angles ⁇ and ⁇ . That is, one point specified by a pair of two declination angles ⁇ and ⁇ on this map represents one radial direction having the declination value as a coordinate value.
  • the width of the region where the signal intensity exceeds the threshold in the direction can be used.
  • the thickness distribution of the structure in each direction can be expressed.
  • the peak height or integral value of the signal intensity is used, the density distribution of the structure in each direction can be expressed.
  • a method of binarizing the scalar quantity value with a predetermined threshold value and representing it as a binarized image, or according to the scalar quantity value, each point on the map A method of varying lightness and darkness or lightness and a method of arranging an object (for example, a circle) having a different shape or size according to the value of the scalar amount on a map can be considered.
  • the signal intensity distribution in each direction can be obtained with the two declination angles ⁇ and ⁇ as coordinate axes.
  • a two-dimensional map that represents can be created.
  • pseudo-cylindrical projection can be used to map each direction expressed in spherical coordinates on a two-dimensional plane.
  • the two declinations ⁇ and ⁇ correspond to latitude and longitude, respectively
  • drawing methods are known and can be appropriately selected according to the purpose.
  • Each element of the image processing as described above can be realized using a general three-dimensional image processing application that has already been put into practical use.
  • the two-dimensional map created in this way is presented to the user by, for example, being displayed on the display unit 352 (step S107). The user can grasp the state of the embryo easily and accurately by looking at the displayed map.
  • FIG. 7A and 7B are diagrams showing examples of two-dimensional maps.
  • FIG. 7A is an example of a map expressing the thickness distribution of the zona pellucida Z in the early embryo.
  • the argument ⁇ is treated as latitude and the argument ⁇ is treated as longitude.
  • the Sanson projection which is a map projection that can maintain the area of the entity on the diagram, is used.
  • the transparent zone Z is thick, so that it is high-intensity. If the map is represented with uniform brightness, it can be said that the thickness of the transparent zone Z is uniform, but in this example, there is a high brightness (high brightness) area near the left end of the figure, and this part It can be seen that the zona pellucida Z is particularly thick.
  • a dark (low brightness) region is present on the right side from the central portion, and it can be seen that the transparent zone Z is thin in this portion.
  • the thickness distribution of the zona pellucida Z which was not known in the prior art unless the three-dimensional image was observed from various directions, is expressed by light and darkness (or shading) in a single two-dimensional map in this embodiment. It is possible to do.
  • FIG. 7B is an example of a map representing the surface thickness distribution in the blastocyst.
  • the illustrated method is the same as the example of FIG. 7A, and the inner cell mass I and the trophectoderm T are not particularly distinguished, but are simply expressed by the brightness of each position as the thickness of the structure. It can be seen that there is a large area with high brightness in the center part (the part surrounded by a broken line) in the figure, and there is a thicker structure than the other parts. This part is considered to correspond to the inner cell mass I. In other regions, the luminance unevenness is relatively small, but locally there are darker and brighter portions than the surroundings, indicating that the thickness of the nutrient ectoderm T is uneven.
  • the internal structure of an embryo cannot be determined by simply observing the surface of the embryo with a two-dimensional image or a three-dimensional image, but by further processing the three-dimensional image (for example, erasing the surface structure on the image). It was possible to visualize for the first time.
  • spherical coordinate data representing the signal intensity from each position in the three-dimensional space including the embryo by spherical coordinates is created from the original signal data obtained by OCT imaging of the embryo.
  • the embryo is generally spherical, and its internal structure generally has a relatively high rotational symmetry with respect to the center. From this, it is very useful to express the signal intensity distribution by specifying the coordinate position by the spherical coordinate having the origin inside the embryo in order to quantitatively express the structure of the embryo.
  • OCT imaging it is possible to reconstruct a three-dimensional image of the embryo from the imaging data, but in order for the user to grasp the internal structure of the embryo, it is necessary to observe the three-dimensional image from various directions. In some cases, processing such as erasing the outer structure by image processing may be required. Also, it is difficult to immediately know quantitative information such as the size of the structure simply by observing the image.
  • the signal intensity distribution is represented by polar coordinates with the origin near the center of the embryo
  • quantitative information such as the position, size and density of the structure in each radial direction can be obtained from the distribution profile. It can be easily derived.
  • the distribution state of the structure in each radial direction can be grasped from the result, for example, it is possible to evaluate the isotropy of the embryo.
  • one scalar quantity is derived from the signal intensity distribution in one radial direction
  • the scalar quantity is used as an index value representing the signal intensity distribution in the radial direction
  • two-dimensional using two declinations in spherical coordinates as coordinate axes There is a way to map on the map. In this way, it is possible to visualize the distribution of structures in the embryo having a three-dimensional structure as a single map.
  • the image processing method of the present embodiment can effectively support the embryo evaluation work by the user.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications other than those described above can be made without departing from the spirit of the present invention.
  • the image processing apparatus 1 of the above embodiment has a function of performing OCT imaging of the sample Sp and a function of generating and outputting an output image from the imaging data.
  • the image processing method of the present invention itself does not have an imaging function, and can also be executed by a computer apparatus that has acquired imaging data obtained by imaging with another apparatus having an imaging function.
  • the present invention may be implemented as a software program for causing a computer device to execute steps S102 to S107 among the processing steps of FIG.
  • the display output in step S107 may be performed by a display device separate from the computer device.
  • the computer device outputs image data corresponding to the image to be displayed on the display device.
  • Distribution of such a program can be performed in the form of downloading via a telecommunication line such as the Internet, for example. It is also possible to distribute a computer-readable recording medium in which the program is recorded. In addition, by causing an existing OCT imaging apparatus to read this program via an interface, the present invention can be implemented by the imaging apparatus.
  • the two-dimensional map exemplified in the above embodiment takes the thickness of the structure as an index value obtained from the signal intensity distribution in each radial direction, and maps this by applying the Sanson projection among the map projections. It is. This is intended to make it possible to intuitively grasp the size of the structure by making the relative size relationship of the area of the structure appearing on the map the same as that of the real object.
  • the index value and its display method are not limited to this. For example, when it is desired to more accurately represent the position and shape of the structure, the map may be created by an appropriate projection according to the purpose.
  • the thickness of the structure in each radial direction is represented by the brightness of the points on the map. Therefore, for example, it can be estimated that the bright area in the center of FIG. 7B corresponds to the inner cell mass I.
  • the following expression method is also conceivable. For example, assuming that the inner cell mass I has a higher density than other structures in the embryo, the signal intensity distribution in each radial direction has another structure at a position corresponding to the high density inner cell mass I. It is considered that a higher signal intensity appears than a signal corresponding to an object (for example, trophectoderm T).
  • a map combining a plurality of types of index values may be created.
  • an output form in which a plurality of maps representing different index values are displayed side by side on one screen may be employed. In this way, it is possible to effectively support the task of comprehensively evaluating the state of the embryo from various index values.
  • the aspect by which the three-dimensional image obtained by OCT imaging is displayed together may be sufficient.
  • the index value obtained from the intensity of the signal light may be represented as a two-dimensional map.
  • the structure from the center of the embryo to the surface is comprehensively represented by one index value.
  • the relative magnitude of the index value may be represented by, for example, lightness or darkness of points on the two-dimensional map.
  • the index value may be a value corresponding to the length of a region where the intensity of the signal light continuously exceeds a predetermined threshold in one radial direction.
  • the thickness of the structure existing in one radial direction can be represented by the index value.
  • the index value may be a value corresponding to an integrated value of the intensity of the signal light in a region where the intensity of the signal light continuously exceeds a predetermined threshold in one radial direction.
  • the amount of the structure existing in one radial direction can be represented by the index value.
  • the origin of the spherical coordinates can be obtained by, for example, a method in which the surface of the embryo is approximated to a spherical surface and the center of the approximated sphere is used as the origin.
  • embryos in culture have a generally spherical outer shape. From this, when the surface of the embryo is approximated to a spherical surface, the center of the approximate spherical surface substantially coincides with the center of the embryo.
  • the coordinates of each position of the embryo can be expressed in various forms suitable for visualization.
  • the interior of the embryo may be occupied by divided cells or a cavity may be created.
  • the method for obtaining the origin described above can be applied to either case.
  • a two-dimensional map may be created using a pseudo-cylindrical projection.
  • a spherical structure is expressed as a two-dimensional drawing, it is inevitable that some distortion appears in the shape and size of the structure.
  • This problem is common with the case where the surface of the earth, which is a sphere, is displayed as a planar map.
  • various map projections have been devised in response to this problem, and many of these projections can also be applied when creating a two-dimensional map of an embryo.
  • One of them is a pseudo-cylindrical projection, and mapping is performed using the pseudo-cylindrical projection, thereby making it possible to display a map while maintaining a certain condition, for example, the size relationship of the area of the structure.
  • the present invention can be applied for the purpose of supporting the work of evaluating the state of the cultured embryo, and can be used, for example, to increase the success probability of in vitro fertilization and artificial insemination in infertility treatment.

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Abstract

本発明は、ＯＣＴ撮像により得られる情報を、特に胚の評価作業を効果的に支援するために有用な態様でユーザに提示するものである。本発明に係る画像処理方法は、培養された胚を光干渉断層撮像して求められた、胚を含む三次元空間内の各位置からの信号光の強度分布を示す原信号データを取得する工程（Ｓ１０２）と、原信号データに基づき、胚の内部に原点を有する球座標で表される三次元空間内の各位置と、当該位置からの信号光の強度との対応を表す球座標データを作成する工程（Ｓ１０３～Ｓ１０５）と、球座標データに基づき、信号光の強度分布を球座標における２つの偏角を座標軸とする二次元マップとして出力する工程（ステップＳ１０６、Ｓ１０７）とを備える。

Description

画像処理方法、プログラムおよび記録媒体
　この発明は、胚を断層撮像することで得られる胚の三次元画像に対応するデータを、二次元的に表現するための画像処理に関するものである。特に、培養された胚の評価作業を支援するのに好適な画像処理に関する。
　例えば不妊治療を目的とした生殖補助医療においては、体外で受精させ一定期間培養した胚（受精卵）を胎内に戻すことが行われる。しかしながら、その成功率は必ずしも高くなく、患者の精神的および経済的な負担も大きい。この問題を解決するために、培養される胚の状態を的確に判断する方法が模索されている。
　従来、胚培養が良好に進行しているか否かの評価については、例えば顕微鏡観察により医師や胚培養士が目視で行うことが一般的である。その判断指標として、例えばVeeck分類やGardner分類などが広く用いられている。ただし、これらは胚の形態学的特徴に対するおおよその判断基準を示したものにすぎない。最終的な評価は、評価者の主観的判断に依存しているのが現状である。このため、客観的かつ定量的な評価を可能とするための技術が求められる。
　例えば特許文献１では、光干渉断層撮像（光コヒーレンストモグラフィ、Optical Coherence Tomography；ＯＣＴ）のような非侵襲の断層撮像技術を応用して胚の品質を評価する技術が提案されている。この技術では、ＯＣＴ撮像により得られる断層画像から胚の三次元像が再構成される。そして、その三次元像に基づき、胚の形態学的基準としての割球の数、その規則性、フラグメンテーション率等の基準を用いて胚の品質が評価される。
特開２０１７－５２１０６７号公報
　上記文献には、ＯＣＴ撮像で得られる三次元像に基づき胚の評価が可能であることが記載されている。また、胚を種々の方向から見た三次元像の例が開示されている。しかしながら、具体的な像の加工や定量的な指標の算出については述べられていない。すなわち、この従来技術は、これまでの目視観察に供されていた顕微鏡像のような二次元像を、単に三次元像に置き換えたものにすぎない。このため、従来の二次元像を用いるケースに比べれば、胚の評価作業をより効果的に支援することができるが、ＯＣＴ撮像結果から得られる情報が十分有効に活用されているとは言えない。例えば胚の内部構造を把握するためには、特許文献１の図５Ａないし図５Ｉに例示されているように、胚を種々の方向から見た像を表示させ、それを逐次観察して総合的な判断を行うことが必要になる。
　このように、ＯＣＴ撮像による得られる断層画像およびそれから再構成される三次元像は、例えば胚の内部構造等、胚の評価のために有用な多くの情報を提供することができる可能性を有している。しかしながら、それをわかりやすく提示するための具体的な方法については、これまで確立されるに至っていない。
　この発明は上記課題に鑑みなされたものであり、ＯＣＴ撮像により得られる情報を、特に胚の評価作業を効果的に支援するために有用な態様で、ユーザに提示することのできる技術を提供することを目的とする。
　この発明の一の態様は、培養された胚を光干渉断層撮像して求められた、前記胚を含む三次元空間内の各位置からの信号光の強度分布を示す原信号データを取得する工程と、前記原信号データに基づき、前記胚の内部に原点を有する球座標で表される前記三次元空間内の各位置と、当該位置からの前記信号光の強度との対応関係を表す球座標データを作成する工程と、前記球座標データに基づき、前記信号光の強度分布を前記球座標における２つの偏角を座標軸とする二次元マップとして出力する工程と、を備える画像処理方法である。
　また、この発明の他の一の態様は、上記各工程をコンピュータに実行させるためのプログラムである。また、この発明の他の一の態様は、上記プログラムを記憶したコンピュータ読み取り可能な記録媒体である。
　詳しくは後述するが、胚、特に哺乳類の受精卵は、その外形が概ね球形であり、またその内部構造も比較的高い回転対称性を有している。このことから、三次元像における胚の各位置を、胚の内部に原点を設定した球座標により表すことは極めて合理的である。具体的には、胚内部の各位置の座標が球座標系で表されると、１つの動径方向における胚の各位置からの信号光の強度を見ることで、胚の内部から表面にかけての内部構造を知ることが可能である。
　ユーザによる胚の評価作業を効果的に支援するためには、上記のような有用情報をどのような形式でユーザに提示するかが問題となる。例えば球座標の２つの偏角を座標軸とする二次元マップ上の各点に、それらの偏角の組で表される１つの動径方向の信号光の強度分布を表すことができる。このような二次元マップは、胚が、原点から見た各動径方向においてどのような構造を有しているか、また原点に対してどの程度の対称性を有しているか等、胚の内部構造に関わる情報を端的に示すものとなる。そのため、ユーザは、このマップを一見して胚の内部構造を容易に把握することが可能である。
　上記のように、本発明によれば、培養された胚をＯＣＴ撮像することにより得られる情報を、特に胚の評価作業を効果的に支援するために有用な態様でユーザに提示することが可能となる。
　この発明の前記ならびにその他の目的と新規な特徴は、添付図面を参照しながら次の詳細な説明を読めば、より完全に明らかとなるであろう。ただし、図面は専ら解説のためのものであって、この発明の範囲を限定するものではない。
断層撮像を行うための画像処理装置の構成例を示す原理図である。 この画像処理装置における撮像原理を説明する第１の図である。 この画像処理装置における撮像原理を説明する第２の図である。 ＯＣＴ装置の具体的構成例を示す第１の図である。 ＯＣＴ装置の具体的構成例を示す第２の図である。 処理対象となる胚の代表的な構造を例示する第１の模式図である。 処理対象となる胚の代表的な構造を例示する第２の模式図である。 処理対象となる胚の代表的な構造を例示する第３の模式図である。 処理対象となる胚の代表的な構造を例示する第４の模式図である。 この実施形態の画像処理方法を示すフローチャートである。 直交座標から極座標への座標変換の効果を示す第１の図である。 直交座標から極座標への座標変換の効果を示す第２の図である。 直交座標から極座標への座標変換の効果を示す第３の図である。 二次元マップの例を示す第１の図である。 二次元マップの例を示す第２の図である。
　以下、本発明に係る画像処理方法の具体的な実施形態について説明する。本実施形態は、本発明に係る画像処理方法を具現化したものである。この実施形態では、培養容器に担持された培地（培養液）中で培養された胚が、光干渉断層撮像（Optical Coherence Tomography；ＯＣＴ）技術によって断層撮像され、これにより得られたデータに基づき、胚の三次元的な内部構造が二次元マップとして表示出力される。その目的は、ユーザ（具体的には医師または胚培養士）による胚の評価作業を支援することである。例えば不妊治療を目的とする受精卵の培養において、培養が良好に進行しているか否かを判断するための知見を得ることを目的として、本実施形態の画像処理方法を適用することができる。
　最初に、断層画像を撮像するための画像処理装置の構成と、当該画像処理装置による撮像原理とについて説明する。その後に、撮像により取得されたデータを用いて二次元マップを作成する画像処理について説明する。
　図１は断層撮像を行うための画像処理装置の構成例を示す原理図である。この画像処理装置１は、培地中で培養された胚を被撮像物として断層撮像し、得られた断層画像を画像処理して、被撮像物の三次元（３Ｄ）像を作成する。以下の各図における方向を統一的に示すために、図１に示すようにｘｙｚ直交座標軸を設定する。ここでｘｙ平面が水平面を表す。また、ｚ軸が鉛直軸を表し、より詳しくは（－ｚ）方向が鉛直下向き方向を表している。
　画像処理装置１は保持部１０を備えている。保持部１０は、培養容器１１をその開口面を上向きにして略水平姿勢に保持する。培養容器（以下、単に「容器」という）１１は、ガラス製または樹脂製の透明な底部を持つ、ディッシュやプレートと呼ばれるものである。容器１１には予め適宜の培地Ｍが所定量注入されており、培地中では容器１１の底部１１１に試料Ｓｐ（ここでは胚）が培養されている。図１では１つの試料Ｓｐのみが記載されているが、１つの容器１１内で複数の試料Ｓｐが培養されていてもよい。
　保持部１０により保持された容器１１の下方に、撮像ユニット２０が配置される。撮像ユニット２０には、被撮像物の断層画像を非接触、非破壊（非侵襲）で撮像することが可能な、光干渉断層撮像（Optical Coherence Tomography；ＯＣＴ）装置が用いられる。詳しくは後述するが、ＯＣＴ装置である撮像ユニット２０は、被撮像物への照明光を発生する光源２１と、ビームスプリッタ２２と、物体光学系２３と、参照ミラー２４と、分光器２５と、光検出器２６とを備えている。
　また、画像処理装置１はさらに、装置の動作を制御する制御ユニット３０と、撮像ユニット２０の可動機構を制御する駆動制御部４０とを備えている。制御ユニット３０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）３１、Ａ／Ｄコンバータ３２、信号処理部３３、３Ｄ復元部３４、インターフェース（ＩＦ）部３５、画像メモリ３６およびメモリ３７を備えている。
　ＣＰＵ３１は、所定の制御プログラムを実行することで装置全体の動作を司る。ＣＰＵ３１が実行する制御プログラムや処理中に生成したデータは、メモリ３７に保存される。Ａ／Ｄコンバータ３２は、撮像ユニット２０の光検出器２６から受光光量に応じて出力される信号をデジタルデータに変換する。信号処理部３３は、Ａ／Ｄコンバータ３２から出力されるデジタルデータに基づき、後述する信号処理を行って、被撮像物の断層画像を作成する。３Ｄ復元部３４は、撮像された複数の断層画像の画像データに基づいて、撮像された胚の三次元像（３Ｄ像）を作成する機能を有する。信号処理部３３により作成された断層画像の画像データおよび３Ｄ復元部３４により作成された三次元像の画像データは、画像メモリ３６により適宜記憶保存される。
　インターフェース部３５は、画像処理装置１と外部との通信を担う。具体的には、インターフェース部３５は、外部機器と通信を行うための通信機能と、ユーザからの操作入力を受け付け、また各種の情報をユーザに報知するためのユーザインターフェース機能とを有する。この目的のために、インターフェース部３５には、入力デバイス３５１と表示部３５２とが接続されている。入力デバイス３５１は、装置の機能選択や動作条件設定などに関する操作入力を受け付け可能な例えばキーボード、マウス、タッチパネルなどで構成される。また、表示部３５２は、信号処理部３３により作成された断層画像や３Ｄ復元部３４により作成された立体像など各種の処理結果を表示する表示デバイス、例えば液晶ディスプレイを有する。
　また、ＣＰＵ３１は駆動制御部４０に制御指令を与える。これに応じて駆動制御部４０は、撮像ユニット２０の可動機構に所定の動作を行わせる。次に説明するように、駆動制御部４０により実行される撮像ユニット２０の走査移動と、光検出器２６による受光光量の検出との組み合わせにより、被撮像物である試料Ｓｐ（具体的には胚）の断層画像が取得される。
　図２Ａおよび図２Ｂはこの画像処理装置における撮像原理を説明する図である。より具体的には、図２Ａは撮像ユニット２０における光路を示す図であり、図２Ｂは試料Ｓｐの断層撮像の様子を模式的に示す図である。前記したように、撮像ユニット２０は光干渉断層撮像（ＯＣＴ）装置として機能するものである。なお、ここでは説明のために試料Ｓｐを略球形として表示している。しかしながら、実際の撮像において試料Ｓｐの形状は特に限定されない。
　撮像ユニット２０では、例えば発光ダイオードまたはスーパールミネッセントダイオード（ＳＬＤ）などの発光素子を有する光源２１から、広帯域の波長成分を含む低コヒーレンス光ビームＬ１が出射される。光ビームＬ１はビームスプリッタ２２に入射して分岐する。破線矢印で示すように一部の光Ｌ２が容器１１に向かい、一点鎖線矢印で示すように一部の光Ｌ３が参照ミラー２４に向かう。
　容器１１に向かった光Ｌ２は、物体光学系２３を経て容器１１に入射する。より具体的には、ビームスプリッタ２２から出射される光Ｌ２は、物体光学系２３を介して容器底部１１１に入射する。物体光学系２３は、ビームスプリッタ２２から容器１１に向かう光Ｌ２を容器１１内の試料Ｓｐに収束させる機能と、試料Ｓｐから出射される反射光を集光してビームスプリッタ２２に向かわせる機能とを有する。図では物体光学系２３は単一の対物レンズにより代表的に表されているが、複数の光学素子が組み合わされたものであってもよい。
　物体光学系２３は、駆動制御部４０に設けられた焦点調整機構４１により、ｚ方向に移動可能となっている。これにより、被撮像物に対する物体光学系２３の焦点位置がｚ方向に変更可能である。物体光学系２３の光軸は鉛直方向と平行であり、したがって平面状の容器底部１１１に垂直である。また、物体光学系２３への照明光の入射方向は光軸と平行であり、照明光の光中心が光軸と一致するように、物体光学系２３の配置が定められている。
　試料Ｓｐが光Ｌ２に対する透過性を有するものでなければ、容器底部１１１を介して入射した光Ｌ２は試料Ｓｐの表面で反射される。一方、試料Ｓｐが光Ｌ２に対してある程度の透過性を有するものである場合、光Ｌ２は試料Ｓｐ内まで進入してその内部の構造物により反射される。光Ｌ２として例えば近赤外線を用いれば、入射光を試料Ｓｐ内部まで到達させることが可能である。試料Ｓｐからの反射光は、散乱光として種々の方向に放射される。そのうち物体光学系２３の集光範囲内に放射された光Ｌ４が、物体光学系２３で集光されてビームスプリッタ２２へ送られる。
　参照ミラー２４は、その反射面を光Ｌ３の入射方向に対し垂直姿勢に支持されている。また、駆動制御部４０に設けられたミラー駆動機構４２により、光Ｌ３の入射方向に沿った方向（図ではｙ方向）に移動可能となっている。参照ミラー２４に入射した光Ｌ３は反射面で反射されて、入射光路を逆向きに辿るように進む光Ｌ５としてビームスプリッタ２２に向かう。この光Ｌ５が参照光となる。ミラー駆動機構４２により参照ミラー２４の位置が変更されることにより、参照光の光路長が変化する。
　試料Ｓｐの表面もしくは内部の反射面で反射された反射光Ｌ４と、参照ミラー２４で反射された参照光Ｌ５とは、ビームスプリッタ２２を介して光検出器２６に入射する。このとき、反射光Ｌ４と参照光Ｌ５との間で位相差に起因する干渉が生じるが、干渉光の分光スペクトルは反射面の深さにより異なる。つまり、干渉光の分光スペクトルは、被撮像物の深さ方向の情報を有している。したがって、干渉光を波長ごとに分光して光量を検出し、検出された干渉信号をフーリエ変換することにより、被撮像物の深さ方向における反射光強度分布を求めることができる。このような原理に基づくＯＣＴ撮像技術は、フーリエドメイン（Fourier Domain）ＯＣＴ（ＦＤ－ＯＣＴ）と称される。
　この実施形態の撮像ユニット２０では、ビームスプリッタ２２から光検出器２６に至る干渉光の光路上に、分光器２５が設けられている。分光器２５としては、例えばプリズムを利用したもの、回折格子を利用したもの等を用いることができる。干渉光は、分光器２５により波長成分ごとに分光されて光検出器２６に受光される。
　光検出器２６が検出した干渉光に応じて光検出器２６から出力される干渉信号をフーリエ変換することで、試料Ｓｐのうち、光ビームＬ２の入射位置における深さ方向、つまりｚ方向の反射光強度分布が求められる。容器１１に入射する光ビームＬ２をｘ方向に走査することで、ｘｚ平面と平行な平面における反射光強度分布が求められる。その結果から、当該平面を断面とする試料Ｓｐの断層画像を作成することができる。以下、本明細書では、ｘ方向へのビーム走査によってｘｚ平面と平行な断面における１つの断層画像Ｉｔを取得する一連の動作を、１回の撮像と称することとする。
　また、ｙ方向におけるビーム入射位置を多段階に変更しながら、その都度断層画像の撮像が行われる。こうすることで、図２Ｂに示すように、試料Ｓｐをｘｚ平面と平行な断面で断層撮像した多数の断層画像Ｉｔを得ることができる。ｙ方向の走査ピッチを小さくすれば、試料Ｓｐの立体構造を把握するのに十分な分解能の画像データを得ることができる。ｘ方向およびｙ方向へのビーム走査は、種々の方法により実現可能である。例えば、図示しないガルバノミラー等の光路を変化させる光学部品を用いてビーム入射位置をｘｙ方向に変化させる方法を適用可能である。また、試料Ｓｐを担持する容器１１と撮像ユニット２０とのいずれかをｘｙ方向に移動させてこれらの相対位置を変化させる方法も適用可能である。
　なお、上記の原理説明では、撮像ユニット２０において光源２１からの光を照明光と参照光とに分岐させる分波機能、および信号光と参照光とを合成して干渉光を生じさせる機能が、ビームスプリッタ２２により実現されている。一方、近年では、ＯＣＴ装置においてこのような分波・合波機能を担うものとして、以下に例示するような光ファイバカプラが用いられる場合がある。
　図３Ａおよび図３ＢはＯＣＴ装置の具体的構成例を示す図である。なお、理解を容易にするために、以下の説明では、上記した原理図の構成と同一のまたは相当する構成に同一符号を付すものとする。その構造および機能は、特に説明のない限り上記原理図のものと基本的に同じであり、詳しい説明は省略する。また、光ファイバカプラによる干渉光を検出するＯＣＴ撮像原理も基本的に上記と同じであるので、詳しい説明を省略する。
　図３Ａに示す構成例では、撮像ユニット２０ａは、ビームスプリッタ２２に代わる分波・合波器として光ファイバカプラ２２０を備えている。光ファイバカプラ２２０を構成する１つの光ファイバ２２１は光源２１に接続されており、光源２１から出射される低コヒーレンス光は、光ファイバカプラ２２０により２つの光ファイバ２２２，２２３への光に分岐される。光ファイバ２２２は物体系光路を構成する。より具体的には、光ファイバ２２２の端部から出射される光は、コリメータレンズ２２３を介して物体光学系２３に入射する。被撮像物からの反射光（信号光）は、物体光学系２３、コリメータレンズ２２３を介して光ファイバ２２２に入射する。
　他の光ファイバ２２４は参照系光路を構成する。より具体的には、光ファイバ２２４の端部から出射される光は、コリメータレンズ２２５を介して参照ミラー２４に入射する。参照ミラー２４からの反射光（参照光）は、コリメータレンズ２２５を介して光ファイバ２２４に入射する。光ファイバ２２２を伝搬する信号光と光ファイバ２２４を伝搬する参照光とが、光ファイバカプラ２２０において干渉する。干渉光は光ファイバ２２６および分光器２５を介して光検出器２６に入射する。光検出器２６により受光された干渉光から被撮像物における反射光の強度分布が求められることは上記原理通りである。
　図３Ｂに示す例でも、撮像ユニット２０ｂに光ファイバカプラ２２０が設けられる。ただし光ファイバ２２４は使用されず、光ファイバ２２２から出射される光の光路に対してコリメータレンズ２２３およびビームスプリッタ２２７が設けられる。そして、前述の原理通り、ビームスプリッタ２２７により分岐される２つの光路に、それぞれ物体光学系２３、参照ミラー２４が配置される。このような構成では、ビームスプリッタ２２７により信号光と参照光とが合成される。それにより生じた干渉光が、光ファイバ２２２，２２６を通って光検出器２６へ導かれる。
　これらの例では、図２Ａの原理図では空間中を進行する各光の光路の一部が光ファイバに置き換えられているが、動作原理は同じである。これらの例においても、焦点調整機構４１が物体光学系２３を容器１１に対し接近・離間方向に移動させることにより、被撮像物に対する物体光学系２３の焦点深さを調整することが可能である。また、ミラー駆動機構４２が参照ミラー２４を光の入射方向に沿って移動させることにより、参照光の光路長を変更可能である。
　以下、この画像処理装置１を用いた画像処理方法について詳説する。画像処理装置１の構成は、上記したビームスプリッタを用いるもの、光ファイバカプラを用いるもののいずれであっても適用可能である。また、断層画像を撮像するための撮像装置としては上記したＦＤ－ＯＣＴ撮像装置に限定されない。例えばタイムドメインＯＣＴ（ＴＤ－ＯＣＴ）撮像装置など他の撮像原理に基づくものも適用可能である。以下の画像処理方法では、試料Ｓｐおよびその周囲を含む三次元空間内の各位置に入射した照明光の反射光が信号光とされる。そして、三次元空間内の位置と、当該位置からの信号光の光量に対応する信号の強度とを対応付けたデータが処理に使用される。したがって、このようなデータを取得することのできる撮像方法であればよい。
　図４Ａないし図４Ｄは処理対象となる胚の代表的な構造を例示する模式図である。画像処理装置１が、例えば不妊治療を目的として利用されるとき、体外受精されたヒト受精卵の、培養の初期段階のものが画像処理装置１の撮像対象物となる。既に知られているように、卵子が受精すると卵割が開始され、桑実胚と呼ばれる状態を経て胚盤胞が形成される。本実施形態の画像処理方法は、例えば受精直後から胚盤胞期における胚を観察するのに好適な情報を、ユーザに提供するものである。
　図４Ａは初期段階（例えば４細胞期から桑実胚期）の胚の構造を模式的に示すものである。胚Ｅ１の外形は概ね球形である。その表面は透明帯と呼ばれるゼリー状の糖タンパク質の層Ｚで覆われている。その内部には、受精卵が細胞分裂することで生じる複数の細胞Ｃが含まれる。培養が良好に進行する状態では、図４Ａに示すように、透明帯Ｚの内部は大きさの均等な複数の細胞Ｃにより占められる。一方、培養の状態が良好でない場合、図４Ｂに示す胚Ｅ２のように、細胞Ｃの大きさが不揃いであったり、卵割により生成される細胞Ｃ以外にフラグメントと呼ばれる微小な断片が生じたりすることがある。なお、図４Ｂでは細胞Ｃの大きさのばらつきとフラグメントＦとが共に発生した状態を示しているが、これらの一方のみが出現することもある。
　いずれにしても、胚の状態としては図４Ａに示すものよりも劣っていると言える。したがって、桑実胚までの初期胚においては、卵割により形成される各細胞Ｃの大きさが揃っているか、各細胞Ｃの表面が滑らかであるか、フラグメントＦが生じているか等が、培養状態を評価するための指標となり得る。
　図４Ｃおよび図４Ｄは胚盤胞期における胚の内部構造を模式的に示すものである。このうち図４Ｃは状態が良好な胚Ｅ３を示し、図４Ｄはこれより状態の劣る胚Ｅ４を示している。胚盤胞期においては、図４Ｃに示すように、卵割の進んだ細胞Ｃが胚の表面に薄い層として並び栄養外胚葉Ｔを形成する。栄養外胚葉Ｔで囲まれる内部空間は、胞胚腔Ｂとよばれる空洞が生じる。また、内部空間の一部に、多数の細胞Ｃが密集した内細胞塊Ｉが形成される。
　状態のよい胚Ｅ３では、栄養外胚葉Ｔが多数の細胞Ｃにより密に形成され、また内細胞塊Ｉも比較的多くの細胞Ｃにより密に構成される。一方、これより状態の劣る胚Ｅ４では、栄養外胚葉Ｔがより少ない細胞Ｃで疎に形成されることや、内細胞塊Ｉが少ない細胞で構成され小さいものとなること等が生じ得る。したがって、栄養外胚葉Ｔの厚さや密度、内細胞塊Ｉの大きさや密度により、胚の培養状態を指標することができる。
　図５はこの実施形態の画像処理方法を示すフローチャートである。なお、以下に示す一連の処理のうち、ステップＳ１０１は、画像処理装置１とは別に準備された適宜のインキュベータ内で実施される。また、ステップＳ１０２以降の処理については、画像処理装置１に設けられたＣＰＵ３１が、メモリ３７に予め記録された制御プログラムを実行することにより実現されるが、これに限定されない。
　例えば、図５のステップＳ１０３以降については、一般的な演算機能および画像出力機能を有するコンピュータ装置によって実行することが可能である。これらの処理については、画像処理装置１とは別のコンピュータ装置が画像処理装置１からＯＣＴ撮像データを受け取って処理する構成であってもよい。このようにすれば、画像処理装置１のＣＰＵ３１は撮像に特化された処理のみを実行すればよいこととなる。これにより、ＣＰＵ３１の処理負荷が軽減される。
　以下、具体的な処理の内容を説明する。最初に、評価の対象となる胚が適宜の培養環境下で培養される（ステップＳ１０１）。培養された胚は、適宜のタイミングで、画像処理装置１によりＯＣＴ撮像される（ステップＳ１０２）。撮像により得られたデータ、具体的には、胚およびその周囲を含む三次元空間の各位置からの反射光強度を表すデータが、原信号データとしてメモリ３７または画像メモリ３６に保存される。この原信号データを用いて、特許文献１に示されたような胚の三次元像を構成し画像として出力することが可能である。
　図６Ａないし図６Ｃは直交座標から極座標への座標変換により得られる効果を示す図である。撮像対象物に対しｘｙ方向へのビーム走査で取得される原信号データでは、ｘｙｚ座標系で三次元空間内の各位置が表されている。しかしながら、前記したように胚の外形は概ね球形であり、またその内部構造も比較的高い回転対称性を有している。このため、胚の構造をより端的に表現するためには、胚の中心を原点とする球座標で各位置を表す方が好ましい。そこで、図６Ａに示すように、ｘｙｚ直交座標系から、動径ｒおよび２つの偏角θ、φを座標変数とするｒθφ球座標系への座標変換を行う。
　よく知られているように、直交座標系における点Ｐの座標（ｘ，ｙ，ｚ）と球座標系における点Ｐの座標（ｒ，θ，φ）との間には、原点Ｏが共通であれば下式：
　　ｘ＝ｒ・ｓｉｎθ・ｃｏｓφ
　　ｙ＝ｒ・ｓｉｎθ・ｓｉｎφ
　　ｚ＝ｒ・ｃｏｓθ
の関係があり、相互に変換可能である。
　具体的には、原信号データから胚の中心位置を特定し（ステップＳ１０３）、この中心位置を球座標系の原点Ｏとする。この原点Ｏは、原信号データにおけるｘｙｚ直交座標系の原点とは一致する必要はない。そして、適宜の変換処理により直交座標から球座標への座標変換を行う（ステップＳ１０４）。このように座標変換を行うことにより、ｘｙｚ直交座標系で特定される三次元空間内の各位置と、その位置からの信号光強度とを関連付けた原信号データから、ｒθφ球座標系で特定される三次元空間内の各位置と、その位置からの信号光強度とを関連付けたデータ（球座標データ）を作成することができる。
　「胚の中心」については、原信号データに基づき例えば次のようにして求めることができる。原信号データから構成される胚の三次元像が中実の球体とみなせる場合には、画像におけるその重心を胚の中心とすることができる。三次元画像処理において、中実のオブジェクトの重心を求める方法は公知であり、そのような方法を適用することが可能である。また、例えば胚の表面を近似的に表す球面を特定し、該近似球面の中心を胚の中心としてもよい。この方法は、例えば図６Ｂに示す胚盤胞Ｅ５のように胚の内部が中空である場合や、胚の内部構造が複雑である場合にも適用可能である。
　こうして球座標への座標変換を行うことで、原点から各動径方向に見たときの信号光の強度分布を求めることができる。信号光の強度分布が球座標で表されていると、胚が原点から見て各方向にどのような構造を有しているかを把握するのに好都合である。例えば、原点から見た胚の等方性を定量的に評価することができる。例えば、各動径方向における透明帯Ｚの厚さや密度を求めて、その均一性を評価することができる。また、胚盤胞においては、栄養外胚葉Ｔについて、同様に厚さや密度の分布を求めることができる。また、内細胞塊Ｉの大きさ（厚さおよび径方向への広がり）を評価することもできる。具体的には次の通りである。
　図６Ｂに示すように、座標変換により球座標が設定された胚盤胞Ｅ５に対し、原点Ｏから延びる１つの動径方向ｒ１を考える。この方向には内細胞塊Ｉが存在しないものとする。注目点を原点Ｏから動径方向ｒ１に沿って移動させたとき、原点Ｏの周辺は胚胞腔Ｂが占めており、薄い栄養外胚葉Ｔを経て胚Ｅ５の外部に至る。このため、当該動径方向における信号光強度をプロットすると、図６Ｃに実線で示すようになる。具体的には、栄養外胚葉Ｔの層に対応する位置で信号強度が高く、その両側では信号強度が低くなる。つまり、この場合の信号強度分布においては、栄養外胚葉Ｔに対応する１つのピークが現れる。
　このピークの幅は、この方向における栄養外胚葉Ｔの厚さが大きいほど大きくなる。また、ピークの高さはこの方向における栄養外胚葉Ｔの密度が高いほど大きくなる。図６Ｃに示すように、バックグラウンドレベルと有意なピークとを分離するための適宜の閾値Ｔｈ１を予め定めておけば、信号強度が閾値Ｔｈ１を連続して超える領域の幅Ｔ１により、動径方向ｒ１における栄養外胚葉Ｔの厚さを定量的に表すことができる。また、ピークの高さにより、栄養外胚葉Ｔの密度を表すことができる。
　なお、動径方向ｒ１に栄養外胚葉Ｔとは異なる他の構造体がある場合には、その位置で同様に信号強度が高くなると考えられる。ピーク位置は当該構造物の原点Ｏからの距離を表すことになる。また動径方向ｒ１における信号強度の積分値により、当該方向に存在する構造物の総量を表すことができる。
　一方、動径方向ｒ１とは異なるもう１つの動径方向として、内細胞塊Ｉが存在する方向ｒ２を考えてみる。この方向における信号強度分布には、内細胞塊Ｉからの信号光に対応する成分と栄養外胚葉Ｔからの信号光に対応する成分とが含まれる。つまり、この方向における信号強度をプロットすると、図６Ｃに点線で示すようになる。具体的には、内細胞塊Ｉに対応するピークと、栄養外胚葉Ｔに対応するピークとが重畳された形となる。内細胞塊Ｉと栄養外胚葉Ｔとの間に密度の差があれば、それに応じてピーク高さが変わると考えられる。
　ここで、バックグラウンドレベルと有意なピークとを分離するための閾値Ｔｈ１を連続的に超える領域を抽出すれば、その領域の幅Ｔ４は内細胞塊Ｉと栄養外胚葉Ｔとを合わせた幅に相当することとなる。また、例えば仮に内細胞塊Ｉが栄養外胚葉Ｔよりも高密度であるとすると、内細胞塊Ｉに対応する信号強度と、栄養外胚葉Ｔに対応する信号強度とを分離するような閾値Ｔｈ２を設定することが可能である。このような閾値Ｔｈ２を用いれば、当該方向ｒ２における内細胞塊Ｉの幅Ｔ２と、栄養外胚葉Ｔの幅Ｔ３とを個別に求めることが可能になる。
　このように、各動径方向における信号強度の分布態様から、胚の三次元構造を推定することが可能である。例えば、信号強度分布において現れるピークの位置、高さおよび幅が各動径方向に概ね一定であれば、原点Ｏから見た胚の等方性が高いと言える。一方、特定の方向においてピークの位置、高さおよび幅のいずれかが他の方向よりも有意に高いとき、当該方向に特異な構造があると言える。
　このような各動径方向における信号強度分布を定量的に表す指標値をそれぞれスカラー量として導出し（ステップＳ１０５）、それを単一の二次元マップ上に集約して可視化する（ステップＳ１０６）。こうすれば、三次元像を種々の方向から観察しなくても、一見して胚の内部構造を把握することができるような画像表示が可能となる。二次元マップの座標軸は、例えば２つの偏角θ、φとすることができる。すなわち、このマップ上において２つの偏角θ、φの組によって特定される１つの点は、当該偏角の値を座標値とする１つの動径方向を表すこととなる。
　１つの動径方向における信号強度分布をスカラー量として表す方法としては、上記したように、当該方向において信号強度が閾値を超える領域の幅、信号強度のピーク高さ、信号強度の積分値等を用いることができる。領域の幅を用いる場合には、各方向における構造物の厚さの分布を表すことができる。また、信号強度のピーク高さあるいは積分値を用いる場合には、各方向における構造物の密度分布を表すことができる。
　これらのスカラー量を二次元マップ上で表現する方法としては、スカラー量の値を所定の閾値で二値化して二値化画像として表す方法、スカラー量の値に応じてマップ上の各点の明暗または濃淡を異ならせる方法、スカラー量の値に応じて形状や大きさを異ならせたオブジェクト（例えば円形）をマップ上に配置する方法などが考えられる。このように、動径方向における信号強度分布を表すスカラー量の選択およびその表現方法を目的に応じて適宜に選択することで、２つの偏角θ、φを座標軸として各方向における信号強度分布を表す二次元マップを作成することができる。
　また、球座標で表現される各方向を二次元平面上にマッピングするには、例えば擬円筒図法を用いることができる。すなわち、２つの偏角θ、φをそれぞれ緯度、経度に相当するものとして、略球体である地球表面の地形を平面地図上に表現する場合と同様の図法を用いることができる。このような作図法はいくつか知られており、目的に応じて適宜選択することができる。
　上記のような画像処理の各要素は、既に実用化されている一般的な三次元画像処理アプリケーションを用いて実現することができるものである。こうして作成された二次元マップは、例えば表示部３５２に表示出力することによりユーザに提示される（ステップＳ１０７）。ユーザは、表示されたマップを見て、胚の状態を簡単に、かつ的確に把握することが可能である。
　図７Ａおよび図７Ｂは二次元マップの例を示す図である。図７Ａは初期胚における透明帯Ｚの厚さ分布を表現したマップの例である。ここでは、偏角θが緯度、偏角φが経度として扱われる。そして、実体における面積を図上で維持することのできる地図図法である、サンソン図法が用いられている。また、高輝度であるほど、透明帯Ｚが厚いことを表す。マップが一様な輝度で表されていれば透明帯Ｚの厚さが均一であると言えるが、この例では、図の左端部付近に高輝度の（明度の高い）領域があり、この部分で透明帯Ｚが特に厚くなっていることがわかる。また、中央部から右寄りの部分に暗い（明度の低い）領域があり、この部分では透明帯Ｚが薄いことがわかる。
　このように、従来の技術では三次元像を種々の方向から観察しなければわからなかった透明帯Ｚの厚さ分布を、本実施形態では単一の二次元マップにおける明暗（もしくは濃淡）により表現することが可能となっている。
　また、図７Ｂは胚盤胞における表面の厚さ分布を表現したマップの例である。図示の方法としては図７Ａの例と同じとし、また内細胞塊Ｉと栄養外胚葉Ｔとを特に区別せず単に構造物の厚さとして各位置の輝度により表現したものである。図の中央部分（破線で囲んだ部分）に高輝度の大きな領域があり、他の部分より厚い構造物があることがわかる。この部分が内細胞塊Ｉに対応すると考えられる。また、その他の領域では輝度ムラは比較的小さいが、局所的には周囲より暗い部分や明るい部分があり、栄養外胚葉Ｔの厚さにムラがあることが示されている。
　従来、胚の内部構造は、二次元像または三次元像で胚の表面を観察しただけではわからず、三次元像をさらに加工（例えば表面の構造物を画像上で消去する等）することで初めて可視化することができた。これに対し、本実施形態では、単一の二次元マップにおける明暗（もしくは濃淡）により胚の内部構造を表現することが可能となっている。各構造物のより詳細な形状や大きさ等については、例えば三次元像の観察と併用することにより、さらに詳しい情報を得ることが可能である。
　以上のように、この実施形態では、胚をＯＣＴ撮像することにより得られる原信号データから、胚を含む三次元空間内の各位置からの信号強度を球座標により表す球座標データが作成される。胚は概ね球形であり、その内部構造も一般的には中心に対し比較的高い回転対称性を有する。このことから、胚の内部に原点を有する球座標により座標位置を指定して信号強度分布を表すことは、胚の構造を定量的に表現するために非常に有益である。
　ＯＣＴ撮像では撮像データから胚の三次元像を再構成することが可能であるが、ユーザが胚の内部構造を把握するためには、三次元像を種々の方向から観察する必要がある。また画像処理によって外側の構造物を消去する等の加工が必要となる場合もある。また、単に画像を観察するだけでは構造物のサイズ等の定量的な情報を直ちに知ることは難しい。
　これに対し、例えば胚の中心付近を原点とする極座標によって信号強度分布を表すようにすれば、その分布プロファイルから、各動径方向における構造物の位置、寸法および密度等の定量的な情報を容易に導出することが可能である。また、その結果から各動径方向における構造物の分布状態を把握することができるので、例えば胚の等方性を評価することも可能となる。
　このような定量的な情報を可視化して表す方法としては、種々のものが考えられる。例えば１つの動径方向における信号強度分布から１つのスカラー量を導出し、該スカラー量を当該動径方向の信号強度分布を表す指標値として、球座標における２つの偏角を座標軸とする二次元マップ上にマッピングする方法がある。このようにすれば、三次元構造を有する胚における構造物の分布状態を、単一のマップとして可視化することが可能となる。
　このようなマップが画像として表示または出力されることにより、ユーザは胚の状態を容易に把握することができる。このため、本実施形態の画像処理方法は、ユーザによる胚の評価作業を効果的に支援することができるものとなっている。
　なお、本発明は上記した実施形態に限定されるものではなく、その趣旨を逸脱しない限りにおいて上述したもの以外に種々の変更を行うことが可能である。例えば、上記実施形態の画像処理装置１は、試料ＳｐをＯＣＴ撮像する機能、および撮像データから出力画像を作成し出力する機能を有するものである。しかしながら、本発明の画像処理方法は、自身は撮像機能を持たず、撮像機能を有する他の装置での撮像により得られた撮像データを取得したコンピュータ装置によって実行することも可能である。
　これを可能とするために、図５の各処理ステップのうちステップＳ１０２ないしＳ１０７をコンピュータ装置に実行させるためのソフトウェアプログラムとして、本発明が実施されてもよい。なお、ステップＳ１０７の表示出力については、コンピュータ装置とは別体の表示装置によって行われてもよい。この場合、コンピュータ装置は、表示装置に対して表示すべき画像に対応する画像データを出力することになる。
　このようなプログラムの配布は、例えばインターネット等の電気通信回線を介してダウンロードする形式によって行うことが可能である。また、当該プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体を配布することによっても可能である。また、既存のＯＣＴ撮像装置にインターフェースを介してこのプログラムを読み込ませることで、当該撮像装置により本発明を実施することも可能となる。
　また、上記実施形態で例示した二次元マップは、各動径方向の信号強度分布から求められる指標値として構造物の厚さを採り、これを地図図法のうちサンソン図法を応用してマッピングしたものである。これは、マップに現れる構造物の面積の相対的な大小関係を実物と同じにすることで、構造物の大きさを直感的に把握できるようにすることを志向したものである。しかしながら、指標値およびその表示方法についてはこれに限定されない。例えば構造物の位置や形状をより的確に表したい場合等、目的に応じて適宜の図法によりマップが作成されてよい。
　また、上記実施形態では、各動径方向における構造物の厚さがマップ上の点の輝度によって表されている。したがって例えば図７Ｂ中央部の明るい領域が内細胞塊Ｉに対応していると推定することが可能である。これに代えて、例えば以下のような表現方法も考えられる。例えば仮に内細胞塊Ｉが胚内の他の構造物よりも高い密度を有するとすると、各動径方向の信号強度分布においては、高密度の内細胞塊Ｉに対応する位置で、他の構造物（例えば栄養外胚葉Ｔ）に対応する信号よりも高い信号強度が現れると考えられる。このことから、ある閾値（例えば図６Ｃに示される閾値Ｔｈ２）よりも高い信号強度が現れる動径方向に対応するマップ上の点が他の動径方向に対応する点とは異なる色で表示されるようにしてもよい。このようにすれば、マップ上の色によって構造物の密度を、また輝度によって厚さをそれぞれ表現することが可能になる。これにより、ユーザが胚の構造をより直感的に把握することが可能な表示とすることができる。
　また例えば、複数種の指標値を組み合わせたマップが作成されてもよい。また互いに異なる指標値を表す複数のマップが、１つの画面上に並べて表示されるような出力形態であってもよい。このようにすれば、各種の指標値から総合的に胚の状態を評価する作業を効果的に支援することが可能になる。またＯＣＴ撮像により得られる三次元像が併せて表示される態様であってもよい。
　以上、具体的な実施形態を例示して説明してきたように、本発明に係る画像処理方法においては、球座標の２つの偏角の組で特定される１つの動径方向の各位置からの信号光の強度から求めた指標値の大きさが、二次元マップとして表される態様であってもよい。このような構成によれば、胚の中心部から表面までの構造が包括的に１つの指標値で表される。これがマッピングされることで、ユーザが胚の全体構造を把握しやすくなる。このため、三次元像を種々の方向から観察するという作業を省くまたはその手間を軽減することができる。
　この場合、指標値の相対的な大きさが、例えば二次元マップ上の点の明暗または濃淡によって表されてもよい。このような表現方法では、ユーザはマップの各部を詳細に検討しなくても、マップ全体を一見して胚の概略構造を直感的に把握することが可能となる。
　また例えば、指標値は、１つの動径方向において信号光の強度が連続して所定の閾値を超える領域の長さに対応する値であってもよい。このような構成によれば、１つの動径方向に存在する構造物の厚さを指標値によって表すことができる。また例えば、指標値は、１つの動径方向において信号光の強度が連続して所定の閾値を超える領域における信号光の強度の積分値に対応する値であってもよい。このような構成によれば、１つの動径方向に存在する構造物の量を指標値によって表すことができる。
　また、球座標の原点については、例えば胚の表面を球面近似し、該近似球の中心を原点とする方法により求めることができる。一般的に培養下の胚は概ね球状の外形を有している。このことから、胚の表面を球面に近似すれば、該近似球面の中心が胚の中心と概ね一致することになる。この位置を球座標の原点とすれば、胚の各位置の座標を、各種の可視化に適した態様で表すことが可能となる。胚の内部は分裂した細胞で占められる場合もあり、また空洞が生じている場合もある。上記した原点の求め方はいずれの場合にも適用可能である。
　また例えば、擬円筒図法を用いて二次元マップが作成されてもよい。球状の構造物を二次元の図面として表現する場合、構造物の形状、大きさ等に何らかの歪みが現れることが避けられない。この問題は、球体である地球の表面を平面地図として表示するケースと共通するものである。地図作成の分野ではこの問題に対応して各種の地図図法が考案されており、これらの図法の多くは胚の二次元マップを作成する際にも応用可能なものである。その１つとして擬円筒図法があり、これを用いてマッピングを行うことで、一定の条件、例えば構造物の面積の大小関係を維持したマップ表示が可能となる。
　この発明は、培養された胚の状態を評価する作業を支援する目的に適用することが可能であり、例えば不妊治療における体外受精、人工授精の成功確率を高めるために利用することができる。
　以上、特定の実施例に沿って発明を説明したが、この説明は限定的な意味で解釈されることを意図したものではない。発明の説明を参照すれば、本発明のその他の実施形態と同様に、開示された実施形態の様々な変形例が、この技術に精通した者に明らかとなるであろう。故に、添付の特許請求の範囲は、発明の真の範囲を逸脱しない範囲内で、当該変形例または実施形態を含むものと考えられる。
　１　画像処理装置
　１０　保持部
　２０　撮像ユニット
　２１　光源
　２２　ビームスプリッタ
　２４　基準ミラー
　２６　光検出器
　３０　制御ユニット
　３３　信号処理部
　３４　３Ｄ復元部
　３５２　表示部
　Ｓｐ　試料

Claims (9)

  1. 　培養された胚を光干渉断層撮像して求められた、前記胚を含む三次元空間内の各位置からの信号光の強度分布を示す原信号データを取得する工程と、
    　前記原信号データに基づき、前記胚の内部に原点を有する球座標で表される前記三次元空間内の各位置と、当該位置からの前記信号光の強度との対応関係を表す球座標データを作成する工程と、
    　前記球座標データに基づき、前記信号光の強度分布を前記球座標における２つの偏角を座標軸とする二次元マップとして出力する工程と
    を備える画像処理方法。
  2. 　前記２つの偏角の組で特定される１つの動径方向の各位置からの前記信号光の強度から求めた指標値の大きさが、前記二次元マップに表される請求項１に記載の画像処理方法。
  3. 　前記指標値の相対的な大きさが、前記二次元マップ上の点の明暗または濃淡によって表される請求項２に記載の画像処理方法。
  4. 　前記指標値は、前記１つの動径方向において前記信号光の強度が連続して所定の閾値を超える領域の長さに対応する値である請求項２または３に記載の画像処理方法。
  5. 　前記指標値は、前記１つの動径方向において前記信号光の強度が連続して所定の閾値を超える領域における前記信号光の強度の積分値に対応する値である請求項２または３に記載の画像処理方法。
  6. 　前記胚の表面を球面近似し、近似球の中心を前記原点とする請求項１ないし５のいずれかに記載の画像処理方法。
  7. 　擬円筒図法により前記二次元マップが作成される請求項１ないし６のいずれかに記載の画像処理方法。
  8. 　コンピュータに、
    　培養された胚を光干渉断層撮像して求められた、前記胚を含む三次元空間内の各位置からの信号光の強度分布を示す原信号データを取得する工程と、
    　前記原信号データに基づき、前記胚の内部に原点を有する球座標で表される前記三次元空間内の各位置と、当該位置からの前記信号光の強度との対応関係を表す球座標データを作成する工程と、
    　前記球座標データに基づき、前記信号光の強度分布を前記球座標における２つの偏角を座標軸とする二次元マップとして出力する工程と
    を実行させるためのプログラム。
  9. 　請求項８に記載のプログラムを記録した、コンピュータ読み取り可能な記録媒体。
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