WO2022269876A1 - Ｏｃｔ信号処理方法、ｏｃｔ装置、およびプログラム - Google Patents

Ｏｃｔ信号処理方法、ｏｃｔ装置、およびプログラム Download PDF

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WO2022269876A1
WO2022269876A1 PCT/JP2021/024001 JP2021024001W WO2022269876A1 WO 2022269876 A1 WO2022269876 A1 WO 2022269876A1 JP 2021024001 W JP2021024001 W JP 2021024001W WO 2022269876 A1 WO2022269876 A1 WO 2022269876A1
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light
oct
signal
modified
optical system
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PCT/JP2021/024001
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English (en)
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Inventor
永波 李
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株式会社ニコン
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/0016—Operational features thereof
    • A61B3/0025—Operational features thereof characterised by electronic signal processing, e.g. eye models

Definitions

  • the technology of the present disclosure relates to an OCT signal processing method, an OCT apparatus, and a program.
  • US Patent No. 9109870 discloses an apparatus for generating a tomographic image of an eye to be examined. It is desired to obtain a tomographic image in which artifacts are suppressed.
  • the OCT signal processing method of the first aspect of the technology of the present disclosure separates light emitted from a light source into measurement light and reference light, guides the measurement light to an eye using an objective optical system,
  • An OCT signal processing method in which a processor processes a detection signal obtained by receiving interference light resulting from interference between the measurement light reflected from the eye to be inspected and the reference light after guiding the light to the reference optical system.
  • a first modified OCT by Fourier transforming the detected signal to generate an OCT signal; detecting a peak portion in the OCT signal; and removing the peak portion from the OCT signal. and generating a signal.
  • An OCT apparatus includes a processor, separates light emitted from a light source into measurement light and reference light, guides the measurement light to an eye to be examined using an objective optical system, An OCT apparatus in which the processor processes a detection signal obtained by receiving interference light in which the measurement light reflected from the eye to be examined interferes with the reference light after guiding the reference light to the reference optical system. wherein the processor generates an OCT signal by Fourier transforming the detected signal; detecting a peak portion from the OCT signal; and removing the peak portion to perform a first modification and generating an OCT signal.
  • a program separates light emitted from a light source into measurement light and reference light, guides the measurement light to an eye using an objective optical system, and refers to the reference light.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an ophthalmologic system 100 according to a first embodiment
  • FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of an ophthalmologic apparatus 110.
  • FIG. FIG. 4 is a block diagram showing the configuration of an electrical system of an OCT unit 20P; 2 is a diagram showing a configuration of an imaging optical system 19;
  • FIG. 3 is a functional block diagram of a CPU 16A of the control device 16;
  • FIG. 4 is a flowchart showing processing by the control device 16;
  • FIG. 5B is a flow chart showing the details of the peak removal process of step 258 of FIG. 5A by the controller 16;
  • FIG. 10 is a diagram showing an OCT signal when the reference light is not transmitted through the dispersion generator 25P;
  • FIG. 10 is a diagram showing an OCT signal when reference light is transmitted through a dispersion generator 25P;
  • FIG. 10 is a diagram showing a signal obtained by removing a peak portion from an OCT signal when the reference light is transmitted through the dispersion generator 25P;
  • FIG. 10 is a diagram showing a signal when a peak portion is removed from an OCT signal and the removal range is complemented when the reference light is transmitted through the dispersion generator 25P.
  • FIG. 11 is a block diagram showing the electrical system structure of an OCT unit 20Q of a first modified example;
  • FIG. 11 is a block diagram showing the configuration of an electrical system of an OCT unit 20R of a second modified example;
  • FIG. 11 is a block diagram showing the configuration of an electrical system of an OCT unit 20P of a third modified example;
  • an ophthalmic system 100 includes an ophthalmic device 110, an eye axial length measuring device 120, a management server device (hereinafter referred to as “server”) 140, and an image display device (hereinafter referred to as "viewer”). 150 and .
  • the ophthalmologic device 110 acquires a fundus image.
  • the axial length measurement device 120 measures the axial length of the patient's eye.
  • the server 140 stores a fundus image obtained by photographing the patient's fundus by the ophthalmologic apparatus 110 in association with the patient's ID.
  • the viewer 150 displays medical information such as fundus images acquired from the server 140 .
  • Network 130 is any network such as LAN, WAN, the Internet, or a wide area Ethernet network.
  • LAN local area network
  • WAN wide area network
  • the viewer 150 is a client in a client-server system, and a plurality of viewers 150 are connected via a network. Also, a plurality of servers 140 may be connected via a network in order to ensure system redundancy.
  • the ophthalmologic apparatus 110 has an image processing function and an image viewing function of the viewer 150, the ophthalmologic apparatus 110 can acquire, process, and view fundus images in a stand-alone state. In this case, the viewer 150 may be omitted.
  • the server 140 has the image viewing function of the viewer 150, the configuration of the ophthalmologic apparatus 110 and the server 140 enables fundus image acquisition, image processing, and image viewing. In this case, the viewer 150 may be omitted.
  • ophthalmologic equipment inspection equipment for visual field measurement, intraocular pressure measurement, etc.
  • diagnosis support device that performs image analysis using AI (Artificial Intelligence) are connected via the network 130 to the ophthalmic equipment 110, the server 140, and the viewer. 150 may be connected.
  • AI Artificial Intelligence
  • SLO scanning laser ophthalmoscope
  • OCT optical coherence tomography
  • the horizontal direction is the "X direction”
  • the vertical direction to the horizontal plane is the "Y direction”.
  • the ophthalmologic apparatus 110 includes an SLO unit 18, an OCT unit 20P, an imaging optical system 19, and a control device 16, and acquires a fundus image by photographing the fundus of the eye 12 to be examined.
  • the two-dimensional fundus image acquired by the SLO unit 18 is hereinafter referred to as an SLO image.
  • a tomographic image or en-face image of the retina created based on the OCT data acquired by the OCT unit 20P is referred to as an OCT image.
  • the control device 16 comprises a computer having a CPU (Central Processing Unit) 16A, a RAM (Random Access Memory) 16B, a ROM (Read-Only Memory) 16C, and an input/output (I/O) port 16D. ing.
  • a signal processing program which will be described later, is stored in the ROM 16C.
  • the CPU 16A is an example of the "processor” of the technology of the present disclosure.
  • the signal processing program stored in the ROM 16C is an example of the "program" of the technique of the present disclosure.
  • the control device 16 has an input/display device 16E connected to the CPU 16A via an I/O port 16D.
  • the input/display device 16E has a graphic user interface that displays an image of the subject's eye 12 and receives various instructions from the user. Graphic user interfaces include touch panel displays.
  • the control device 16 generates an image of the subject's eye 12 based on the data obtained by the above imaging.
  • the control device 16 has a communication interface (I/F) 16F connected to an I/O port 16D.
  • the ophthalmologic apparatus 110 is connected to the axial length measuring apparatus 120 , the server 140 and the viewer 150 via the communication interface (I/F) 16F and the network 130 .
  • the control device 16 of the ophthalmic device 110 includes the input/display device 16E, but the technology of the present disclosure is not limited to this.
  • the controller 16 of the ophthalmic device 110 may not have the input/display device 16E, but may have a separate input/display device physically separate from the ophthalmic device 110.
  • the display device comprises an image processor unit operating under the control of the CPU 16A of the control device 16.
  • the image processor unit may display an SLO image or the like based on the image signal instructed to be output by the CPU 16A.
  • OCT unit 20P includes light source 20A, detector 20B, first optical coupler 20C, reference optics 20D1, collimating lens 20E, and second optical coupler 20F, designated as described below. OCT imaging of the portion to be OCT imaged is performed.
  • the imaging optical system 19 includes a focus mechanism 19A for the OCT unit 20P, a first scanner 19B for scanning the light from the OCT unit 20P in the X direction, a focus mechanism 19C for the SLO unit 18, and an SLO A second scanner 19D that scans the light from the unit 18 in the X direction is provided.
  • the imaging optical system 19 reflects the light from the OCT unit 20P toward the subject's eye 12, reflects the light reflected by the fundus of the subject's eye 12 toward the OCT unit 20P, and reflects the light from the SLO unit 18 toward the subject's eye. 12 and reflected by the fundus of the eye 12 to be inspected is transmitted to the SLO unit 18 .
  • the imaging optical system 19 includes a common scanner 19SY for scanning the light from the OCT unit 20P reflected by the dichromic mirror 19E and the light from the SLO unit 18 transmitted through the dichromic mirror 19E in the Y direction, and an objective lens 19T. including.
  • the objective lens 19T is an example of the "objective optical system" of the technology of the present disclosure.
  • the objective lens 19T includes a cemented lens (also called a cemented lens) (not shown) formed by bonding a plurality of lenses with an adhesive.
  • the first scanner 19B, the second scanner 19D, and the common scanner 19SY are optical elements capable of deflecting light beams.
  • a galvanomirror or the like can be used as the first scanner 19B and the common scanner 19SY.
  • a polygon mirror or the like can be used as the second scanner 19D.
  • the light source 20A of the OCT unit 20P emits light with multiple different wavelengths.
  • Light emitted from the light source 20A is branched by the first optical coupler 20C.
  • One of the split beams is collimated by the collimating lens 20E and then enters the imaging optical system 19 as measurement light.
  • the measurement light is focus-adjusted by the focus mechanism 19A, and scanned in the X direction and the Y direction by the first scanner 19B and the common scanner 19SY, respectively.
  • the scanning light is applied to the fundus through the pupil.
  • the measurement light reflected by the fundus enters the OCT unit 20P via the imaging optical system 19, and enters the second optical coupler 20F via the collimating lens 20E and the first optical coupler 20C.
  • the reference optical system 20D1 includes a plurality of lenses as well as a dispersion generator 25P that causes wavelength dispersion in the reference light.
  • the dispersion generator 25P is an example of the “dispersion unit” of the technology of the present disclosure.
  • the dispersion generator 25P is made of a parallel plate glass whose medium and thickness are determined so as to impart a predetermined amount of dispersion to the reference light.
  • the chromatic dispersion generated in the reference light by the dispersion generator 25P is a unique phenomenon depending on the medium and thickness of the dispersion generator 25P.
  • the dispersion generator 25P is formed in the optical path of the reference light using a predetermined medium.
  • the reference light transmitted through the dispersion generator 25P is given dispersion by the dispersion generator 25P.
  • the degree of deterioration of the resolution of the interference signal in the depth direction changes.
  • the measurement light reflected by the subject's eye and the reference light to which dispersion is imparted by the dispersion generator 25P enter the second optical coupler 20F. Then, the reference light and the measurement light are interfered by the second optical coupler 20F to generate interference light. The interference light is received by detector 20B. An OCT image is generated in controller 16 using the interference signal detected by detector 20B.
  • the interference light obtained by the interference between the measurement light reflected by the subject's eye and the reference light imparted with a predetermined amount of dispersion is affected by the dispersion caused by the dispersion generator 25P, and the resolution in the depth direction is decreases.
  • the self-interference light generated by optical elements such as the objective lens 19T in the imaging optical system 19 interferes with the measurement light, and is not affected by the dispersion generated by the dispersion generator 25P.
  • the interference light obtained by interference between the measurement light reflected by the eye to be inspected and the reference light to which a predetermined amount of dispersion is imparted, and the objective lens 19T in the imaging optical system 19, etc. is included in the light received by the detector 20B.
  • the technique of the present disclosure can remove artifacts caused by self-interference light caused by optical elements in the imaging optical system 19 by combining the reference light to which dispersion is imparted by the dispersion generator 25P and the dispersion correction of the interference signal. .
  • the details of the method of removing artifacts will be described later.
  • the SLO unit 18 shown in FIG. 2 includes a plurality of light sources, for example, a B light (blue light) light source, a G light (green light) light source, an R light (red light) light source, and an IR light (infrared light (for example, It has a light source of near-infrared light)) and a plurality of optical systems that reflect or transmit the light from these light sources and guide it to one optical path to the imaging optical system 19 .
  • a B light blue light
  • G light green light
  • R light red light
  • IR light infrared light
  • the light incident on the imaging optical system 19 from the SLO unit 18 is focus-adjusted by the focus mechanism 19C, and scanned in the X and Y directions by the second scanner 19D and the common scanner 19SY, respectively.
  • the scanning light is applied to the posterior segment of the subject's eye 12 via the pupil. Reflected light reflected by the fundus enters the SLO unit 18 via the imaging optical system 19 .
  • the SLO unit 18 includes a plurality of photodetection elements corresponding to the plurality of light sources, and a plurality of beam splitters that guide the reflected light from the light sources to the photodetection elements corresponding to the light sources. . Then, an SLO image is generated by the controller 16 using the signals detected by each photodetector.
  • the axial length measuring device 120 shown in FIG. 1 measures the axial length of the subject's eye 12 in the axial direction.
  • the measured axial length is sent to the server 140 .
  • the server 140 stores the eye axial length of the patient in association with the patient name ID.
  • Each of the server 140 and the viewer 150 shown in FIG. 1 is configured by a computer having a CPU, RAM, ROM, input/output (I/O) ports, etc. (not shown).
  • a storage device, a display, a mouse, a keyboard, and a communication interface (I/F) are connected to the input/output (I/O) ports. It can communicate with other devices connected to the network 130 via a communication interface (I/F).
  • the signal processing program has an acquisition function for acquiring an interference signal to be processed, a signal processing function for the acquired interference signal, and an image processing function for generating an OCT image.
  • the CPU 16A functions as an acquisition unit 52, a signal processing unit 54, and an image processing unit 56, as shown in FIG.
  • the signal processing shown in the flowcharts of FIGS. 5A and 5B is realized by the CPU 16A of the control device 16 executing the signal processing program.
  • the signal processing is performed when a portion of the retina of the fundus of the eye to be examined of the patient to be subjected to OCT imaging is designated via the input/display device 16E, and a start button (not shown) displayed on the input/display device 16E is operated. Start.
  • the acquisition unit 52 scans the subject's eye 12 . Specifically, the acquisition unit 52 controls the OCT unit 20P and the imaging optical system 19 to perform OCT imaging of the imaging position of the subject's eye 12 specified by the user. Then, in step 254, the obtaining unit 52 obtains the interference signal CS obtained by the OCT imaging. When the fundus of the subject's eye 12 is at the imaging position, the imaging optical system 19 is controlled so that the measurement light is focused on the fundus.
  • the detector 20B receives (detects) interference light obtained by interference between the measurement light reflected by the fundus and the reference light to which dispersion is imparted by the dispersion generator 25P.
  • the detector 20B outputs an interference signal CS (detection signal) to the controller 16 and stores it in the RAM 16B. Then, the acquiring unit 52 acquires the interference signal CS from the RAM 16B.
  • the interference signal CS includes interference light based on reflected light from the subject's eye 12 and self-interference light based on the imaging optical system.
  • the image processing unit 56 acquires the OCT signal TS by executing FFT processing (Fast Fourier Transform) on the interference signal CS.
  • FFT processing Fast Fourier Transform
  • the image processing unit 56 detects a peak portion, which is a sharp signal portion in which the luminance changes rapidly, from the OCT signal TS, and performs peak removal processing to remove the peak portion. This peak removal processing will be described in detail using FIG. 5B. Then, the image processing unit 56 generates the first modified OCT signal TSA from which the peak portion has been removed.
  • step 260 the image processing unit 56 performs inverse FFT processing (Invers Fast Fourier Transform processing) on the first modified OCT signal TSA to obtain the first modified interference signal CSA (modified detection signal from which noise has been removed).
  • inverse FFT processing Invers Fast Fourier Transform processing
  • the first corrected OCT signal TSA is subjected to inverse FFT processing to generate the first corrected interference signal CSA.
  • the image processing unit 56 executes dispersion correction processing. Specifically, the image processor 56 corrects the influence of the dispersion imparted by the dispersion generator 25P from the first modified interference signal CSA. Any known dispersion correction algorithm can be applied to this dispersion correction process. By performing dispersion correction processing, the image processing unit 56 generates the second modified detection signal CSB from which the influence of the dispersion imparted by the dispersion generating unit 25P is corrected and artifacts are removed.
  • step 264 the image processing unit 56 corrects the influence of the dispersion imparted by the dispersion generating unit 25P and performs FFT processing on the second modified detection signal CSB from which the artifact has been removed, so that the influence of dispersion is reduced.
  • a second modified OCT signal TSB that is corrected and has the artifacts removed is obtained.
  • the image processing unit 56 generates an OCT image (tomographic image) of the subject's eye 12 by performing eyeball shape correction, full-range processing, etc. based on the second corrected OCT signal TSB.
  • the image processing unit 56 may further perform segmentation processing for layer-by-layer visualization of the obtained tomographic images of the retina, cornea, etc., processing for calculating the layer thickness of each segmented layer, processing for generating an Enface image, and the like. good. If the OCT signal is three-dimensional data (OCT volume data) obtained by C-scanning, the image processing unit 56 may generate an en-face image from the OCT volume data.
  • the image processing unit 56 outputs the generated tomographic image and the second corrected OCT signal TSB to the RAM 16B or an external storage device (not shown).
  • Signal processing that is, execution of the signal processing program) ends when the process of step 266 ends.
  • the peak portion caused by the self-interference light generated by the optical elements of the imaging optical system 19 is removed from the OCT signal, the first corrected OCT signal with the peak portion removed is generated, and the first corrected OCT signal is generated.
  • a modified detection signal is generated by performing an inverse Fourier transform, a modified interference signal is generated by subjecting the modified detection signal to dispersion correction, and the modified interference signal is Fourier transformed to obtain a second modified OCT signal.
  • the image processing unit 56 sets the parameter n to 1.
  • the parameter n takes a value from 1 to N, where N is the number of A-SCANs forming the OCT signal TS.
  • N is a natural number of 1 or more.
  • the image processing unit 56 extracts the n-th A-SCAN signal ASn_#n from the OCT signal TS.
  • the image processing unit 56 determines whether or not there is a peak portion in the signal ASn.
  • the peak portion included in the signal ASn is, for example, a characteristic peak portion 111DA in which the intensity value of the signal ASn changes steeply, as shown in FIG. 7A.
  • the characteristic peak portion 111DA is a portion in which the half width of the intensity value is smaller than a predetermined value. More specifically, for example, the full width at half maximum (FWHM) is, for example, It is a portion smaller than 8um.
  • the image processing unit 56 determines whether or not the signal ASn includes a portion having a full width at half maximum of less than 8 ⁇ m.
  • various known peak detection methods can be used.
  • FIG. 7A is a diagram showing the waveform of the A-SCAN signal ASn in which the peak portion 111DA exists, where the vertical axis indicates the intensity value of the signal ASn and the horizontal axis indicates the depth.
  • the peak portion 111DA is located at the depth DP on the horizontal axis.
  • This peak portion 111DA is the intensity value of the detection signal of the self-interference light of the measurement light by the optical elements in the imaging optical system 19, which is not affected by dispersion.
  • the signal part 112DA in FIG. 7A is the intensity value of the detection signal of the interference light obtained by the interference between the measurement light reflected by the eye 12 and the reference light to which dispersion is imparted by the dispersion generator 25P. .
  • the signal portion 112DA has a remarkably low resolution in the depth direction due to the influence of dispersion.
  • the signal ASn is obtained by interference between the measurement light reflected by the subject's eye 12 and the reference light to which no dispersion is imparted, as shown in FIG. and a peak portion 111A, which is the intensity value of the detection signal due to the self-interference light of the measurement light by the optical element in the photographing optical system 19 .
  • Peak portion 111A is located at depth DP, which is the same position on the horizontal axis as peak portion 111DA in FIG. 7A. 7A and FIG. 6 is the only difference in whether or not the reference optical system 20D1 in the reference optical path is provided with the dispersion generator 25P. This is because the conditions are the same for light.
  • the OCT signal is blurred due to dispersion, and the optical elements in the imaging optical system 19 can be clearly distinguished from the intensity value of the signal detected by the self-interference light of the measurement light. That is, by arranging the dispersion generator 25P in the reference light path and imparting a predetermined dispersion to the reference light, the intensity value corresponding to the structure of the eye 12 to be examined is located at the depth DP on the horizontal axis in the OCT signal. can be distinguished from the intensity value due to the self-interference light of the measurement light from the optical elements in the imaging optical system 19 .
  • Such a peak portion is noise for the OCT signal of the eye 12 to be examined.
  • the causes of unnecessary images (hereinafter referred to as artifacts) that do not correspond to the original structure of the subject's eye 12 due to self-interference light from the objective lens 19T of the imaging optical system 19 of the ophthalmologic apparatus 110 and other optical elements. Become.
  • the reason why the signal ASn includes a sharp peak portion as noise is as follows.
  • the objective lens 19T has a cemented lens formed by bonding a plurality of lenses with an adhesive.
  • the measurement light When the measurement light is incident on the objective lens 19T, it not only passes through the plurality of lenses, but is also reflected by the lens surfaces of the plurality of lenses in the cemented lens. Since the measurement light is reflected by the lens surface, self-interference (etalon) occurs between the reflected light and the measurement light. Noise is included in the measurement light due to this self-interference.
  • the subject's eye 12 is myopic, more noise occurs than when the subject's eye 12 is hyperopic, and larger artifacts occur in the tomographic image.
  • the depth DP of the peak portion 111A on the horizontal axis in the OCT signal is known in advance. Therefore, when the presence of artifacts caused by optical elements such as the objective lens 19T of the imaging optical system 19 is known, a look showing the relationship between the imaging position of the subject's eye 12 and the depth DP on the horizontal axis of the peak portion 111A By having an up-table, the determination of step 2582 becomes unnecessary. By referring to the lookup table in step 2583, it is determined whether or not the A scan has the peak portion 111A. In the case of the A scan, the depth DP on the horizontal axis is determined, and the Intensity values at depth DP can be removed.
  • step 2582 If it is determined in step 2582 that the signal ASn does not have a sharp peak portion (step 2582 : NO), the process proceeds to step 2585 . Then, at step 2585, the image processing unit 56 stores the signal ASn in the RAM 64 as the n-th A-SCAN signal.
  • step 2582 If it is determined at step 2582 that the signal ASn has a sharp peak portion (step 2584: Yes), the process proceeds to step 2583 . Then, in step 2583, the image processing section 56 sets the intensity value in the range of the peak portion 111DA to zero as shown in FIG. 7B. Thereby, the image processing unit 56 removes the peak portion 111DA from the signal ASn. Also, instead of setting the intensity value of the peak portion 111DA to zero, the intensity value may be reduced to the average value of the intensity values around the peak portion.
  • the peak portion 111DA is the intensity value of the detection signal due to the self-interference light of the measurement light by the optical element in the imaging optical system 19, so even if it is removed from the signal ASn, the structure of the eye 12 to be examined is blurred by dispersion. has a negligible effect on the intensity values corresponding to .
  • step 2584 the image processing unit 56 performs processing to complement the intensity value 111DC in the range where the peak portion 111DA existed, and as shown in FIG. Generate CASn. Then, the image processing unit 56 sets the signal CASn as the modified n-th A-SCAN signal.
  • the image processing unit 56 stores the signal CASn in the RAM 64 as the n-th A-SCAN signal.
  • step 2586 YES
  • step 2586 YES
  • the OCT signal is obtained from the interference light in which the measurement light reflected by the eye to be inspected interferes with the reference light to which dispersion is imparted by the dispersion generator 25P. It is possible to effectively remove noise in the A-SCAN signal due to self-interference of the measurement light due to the objective lens 19T of the imaging optical system 19 of the device 110 and other optical elements. Then, the corrected interference signal is obtained by inverse Fourier transforming the OCT signal from which the noise of the A-SCAN signal due to the self-interference of the measurement light is removed. Then, by performing dispersion correction on this modified interference signal, the influence of dispersion imparted by the dispersion generator 25P is corrected. The modified interference signal that has undergone dispersion correction can then be Fourier transformed again to obtain an OCT signal with artifacts removed.
  • the reference optical system 20D1 of the OCT unit 20P includes the dispersion generator 25P.
  • the dispersion generating portion 25P is made of parallel plate glass, but the technology of the present disclosure is not limited to this.
  • FIG. 8 shows the configuration of the electrical system of the imaging optical system 19 and the OCT unit 20Q of the first modified example.
  • a fiber 25Q whose length is determined so as to impart the dispersion to the reference light may be used as the dispersion generator. good.
  • a fiber 25Q is arranged on the optical path of the reference light.
  • FIG. 9 shows the configuration of the electrical system of the imaging optical system 19 and the OCT unit 20R of the second modified example.
  • an optical coupler 20G is provided instead of the first optical coupler 20C and the second optical coupler 20F shown in FIG. 3A, and a plurality of lenses and a dispersion generator are provided instead of the reference optical system 20D1 shown in FIG. 25R and a reference optical system 20D2 including a reflecting mirror may be used.
  • Light emitted from the light source 20A is branched by the optical coupler 20G. One of the split lights becomes the measurement light.
  • the measurement light reflected by the fundus enters the OCT unit 20R via the imaging optical system 19 and enters the optical coupler 20G.
  • the dispersion generator 25R is a parallel plate glass whose medium and thickness are determined so as to impart the above dispersion to the reference light.
  • the dispersion generator is arranged on the optical path of the reference light to impart dispersion to the reference light.
  • the technology of the present disclosure is not limited to this.
  • Dispersion is imparted only to the measurement light instead of the reference light by arranging the dispersion generator only in the optical path of the measurement light, or a dispersion generator is arranged in each of the optical path of the reference light and the optical path of the measurement light. By doing so, dispersion may be imparted to the measurement light together with the reference light.
  • FIG. 10 shows the electrical system configuration of the imaging optical system 19 and the OCT unit 20P of the third modified example.
  • FIG. 10 shows an example of imparting dispersion to the measurement light together with the reference light.
  • the OCT unit 20P includes the reference optical system 20D1 shown in FIG. 3A
  • the imaging optical system 19 includes a dispersion generator 19P so that the measurement light passes through.
  • the dispersion generator 25P and the dispersion generator 19P give the reference light and the measurement light a dispersion that makes the dispersion characteristics of the respective optical paths different from each other.
  • the dispersion generating part 25P and the dispersion generating part 19P are parallel plate glasses whose medium and thickness are determined so that the reference light, the measurement light, and the upper dispersion are imparted. Also in the example shown in FIG. 8, the photographing optical system 19 may be provided with a dispersion generator 19P so that the measurement light is transmitted. Also in the third modification, it is possible to distinguish between the intensity value corresponding to the structure of the eye to be inspected and the intensity value due to the self-interference light of the measurement light from the optical elements in the shadow optical system in the OCT signal.
  • noise in the OCT signal due to self-interference of the measurement light generated in the objective optical system is removed, so a tomographic image with suppressed artifacts can be obtained.
  • the objective lens 19T is provided with a cemented lens as at least one optical system that causes artifacts in the tomographic image due to the self-interference has been described. , but not limited to.
  • the objective lens 19T may be provided with a plurality of (for example, two) lenses arranged close to each other with a very thin air layer having a predetermined thickness interposed therebetween.
  • a plurality of lenses for example, two
  • surfaces of approximately equal curvature surfaces with radius of curvature
  • the objective lens 19T may be provided with a plurality of (for example, two) lenses that are in close contact with each other without an adhesive.
  • the plurality of lenses in this case are a group of lenses in which surfaces of equal curvature (surfaces with a radius of curvature) are in contact with each other and are in close optical contact.
  • the objective lens 19T may be provided with a plurality of (for example, two) convex lenses arranged close to each other.
  • the vertices of the multiple lenses in this case are not in contact with each other.
  • the objective lens 19T may be provided with a plurality of (for example, two) convex lenses whose vertexes are in contact with each other.
  • the vertices of the multiple lenses in this case are in contact with each other.
  • the objective lens 19T may be provided with parallel plate glass.
  • the objective lens 19T is provided with at least one optical system that causes the self-interference and causes artifacts in the tomographic image.
  • the technique of the present disclosure between the eye 12 to be inspected and the detector 20B, for example, to the focusing mechanisms 19A and 19C of the imaging optical system 19 and/or to the optical path to the detector 20B in the OCT unit 20P, the above self It can also be applied when there is at least one optical system that causes interference and causes artifacts in the tomographic image.
  • each component may exist either singly or two or more.
  • image processing may be performed only by a hardware configuration such as FPGA (Field-Programmable Gate Array) or ASIC (Application Specific Integrated Circuit).
  • FPGA Field-Programmable Gate Array
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit

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Abstract

光源から出射された光を測定光と参照光とに分離し、前記測定光を対物光学系を用いて被検眼に導き、前記参照光を参照光学系に導いた後、前記被検眼から反射された測定光と前記参照光とが干渉した干渉光を受光することにより得られた検出信号を、プロセッサが処理するＯＣＴ信号処理方法であって、前記検出信号をフーリエ変換することにより、ＯＣＴ信号を生成するステップと、前記ＯＣＴ信号におけるピーク部分を検出するステップと、前記ピーク部分を前記ＯＣＴ信号から除去することにより、第１修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、を含む、ＯＣＴ信号処理方法。

Description

ＯＣＴ信号処理方法、ＯＣＴ装置、およびプログラム
　本開示の技術は、ＯＣＴ信号処理方法、ＯＣＴ装置、およびプログラムに関する。
　米国特許第９１０９８７０号明細書には、被検眼の断層画像を生成する装置が開示されている。アーチファクトを抑制した断層画像を得ることが望まれている。
　本開示の技術の第１の態様のＯＣＴ信号処理方法は、光源から出射された光を測定光と参照光とに分離し、前記測定光を対物光学系を用いて被検眼に導き、前記参照光を参照光学系に導いた後、前記被検眼から反射された測定光と前記参照光とが干渉した干渉光を受光することにより得られた検出信号を、プロセッサが処理するＯＣＴ信号処理方法であって、前記検出信号をフーリエ変換することにより、ＯＣＴ信号を生成するステップと、前記ＯＣＴ信号におけるピーク部分を検出するステップと、前記ピーク部分を前記ＯＣＴ信号から除去することにより、第１修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、を含む。
　本開示の技術の第２の態様のＯＣＴ装置は、プロセッサを備え、光源から出射された光を測定光と参照光とに分離し、前記測定光を対物光学系を用いて被検眼に導き、前記参照光を参照光学系に導いた後、前記被検眼から反射された測定光と前記参照光とが干渉した干渉光を受光することにより得られた検出信号を、前記プロセッサが処理するＯＣＴ装置であって、前記プロセッサは、前記検出信号をフーリエ変換することにより、ＯＣＴ信号を生成するステップと、前記ＯＣＴ信号からピーク部分を検出するステップと、前記ピーク部分を除去することにより、第１修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、を実行する。
　本開示の技術の第３の態様のプログラムは、光源から出射された光を測定光と参照光とに分離し、前記測定光を対物光学系を用いて被検眼に導き、前記参照光を参照光学系に導いた後、前記被検眼から反射された測定光と前記参照光とが干渉した干渉光を受光することにより得られた検出信号を、コンピュータに処理させるプログラムであって、前記コンピュータに、前記検出信号をフーリエ変換することにより、ＯＣＴ信号を生成するステップと、前記ＯＣＴ信号からピーク部分を検出するステップと、前記ピーク部分を除去することにより、第１修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、を実行させる。
第１の実施の形態の眼科システム１００の構成を示すブロック図である。 眼科装置１１０の構成を示すブロック図である。 ＯＣＴユニット２０Ｐの電気系の構成を示すブロック図である。 撮影光学系１９の構成を示す図である。 制御装置１６のＣＰＵ１６Ａの機能ブロック図である。 制御装置１６による処理を示すフローチャートである。 制御装置１６による図５Ａのステップ２５８のピーク除去処理の詳細を示すフローチャートである。 参照光を分散発生部２５Ｐに透過させない場合における、ＯＣＴ信号を示す図である。 参照光を分散発生部２５Ｐに透過させた場合における、ＯＣＴ信号を示す図である。 参照光を分散発生部２５Ｐに透過させた場合における、ＯＣＴ信号からピーク部分を除去した場合の信号を示す図である。 参照光を分散発生部２５Ｐに透過させた場合における、ＯＣＴ信号からピーク部分を除去し、除去範囲の補完を行った場合の信号を示す図である。 第１の変形例のＯＣＴユニット２０Ｑの電気系の構を示すブロック図である。 第２の変形例のＯＣＴユニット２０Ｒの電気系の構成を示すブロック図である。 第３の変形例のＯＣＴユニット２０Ｐの電気系の構成を示すブロック図である。
　以下、図面を参照して本開示の技術の実施の形態を詳細に説明する。
　図１を参照して、第１の実施の形態の眼科システム１００の構成を説明する。図１に示すように、眼科システム１００は、眼科装置１１０と、眼軸長測定装置１２０と、管理サーバ装置（以下、「サーバ」という）１４０と、画像表示装置（以下、「ビューワ」という）１５０と、を備えている。眼科装置１１０は、眼底画像を取得する。眼軸長測定装置１２０は、患者の眼軸長を測定する。サーバ１４０は、眼科装置１１０によって患者の眼底が撮影されることにより得られた眼底画像を、患者のＩＤに対応して記憶する。ビューワ１５０は、サーバ１４０から取得した眼底画像などの医療情報を表示する。
　眼科装置１１０、眼軸長測定装置１２０、サーバ１４０、およびビューワ１５０は、ネットワーク１３０を介して、相互に接続されている。ネットワーク１３０は、ＬＡＮ、ＷＡＮ、インターネットや広域イーサ網等の任意のネットワークである。例えば、眼科システム１００が１つの病院に構築される場合には、ネットワーク１３０にＬＡＮを採用することができる。
　ビューワ１５０は、クライアントサーバシステムにおけるクライアントであり、ネットワークを介して複数台が接続される。また、サーバ１４０も、システムの冗長性を担保するために、ネットワークを介して複数台が接続されていてもよい。又は、眼科装置１１０が画像処理機能およびビューワ１５０の画像閲覧機能を備えるのであれば、眼科装置１１０がスタンドアロン状態で、眼底画像の取得、画像処理、および画像閲覧が可能となる。この場合、ビューワ１５０は省略してもよい。また、サーバ１４０がビューワ１５０の画像閲覧機能を備えるのであれば、眼科装置１１０とサーバ１４０との構成で、眼底画像の取得、画像処理、および画像閲覧が可能となる。この場合、ビューワ１５０は省略してもよい。
　なお、他の眼科機器（視野測定、眼圧測定などの検査機器）やＡＩ（Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ　Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｃｅ）を用いた画像解析を行う診断支援装置がネットワーク１３０を介して、眼科装置１１０、サーバ１４０、およびビューワ１５０に接続されていてもよい。
　次に、図２を参照して、眼科装置１１０の構成を説明する。
　説明の便宜上、走査型レーザ検眼鏡（Ｓｃａｎｎｉｎｇ　Ｌａｓｅｒ　Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）を「ＳＬＯ」と称する。また、光干渉断層計（Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）を「ＯＣＴ」と称する。
　なお、眼科装置１１０が水平面に設置された場合の水平方向を「Ｘ方向」、水平面に対する垂直方向を「Ｙ方向」とし、被検眼１２の前眼部の瞳孔の中心と眼球の中心とを結ぶ方向を「Ｚ方向」とする。従って、Ｘ方向、Ｙ方向、およびＺ方向は互いに垂直である。
　眼科装置１１０は、ＳＬＯユニット１８、ＯＣＴユニット２０Ｐ、撮影光学系１９、および制御装置１６を備えており、被検眼１２の眼底を撮影することにより眼底画像を取得する。以下、ＳＬＯユニット１８により取得された二次元眼底画像をＳＬＯ画像と称する。また、ＯＣＴユニット２０Ｐにより取得されたＯＣＴデータに基づいて作成された網膜の断層画像や正面画像（ｅｎ－ｆａｃｅ画像）などをＯＣＴ画像と称する。
　制御装置１６は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ（中央処理装置））１６Ａ、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）１６Ｂ、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ－Ｏｎｌｙ　ｍｅｍｏｒｙ）１６Ｃ、および入出力（Ｉ／Ｏ）ポート１６Ｄを有するコンピュータを備えている。ＲＯＭ１６Ｃには、後述する信号処理プログラムが記憶されている。
　ＣＰＵ１６Ａは、本開示の技術の「プロセッサ」の一例である。ＲＯＭ１６Ｃに記憶されている信号処理プログラムは、本開示の技術の「プログラム」の一例である。
　制御装置１６は、Ｉ／Ｏポート１６Ｄを介してＣＰＵ１６Ａに接続された入力／表示装置１６Ｅを備えている。入力／表示装置１６Ｅは、被検眼１２の画像を表示したり、ユーザから各種指示を受け付けたりするグラフィックユーザインターフェースを有する。グラフィックユーザインターフェースとしては、タッチパネル・ディスプレイが挙げられる。
　制御装置１６は、上記撮影によって得られたデータに基づき被検眼１２の画像を生成する。制御装置１６はＩ／Ｏポート１６Ｄに接続された通信インターフェース（Ｉ／Ｆ）１６Ｆを備えている。眼科装置１１０は、通信インターフェース（Ｉ／Ｆ）１６Ｆおよびネットワーク１３０を介して眼軸長測定装置１２０、サーバ１４０、およびビューワ１５０に接続される。
　上記のように、図２では、眼科装置１１０の制御装置１６が入力／表示装置１６Ｅを備えているが、本開示の技術はこれに限定されない。例えば、眼科装置１１０の制御装置１６は入力／表示装置１６Ｅを備えず、眼科装置１１０とは物理的に独立した別個の入力／表示装置を備えるようにしてもよい。この場合、当該表示装置は、制御装置１６のＣＰＵ１６Ａの制御下で動作する画像処理プロセッサユニットを備える。画像処理プロセッサユニットが、ＣＰＵ１６Ａが出力指示した画像信号に基づいて、ＳＬＯ画像等を表示するようにしてもよい。
　図３Ａに示すように、ＯＣＴユニット２０Ｐは、光源２０Ａ、検出器２０Ｂ、第１の光カプラ２０Ｃ、参照光学系２０Ｄ１、コリメートレンズ２０Ｅ、および第２の光カプラ２０Ｆを含み、後述するように指定されたＯＣＴ撮影する部分のＯＣＴ撮影を実行する。
　図３Ｂに示すように、撮影光学系１９は、ＯＣＴユニット２０Ｐ用のフォーカス機構１９Ａ、ＯＣＴユニット２０Ｐからの光をＸ方向に走査する第１スキャナ１９Ｂ、ＳＬＯユニット１８用のフォーカス機構１９Ｃ、およびＳＬＯユニット１８からの光をＸ方向に走査する第２スキャナ１９Ｄを備えている。撮影光学系１９は、ＯＣＴユニット２０Ｐからの光を被検眼１２に向けて反射しかつ被検眼１２の眼底で反射した光をＯＣＴユニット２０Ｐに向けて反射し、ＳＬＯユニット１８からの光を被検眼１２に透過しかつ被検眼１２の眼底で反射した光をＳＬＯユニット１８に透過するダイクロミックミラー１９Ｅを備えている。撮影光学系１９は、ダイクロミックミラー１９Ｅで反射したＯＣＴユニット２０Ｐからの光と、ダイクロミックミラー１９Ｅを透過したＳＬＯユニット１８からの光とをＹ方向に走査する共通スキャナ１９ＳＹ、および、対物レンズ１９Ｔを含む。
　対物レンズ１９Ｔは、本開示の技術の「対物光学系」の一例である。
　対物レンズ１９Ｔは、複数のレンズを接着剤で接着することにより形成した図示しない接合レンズ（貼り合わせレンズともいう）を備えている。第１スキャナ１９Ｂ、第２スキャナ１９Ｄ、および共通スキャナ１９ＳＹは、光束を偏向できる光学素子である。例えば、第１スキャナ１９Ｂおよび共通スキャナ１９ＳＹとしては、ガルバノミラー等を用いることができる。第２スキャナ１９Ｄとしては、ポリゴンミラー等を用いることができる。
　図３Ａに示すように、ＯＣＴユニット２０Ｐの光源２０Ａは、複数の異なる波長の光を射出する。光源２０Ａから射出された光は、第１の光カプラ２０Ｃで分岐される。分岐された一方の光は、測定光として、コリメートレンズ２０Ｅで平行光にされた後、撮影光学系１９に入射される。測定光は、フォーカス機構１９Ａによりフォーカス調整され、第１スキャナ１９Ｂと共通スキャナ１９ＳＹとにより、それぞれＸ方向およびＹ方向に走査される。走査光は瞳孔を経由して、眼底に照射される。眼底により反射された測定光は、撮影光学系１９を介して、ＯＣＴユニット２０Ｐへ入射され、コリメートレンズ２０Ｅおよび第１の光カプラ２０Ｃを介して、第２の光カプラ２０Ｆに入射する。
　光源２０Ａから射出され、第１の光カプラ２０Ｃで分岐された他方の光は、参照光として、参照光学系２０Ｄ１へ入射され、参照光学系２０Ｄ１を経由して、第２の光カプラ２０Ｆに入射する。参照光学系２０Ｄ１は、複数のレンズの他に、参照光に波長分散を生じさせる分散発生部２５Ｐを備えている。分散発生部２５Ｐは、本開示の技術の「分散部」の一例である。
　分散発生部２５Ｐは、参照光に所定量の分散が付与されるように媒質及び厚さが定められた平行平板ガラスで構成されている。分散発生部２５Ｐにより参照光に生ずる波長分散は、分散発生部２５Ｐの媒質及び厚さに応じた固有の現象である。なお、本実施の形態では、所定の媒質により分散発生部２５Ｐを参照光の光路に形成している。この分散発生部２５Ｐを透過した参照光には、分散発生部２５Ｐによる分散が付与されている。
　分散発生部２５Ｐの分散の大きさにより、干渉信号の深さ方向の分解能の低下具合が変化する。干渉信号の分解能が低下するほど後述するアーチファクトが識別されやすい。そのため、分散を付与しない場合の分解能を基準とした場合、分解能を２分の１以上に低下させる分散を分散発生部２５Ｐにて参照光に付与するのが望ましい。しかし、分散発生部２５Ｐの分散を大きくしすぎると（例えば解像度が１００分の１に低下する分散）、干渉信号の分解能が低下しすぎるため、分散補正により補正が難しくなる。
　第２の光カプラ２０Ｆには、被検眼で反射された測定光と、分散発生部２５Ｐによる分散が付与された参照光とが、入射される。そして参照光と測定光とが、第２の光カプラ２０Ｆで干渉されて干渉光を生成する。干渉光は検出器２０Ｂで受光される。検出器２０Ｂの検出された干渉信号を用いて制御装置１６にてＯＣＴ画像が生成される。
　ここで、被検眼で反射された測定光と所定量の分散が付与された参照光とが干渉して得られた干渉光は、分散発生部２５Ｐによる分散の影響を受け、深さ方向の分解能が低下する。しかし、撮影光学系１９内の対物レンズ１９Ｔなどの光学素子による自己干渉光は、測定光による干渉となるので、分散発生部２５Ｐによる分散の影響は受けない。当該自己干渉光が発生した場合、被検眼で反射された測定光と所定量の分散が付与された参照光とが干渉して得られた干渉光とともに、撮影光学系１９内の対物レンズ１９Ｔなどの光学素子による自己干渉光が、検出器２０Ｂが受光する光に含まれる。
　本開示の技術は、分散発生部２５Ｐによる分散が付与された参照光と、干渉信号の分散補正を組み合わせることで、撮影光学系１９内の光学素子による自己干渉光によるアーチファクトを除去することができる。アーチファクトを除去の方法の詳細については後述する。
　図２に示すＳＬＯユニット１８は、複数の光源、例えば、Ｂ光（青色光）の光源、Ｇ光（緑色光）の光源、Ｒ光（赤色光）の光源、およびＩＲ光（赤外線（例えば、近赤外光））の光源と、これらの光源からの光を、反射または透過して、撮影光学系１９への１つの光路に導く複数の光学系とを備えている。
　ＳＬＯユニット１８から撮影光学系１９に入射された光は、フォーカス機構１９Ｃによりフォーカス調整され、第２スキャナ１９Ｄと共通スキャナ１９ＳＹとによりそれぞれ、Ｘ方向およびＹ方向に走査される。走査光は瞳孔を経由して、被検眼１２の後眼部に照射される。眼底により反射された反射光は、撮影光学系１９を経由してＳＬＯユニット１８へ入射される。
　ＳＬＯユニット１８は、上記複数の光源に対応した複数の光検出素子と、各光源からの光の上記反射光を、各光源に対応する光検出素子に導く複数のビームスプリッタと、を備えている。そして、各光検出素子で検出された信号を用いて制御装置１６にてＳＬＯ画像が生成される。
　図１に示す眼軸長測定装置１２０は、被検眼１２の眼軸方向の長さである眼軸長を測定する。測定された眼軸長は、サーバ１４０に送信される。サーバ１４０は、患者の眼軸長を患者名ＩＤに対応して記憶する。
　図１に示すサーバ１４０およびビューワ１５０の各々は、図示しないＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、および入出力（Ｉ／Ｏ）ポート等を有するコンピュータにより構成されている。入出力（Ｉ／Ｏ）ポートには、記憶装置、ディスプレイ、マウス、キーボード、および通信インターフェース（Ｉ／Ｆ）が接続されている。通信インターフェース（Ｉ／Ｆ）を介して、ネットワーク１３０に接続されている他の装置と通信することができる。
　次に、図４を参照して、制御装置１６のＣＰＵ１６Ａが信号処理プログラムを実行することで実現される各種機能について説明する。信号処理プログラムは、処理すべき干渉信号を取得する取得機能、取得した干渉信号の信号処理機能、ＯＣＴ画像を生成する画像処理機能を備えている。ＣＰＵ１６Ａがこの各機能を有する信号処理プログラムを実行することで、ＣＰＵ１６Ａは、図４に示すように、取得部５２、信号処理部５４および画像処理部５６として機能する。
　次に、図５Ａ、図５Ｂを用いて、制御装置１６による信号処理を詳細に説明する。制御装置１６のＣＰＵ１６Ａが信号処理プログラムを実行することで、図５Ａ、図５Ｂのフローチャートに示された信号処理が実現される。当該信号処理は、入力／表示装置１６Ｅを介して、患者の被検眼の眼底の網膜においてＯＣＴ撮影する部分が指定され、入力／表示装置１６Ｅに表示された図示しないスタートボタンが操作された場合にスタートする。
　図５Ａのステップ２５２で、取得部５２は、被検眼１２をスキャンする。具体的には、取得部５２は、ＯＣＴユニット２０Ｐと撮影光学系１９を制御し、ユーザに指定された被検眼１２の撮影位置のＯＣＴ撮影を実行する。そして、ステップ２５４で、取得部５２は、ＯＣＴ撮影により得られた干渉信号ＣＳを取得する。被検眼１２の眼底が当該撮影位置の場合は、測定光が眼底で焦点を結ぶように撮影光学系１９が制御される。眼底で反射された測定光と分散発生部２５Ｐで分散が付与された参照光が干渉して得られた干渉光が検出器２０Ｂで受光（検出）される。検出器２０Ｂは、干渉信号ＣＳ（検出信号）を制御装置１６に出力されＲＡＭ１６Ｂに記憶される。そして、取得部５２は、ＲＡＭ１６Ｂから干渉信号ＣＳを取得する。上述したように、撮影光学系１９の光学素子により自己干渉光が発生する場合は、眼底で反射された測定光と分散発生部２５Ｐで分散が付与された参照光が干渉して得られた干渉光とともに、当該自己干渉光も検出器２０Ｂに入射する。よって、この場合、干渉信号ＣＳには被検眼１２からの反射光に基づく干渉光と撮影光学系に基づく自己干渉光が含まれる。
　ステップ２５６で、画像処理部５６は、干渉信号ＣＳにＦＦＴ処理（高速フーリエ変換　Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を実行することにより、ＯＣＴ信号ＴＳを取得する。
　ステップ２５８で、画像処理部５６は、ＯＣＴ信号ＴＳの中から、輝度が急激に変化するシャープな信号の部分であるピーク部分を検出し、当該ピーク部分を除去するピーク除去処理を実行する。このピーク除去処理は、図５Ｂを用いて詳細に説明する。そして、画像処理部５６はピーク部分が除去された第１修正ＯＣＴ信号ＴＳＡを生成する。
ステップ２６０で、画像処理部５６は、第１修正ＯＣＴ信号ＴＳＡに逆ＦＦＴ処理（Ｉｎｖｅｒｓ　Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ処理）を実行することにより、第１修正干渉信号ＣＳＡ（ノイズが除去されている修正検出信号）を生成する。ここでいう、分散は波長分散であるため、周波数領域による信号補正を行うべく、第１修正ＯＣＴ信号ＴＳＡを逆ＦＦＴ処理し、第１修正干渉信号ＣＳＡを生成する。
　ステップ２６２で、画像処理部５６は、分散補正処理を実行する。具体的には、画像処理部５６は、第１修正干渉信号ＣＳＡから分散発生部２５Ｐで付与した分散の影響を補正する。この分散補正処理には、公知の分散補正アルゴリズムを任意に適用することが可能である。分散補正処理を行うことにより、画像処理部５６は、分散発生部２５Ｐで付与した分散の影響が補正され、かつ、アーチファクトが除去された第２修正検出信号ＣＳＢを生成する。
　ステップ２６４で、画像処理部５６は、分散発生部２５Ｐで付与した分散の影響が補正され、かつ、アーチファクトが除去された第２修正検出信号ＣＳＢにＦＦＴ処理を実行することにより、分散の影響が補正され、かつ、アーチファクトが除去された第２修正ＯＣＴ信号ＴＳＢを取得する。
　ステップ２６６で、画像処理部５６は、第２修正ＯＣＴ信号ＴＳＢに基づいて、眼球形状補正及びフルレンジ処理などを行うことにより、被検眼１２のＯＣＴ画像（断層画像）を生成する。画像処理部５６は、得られた網膜や角膜などの断層画像を層別に可視化するセグメンテーション処理、セグメンテーションされた各層の層厚を計算で求める処理、Ｅｎｆａｃｅ画像などを生成する処理などをさらに行ってもよい。なお、画像処理部５６は、ＯＣＴ信号がＣスキャンで得られた３次元データ（ＯＣＴボリュームデータ）である場合は、ＯＣＴボリュームデータからｅｎ－ｆａｃｅ画像を生成してもよい。
　ステップ２６６で、画像処理部５６は、生成された断層画像や第２修正ＯＣＴ信号ＴＳＢをＲＡＭ１６Ｂ、あるいは、図示せぬ外部の記憶装置に出力する。ステップ２６６の処理が終了することで、信号処理（即ち、信号処理プログラムの実行）が終了する。
　このように、撮影光学系１９の光学素子により発生する自己干渉光に起因するピーク部分をＯＣＴ信号から除去し、ピーク部分を除去した第１修正ＯＣＴ信号を生成し、当該第１修正ＯＣＴ信号を逆フーリエ変換し修正検出信号を生成し、修正検出信号に対し分散補正を行った修正干渉信号を生成し、修正干渉信号をフーリエ変換し、第２の修正ＯＣＴ信号を得るようにした。これにより、アーチファクトが抑制されたＯＣＴ画像（断層画像）を得ることができる。
　次に、図５Ａのステップ２５８のピーク除去処理の詳細を、図５Ｂのフローチャートを用いて説明する。
　ステップ２５８０で、画像処理部５６は、パラメータｎを１とする。ＯＣＴ信号ＴＳを構成するＡ－ＳＣＡＮの数をＮとしたとき、パラメータｎは１～Ｎまでの値をとる。ここでＮは１以上の自然数である。
　次に、ステップ２５８１で、画像処理部５６は、ＯＣＴ信号ＴＳからｎ番目のＡ－ＳＣＡＮの信号ＡＳｎ＿＃ｎを抽出する。
　そして、ステップ２５８２で、画像処理部５６は、信号ＡＳｎにピーク部分が存在するか否かを判断する。ここで、信号ＡＳｎに含まれるピーク部分とは、例えば、図７Ａに示すように、信号ＡＳｎの強度値の変化が急峻な特徴的なピーク部分１１１ＤＡである。特徴的なピーク部分１１１ＤＡは、具体的には、強度値の半値幅が所定値より小さい部分であり、より具体的には、例えば、半値全幅（Ｆｕｌｌ　Ｗｉｄｔｈ　ａｔ　Ｈａｌｆ　Ｍａｘｉｍｕｍ，ＦＷＨＭ）が、例えば、８ｕｍより小さい部分である。この場合、画像処理部５６は、信号ＡＳｎの中から半値全幅が８ｕｍより小さい部分が信号ＡＳｎに存在するか否かを判断する。あるいは公知のさまざまなピーク検出方法を用いることができる。
　図７Ａは、ピーク部分１１１ＤＡが存在するＡ－ＳＣＡＮの信号ＡＳｎの波形を示す図であり、縦軸が信号ＡＳｎの強度値、横軸が深さを示している。ピーク部分１１１ＤＡは横軸において深さＤＰの位置に位置している。このピーク部分１１１ＤＡは、撮影光学系１９内の光学素子による測定光の自己干渉光であって、分散の影響を受けていない自己干渉光による検出信号の強度値である。一方、図７Ａの信号部部分１１２ＤＡは、被検眼１２で反射された測定光と分散発生部２５Ｐで分散が付与された参照光が干渉して得られた干渉光の検出信号の強度値である。信号部部分１１２ＤＡは分散の影響により深さ方向の解像度が著しく低くなっている。
　一方、参照光路中に分散発生部２５Ｐが存在しない場合の信号ＡＳｎは、図６に示すように、被検眼１２で反射された測定光と分散が付与されていない参照光が干渉して得られた干渉光による検出信号の強度値の部分１１２Ａと、撮影光学系１９内の光学素子による測定光の自己干渉光による検出信号の強度値、即ち、ピーク部分１１１Ａとを含む。ピーク部分１１１Ａは、図７Ａのピーク部分１１１ＤＡと同じ横軸上の位置である深さＤＰに位置している。これは、図７Ａと図６に示した信号Ａｓｎの条件の違いが、参照光路における参照光学系２０Ｄ１に分散発生部２５Ｐが設けられているか否かの違いだけであり、測定光路を通過する測定光にとっては、同じ条件だからである。
　仮に、横軸の深さＤＰの位置に被検眼１２の構造物に対応する強度値があったとしても、分散を与えていることによってＯＣＴ信号ではぼけており、撮影光学系１９内の光学素子による測定光の自己干渉光による検出信号の強度値とは明確に区別できる。つまり、参照光路中に分散発生部２５Ｐを配置し、参照光に所定の分散を付与することにより、ＯＣＴ信号において、横軸の深さＤＰの位置に被検眼１２の構造物に対応する強度値と撮影光学系１９内の光学素子による測定光の自己干渉光による強度値とは区別することができる。
　このようなピーク部分は被検眼１２のＯＣＴ信号にとってはノイズである。眼科装置１１０の撮影光学系１９の対物レンズ１９Ｔやほかの光学素子などによる自己干渉光に起因する本来の被検眼１２の構造に対応しない不要な像（以下、アーチファクト（ａｒｔｉｆａｃｔ）という）の原因となる。
　このように信号ＡＳｎの中に、ノイズとして、シャープなピーク部分が含まれる理由は次の通りである。対物レンズ１９Ｔは、複数のレンズを接着剤で接着することにより形成した接合レンズを備えている。測定光は、対物レンズ１９Ｔに入射すると、複数のレンズを透過するばかりではなく、接合レンズにおける複数のレンズのレンズ面で反射する。測定光がレンズ面で反射するので、反射した光と、測定光との間に自己干渉（エタロン（ｅｔａｌｏｎ））が生ずる。この自己干渉により測定光にノイズが含まれてしまう。なお、被検眼１２が近視の場合は、遠視の場合より、ノイズがより多く生じ、断層画像にさらに大きなアーチファクトが生ずる。
　また、眼科装置１１０の撮影光学系１９の対物レンズ１９Ｔなどの光学素子に起因するアーチファクトの存在が既知であれば、ＯＣＴ信号においてピーク部分１１１Ａの横軸上の深さＤＰが予め判明する。よって、撮影光学系１９の対物レンズ１９Ｔなどの光学素子に起因するアーチファクトの存在が既知の場合は、被検眼１２の撮影位置とピーク部分１１１Ａの横軸上の深さＤＰとの関係を示すルックアップテーブルを持つことにより、ステップ２５８２の判断は不要となる。ステップ２５８３で当該ルックアップテーブルを参照することによりピーク部分１１１Ａが存在するＡスキャンか否かがわかり、ピーク部分１１１Ａが存在するＡスキャンの場合は、横軸上の深さＤＰが判明し、当該深さＤＰの強度値を除去することができる。
ステップ２５８２で、画像処理部５６にて、信号ＡＳｎにシャープなピーク部分が存在しないと判断された場合（ステップ２５８２：ＮＯ）は、ステップ２５８５に進む。そして、ステップ２５８５で画像処理部５６は信号ＡＳｎをｎ番目のＡ－ＳＣＡＮの信号としてＲＡＭ６４に保存する。
　ステップ２５８２で、信号ＡＳｎにシャープなピーク部分が存在すると判断された場合（ステップ２５８４：Ｙｅｓ）は、ステップ２５８３へ進む。そして、ステップ２５８３で画像処理部５６は、図７Ｂに示すようにピーク部分１１１ＤＡの範囲における強度値をゼロにする。これにより、画像処理部５６は信号ＡＳｎからピーク部分１１１ＤＡを除去する。
　また、ピーク部分１１１ＤＡの強度値をゼロにするのではなく、ピーク部分の周辺の強度値の平均値となるように、強度値を当該平均値まで小さくするようにしてもよい。
　ピーク部分１１１ＤＡは、撮影光学系１９内の光学素子による測定光の自己干渉光による検出信号の強度値のため、信号ＡＳｎから取り除いたとしても、分散によりぼやかされた、被検眼１２の構造物に対応する強度値への影響は無視できる。
　次に、ステップ２５８４で、画像処理部５６は、ピーク部分１１１ＤＡが存在していた範囲の強度値１１１ＤＣを補完する処理を行い、図７Ｃに示すように、除去されたピーク部分が補間された信号ＣＡＳｎを生成する。そして、画像処理部５６は信号ＣＡＳｎを、修正されたｎ番目のＡ－ＳＣＡＮの信号とする。
　補完する処理としては、線形補完、スプライン補完、ガウス過程回帰を用いた補完など公知の補完手法を用いて、ピーク部分１１１ＤＡの周辺の信号部部分１１２ＤＡの強度値に基づいて、ピーク部分１１１ＤＡが存在していた範囲の強度値１１１ＣＤを求めることができる。
　そして、ステップ２５８５で画像処理部５６は信号ＣＡＳｎをｎ番目のＡ－ＳＣＡＮの信号としてＲＡＭ６４に保存する。
　次に、ステップ２５８６で画像処理部５６はｎがＮであるか否かを判断し、ｎがＮでなければ（ステップ２５８６：ＮＯ）、ステップ２５８７へ進む。ステップ２５８７では、画像処理部５６はｎ＝ｎ＋１とし、ステップ２５８１～２５８５の処理を繰り返す。
　一方、ｎがＮであれば（ステップ２５８６：ＹＥＳ）、ＯＣＴ信号ＴＳを構成するＮ個のすべてのＡ－ＳＣＡＮに対してピーク除去の処理が終了し、修正ＯＣＴ信号ＴＳＡが得られたとして、図５Ｂのフローチャートを終了する。そして、図５Ａのステップ２６０が開始する。
　以上説明したように本実施の形態では、被検眼で反射された測定光と、分散発生部２５Ｐによる分散が付与された参照光とが干渉した干渉光からＯＣＴ信号を得るようにしたので、眼科装置１１０の撮影光学系１９の対物レンズ１９Ｔやほかの光学素子などによる測定光の自己干渉によるＡ―ＳＣＡＮ信号のノイズを効果的に除去することが可能となる。そして、測定光の自己干渉によるＡ―ＳＣＡＮ信号のノイズを除去したＯＣＴ信号を逆フーリエ変換し修正干渉信号を得る。そしてこの修正干渉信号に対して分散補正を行うことにより、分散発生部２５Ｐにより付与された分散の影響を補正する。そして、分散補正された修正干渉信号を再度、フーリエ変換してアーチファクトが除去されたＯＣＴ信号を得ることができる。
　次に、本開示の技術の変形例を説明する。なお、上記実施の形態と同様の部分は同一の符号を付してその説明を省略し、異なる部分を主として説明する。
　上記実施の形態では、ＯＣＴユニット２０Ｐの参照光学系２０Ｄ１は、分散発生部２５Ｐを備えている。図３Ａに示す実施例では、分散発生部２５Ｐを平行平板ガラスで構成したが、本開示の技術はこれに限定されない。
図８には、第１の変形例の撮影光学系１９とＯＣＴユニット２０Ｑの電気系の構成が示されている。図８に示すように、図３Ａに示す参照光学系２０Ｄ１に代えて、参照光に上記分散が付与されるように長さが定められたファイバ２５Ｑを、分散発生部として、用いるようにしてもよい。ファイバ２５Ｑは、参照光の光路上に配置されている。
　図９には、第２の変形例の撮影光学系１９とＯＣＴユニット２０Ｒの電気系の構成が示されている。図９に示すように、図３Ａに示す第１光カプラ２０Ｃ及び第２光カプラ２０Ｆに代えて光カプラ２０Ｇを備え、図３Ａに示す参照光学系２０Ｄ１に代えて、複数のレンズ、分散発生部２５Ｒ、および反射ミラーを備える参照光学系２０Ｄ２を用いるようにしてもよい。光源２０Ａから射出された光は、光カプラ２０Ｇで分岐される。分岐された一方の光は、測定光となる。眼底により反射された測定光は、撮影光学系１９を介して、ＯＣＴユニット２０Ｒへ入射され、光カプラ２０Ｇに入射する。光源２０Ａから射出され、光カプラ２０Ｇで分岐された他方の光は、参照光として、参照光学系２０Ｄ２へ入射され、複数のレンズ及び分散発生部２５Ｒを透過し、反射ミラーで反射し、複数のレンズ及び分散発生部２５Ｒを透過し、光カプラ２０Ｇに入射する。分散発生部２５Ｒは、参照光に上記分散を付与するように媒質及び厚さが定められた平行平板ガラスである。光カプラ２０Ｇに入射されたこれらの光、即ち、眼底で反射された測定光と、参照光とは、光カプラ２０Ｇで干渉されて干渉光を生成する。干渉光は検出器２０Ｂで受光される。
　分散発生部２５Ｒは、参照光の光路上に配置されている。
　また、上記実施の形態では、分散発生部を参照光の光路上に配置し、参照光に分散を付与させている。本開示の技術はこれに限定されない。分散発生部を、測定光の光路のみに配置することにより、参照光に代えて測定光のみに分散を付与させたり、分散発生部を、参照光の光路と測定光の光路との各々に配置することにより、参照光と共に測定光に分散を付与させたり、してもよい。
　図１０には、第３の変形例の撮影光学系１９とＯＣＴユニット２０Ｐの電気系の構成が示されている。図１０には、参照光と共に測定光に分散を付与させる例が示されている。図１０に示すように、ＯＣＴユニット２０Ｐは、図３Ａに示す参照光学系２０Ｄ１を備えていると共に、撮影光学系１９に、測定光が透過するように、分散発生部１９Ｐを備えている。分散発生部２５Ｐと分散発生部１９Ｐとにより、参照光と測定光とに、各光路の分散特性を互いに異ならせる分散を付与させる。分散発生部２５Ｐと分散発生部１９Ｐとは、参照光と測定光と上位分散が付与されるように媒質及び厚さが定められた平行平板ガラスである。なお、図８に示す例においても、撮影光学系１９に、測定光が透過するように、分散発生部１９Ｐを備えるようにしてもよい。　第３の変形例においても、ＯＣＴ信号において、被検眼の構造物に対応する強度値と影光学系内の光学素子による測定光の自己干渉光による強度値を区別することが可能になる。
　以上説明したように、本開示の技術の実施の形態では、対物光学系において生じる測定光の自己干渉によるＯＣＴ信号中のノイズを除去するので、アーチファクトが抑制された断層画像を得ることができる。
　以上説明した実施の形態では、上記自己干渉が生じて断層画像にアーチファクトを生じさせる少なくとも１つの光学系として、対物レンズ１９Ｔに、接合レンズを備えている場合を説明したが、本開示の技術は、これに限定されない。
　例えば、第１に、対物レンズ１９Ｔに、所定の厚さのごく薄い空気層を挟んで近接配置している複数枚（例えば、２枚）のレンズを備える場合でもよい。この場合の複数枚のレンズの各々は、ほぼ等しい曲率面（曲率半径の面）が接近して配置されている。
　第２に、対物レンズ１９Ｔに、接着剤無しで密着させた複数枚（例えば、２枚）レンズを備える場合でもよい。この場合の複数枚のレンズは、等しい曲率面（曲率半径の面）が接しており、光学密着されたレンズ群である。
　第３に、対物レンズ１９Ｔに、接近して配置させた複数枚（例えば、２枚）の凸レンズを備える場合でもよい。この場合の複数枚のレンズの互いの頂点は接していない。
　第４に、対物レンズ１９Ｔに、互いの頂点が接した複数枚（例えば、２枚）の凸レンズを備える場合でもよい。この場合の複数枚のレンズの互いの頂点は接している。
　第５に、対物レンズ１９Ｔに、平行平板ガラスを備える場合でもよい。
　また、以上説明した各例では、上記自己干渉が生じて断層画像にアーチファクトを生じさせる少なくとも１つの光学系が対物レンズ１９Ｔに設けられている場合を説明したが、本開示の技術は、これに限定されない。本開示の技術は、被検眼１２から検出器２０Ｂとの間、例えば、撮影光学系１９のフォーカス機構１９Ａ、１９Ｃに、及び／又は、ＯＣＴユニット２０Ｐ内の検出器２０Ｂまでの光路に、上記自己干渉が生じて断層画像にアーチファクトを生じさせる少なくとも１つの光学系が存在する場合にも適用することができる。
　本開示において、各構成要素（装置等）は、矛盾が生じない限りは、１つのみ存在しても２つ以上存在してもよい。
　以上説明した各例では、コンピュータを利用したソフトウェア構成により画像処理が実現される場合を例示したが、本開示の技術はこれに限定されるものではない。例えば、コンピュータを利用したソフトウェア構成に代えて、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ－Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）またはＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｓｐｅｃｉｆｉｃ　Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｃｉｒｃｕｉｔ）等のハードウェア構成のみによって、画像処理が実行されるようにしてもよい。画像処理のうちの一部の処理がソフトウェア構成により実行され、残りの処理がハードウェア構成によって実行されるようにしてもよい。
　以上説明した各信号処理はあくまでも一例である。従って、主旨を逸脱しない範囲内において不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ替えたりしてもよいことは言うまでもない。
　本明細書に記載された全ての文献、特許出願、及び技術規格は、個々の文献、特許出願、及び技術規格が参照により取り込まれることが具体的にかつ個々に記載された場合と同様に、本明細書中に参照により取り込まれる。

Claims (11)

  1. 　光源から出射された光を測定光と参照光とに分離し、前記測定光を対物光学系を用いて被検眼に導き、前記参照光を参照光学系に導いた後、前記被検眼から反射された測定光と前記参照光とが干渉した干渉光を受光することにより得られた検出信号を、プロセッサが処理するＯＣＴ信号処理方法であって、
    　前記検出信号をフーリエ変換することにより、ＯＣＴ信号を生成するステップと、
    　前記ＯＣＴ信号におけるピーク部分を検出するステップと、
    　前記ピーク部分を前記ＯＣＴ信号から除去することにより、第１修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、
    　を含む、ＯＣＴ信号処理方法。
  2. 　前記参照光には、前記参照光学系に設けられた分散部により、所定量の分散が付与されており、
    　前記第１修正ＯＣＴ信号を逆フーリエ変換することにより、第１修正検出信号を生成するステップと、
    　前記第１修正検出信号に含まれる前記分散を補正し、第２修正検出信号を出力するステップと、
    　前記第２修正検出信号をフーリエ変換することにより、前記分散が補正された第２修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、
    　を更に含む、請求項１に記載のＯＣＴ信号処理方法。
  3. 　前記第２修正ＯＣＴ信号に基づいて断層画像を生成するステップを含む請求項２に記載のＯＣＴ信号処理方法。
  4. 　前記ピーク部分は、強度値の半値幅が所定値より小さい部分である、請求項１から請求項３の何れか１項に記載のＯＣＴ信号処理方法。
  5. 　前記ピーク部分は、前記対物光学系により生じる自己干渉光により生じる、請求項１から請求項４の何れか１項に記載のＯＣＴ信号処理方法。
  6. 　プロセッサを備え、
    　光源から出射された光を測定光と参照光とに分離し、前記測定光を対物光学系を用いて被検眼に導き、前記参照光を参照光学系に導いた後、前記被検眼から反射された測定光と前記参照光とが干渉した干渉光を受光することにより得られた検出信号を、前記プロセッサが処理するＯＣＴ装置であって、
    　前記プロセッサは、
    　前記検出信号をフーリエ変換することにより、ＯＣＴ信号を生成するステップと、
    　前記ＯＣＴ信号からピーク部分を検出するステップと、
    　前記ピーク部分を除去することにより、第１修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、
    　を実行する、ＯＣＴ装置。
  7. 　前記参照光には、前記参照光学系に設けられた分散部により、所定量の分散が付与されており、
    　前記プロセッサは、
    　前記第１修正ＯＣＴ信号を逆フーリエ変換することにより、第１修正検出信号を生成するステップと、
    　前記第１修正検出信号に含まれる前記分散を補正し、第２修正検出信号を出力するステップと、
    　前記第２修正検出信号をフーリエ変換することにより、前記分散が補正された第２修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、
    　を更に実行する、請求項６に記載のＯＣＴ装置。
  8. 　前記プロセッサは、前記第２修正ＯＣＴ信号に基づいて断層画像を生成するステップを更に実行する、請求項７に記載のＯＣＴ装置。
  9. 　光源から出射された光を測定光と参照光とに分離し、前記測定光を対物光学系を用いて被検眼に導き、前記参照光を参照光学系に導いた後、前記被検眼から反射された測定光と前記参照光とが干渉した干渉光を受光することにより得られた検出信号を、コンピュータに処理させるプログラムであって、
    　前記コンピュータに、
    　前記検出信号をフーリエ変換することにより、ＯＣＴ信号を生成するステップと、
    　前記ＯＣＴ信号からピーク部分を検出するステップと、
    　前記ピーク部分を除去することにより、第１修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、
    　を実行させる、プログラム。
  10. 　前記参照光には、前記参照光学系に設けられた分散部により、所定量の分散が付与されており、
    　前記コンピュータに、
    　前記第１修正ＯＣＴ信号を逆フーリエ変換することにより、第１修正検出信号を生成するステップと、
    　前記第１修正検出信号に含まれる前記分散を補正し、第２修正検出信号を出力するステップと、
    　前記第２修正検出信号をフーリエ変換することにより、前記分散が補正された第２修正ＯＣＴ信号を生成するステップと、
    　を更に実行させる、請求項９に記載のプログラム。
  11. 　前記コンピュータに、前記第２修正ＯＣＴ信号に基づいて断層画像を生成するステップを更に実行させる、請求項１０に記載のプログラム。
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