WO2023189793A1 - 医療用観察装置及び情報処理装置 - Google Patents

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WO2023189793A1
WO2023189793A1 PCT/JP2023/010801 JP2023010801W WO2023189793A1 WO 2023189793 A1 WO2023189793 A1 WO 2023189793A1 JP 2023010801 W JP2023010801 W JP 2023010801W WO 2023189793 A1 WO2023189793 A1 WO 2023189793A1
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WO
WIPO (PCT)
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light
medical observation
observation device
image
image sensor
Prior art date
Application number
PCT/JP2023/010801
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
祐伍 勝木
恭司 山口
知之 大月
Original Assignee
ソニーグループ株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
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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

Definitions

  • the present disclosure relates to a medical observation device and an information processing device.
  • OCT Optical Coherence Tomography
  • FFOCT Full-Field Optical Coherence Tomography
  • Conventional general OCT uses a light source that emits coherent light (hereinafter also referred to as a coherent light source) in which the phase relationship of light waves at any two points within a light beam is kept constant over time. Therefore, when observing a subject that may have aberrations, such as a human eye, there is a possibility that the image quality (for example, resolution) of the observed image will deteriorate due to the influence of the aberrations.
  • a coherent light source coherent light
  • the present disclosure proposes a medical observation device and an information processing device that can suppress deterioration in image quality.
  • a medical observation device includes: a light source that emits at least spatially incoherent light; an image sensor that acquires an image of the light that is emitted from the light source and reflected by a subject; A signal processing unit that corrects the signal amount determined from the first image data acquired by the sensor based on the wavefront aberration of the light reflected by the subject.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing an example of a schematic configuration of a medical observation device according to a first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining an example of a reflective object existing in the Z direction (depth direction).
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of the amplitude of the signal strength in the Z direction obtained at each pixel.
  • FIG. 3 is a block diagram for explaining correction processing according to the first embodiment. It is a schematic diagram showing an example of a schematic structure of a medical observation device concerning a 2nd embodiment.
  • FIG. 7 is a block diagram for explaining correction processing according to a second embodiment.
  • FIG. 7 is a schematic diagram showing an example of a schematic configuration of a medical observation device according to a third embodiment.
  • FIG. 12 is a diagram showing an example of volume acquisition time in each case where the number of pixels in the Y direction of the drive area is changed according to the sixth embodiment. It is a schematic diagram which shows the modification of the medical observation apparatus based on 6th Embodiment.
  • FIG. 7 It is a schematic diagram showing an example of a schematic structure of a medical observation device concerning a 7th embodiment. It is a figure showing an example of an image rotator concerning a 7th embodiment. It is a figure which shows another example of the image rotator based on 7th Embodiment. It is a schematic diagram which shows the modification of the medical observation apparatus based on 7th Embodiment. It is a figure showing an example of a drive area concerning an 8th embodiment. It is a schematic diagram showing an example of a schematic structure of a medical observation device concerning a 9th embodiment. It is a schematic diagram showing an example of a schematic structure of a medical observation device concerning a 10th embodiment.
  • FIG. 10 It is a schematic diagram showing an example of a schematic structure of a medical observation device concerning a 7th embodiment.
  • FIG. 7 is a partially enlarged view of a pixel array section in a polarization image sensor according to a tenth embodiment. It is a schematic diagram showing an example of a schematic structure of a medical observation device concerning an 11th embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating an example of a hardware configuration according to an embodiment of the present disclosure.
  • First embodiment 1.1 Schematic configuration example of medical observation device 1.2 Regarding generation of tomographic image data 1.3 Correction processing 1.4 Summary 2.
  • Second embodiment 2.1 Schematic configuration example of medical observation device 2.2 Correction processing 3.
  • Third embodiment 4.
  • Fourth embodiment 5.
  • Fifth embodiment 6.
  • Sixth embodiment 6.1 Schematic configuration example of medical observation device 6.2 Summary 6.3 Modifications 7. Seventh embodiment 7.1 Modification 8.
  • Eighth embodiment 9. Ninth embodiment 10.
  • Tenth embodiment 11. Eleventh embodiment 12.
  • each embodiment is applied to a surgical microscope, an ophthalmoscope, etc. used in human eye surgery or diagnosis such as glaucoma treatment as a medical observation device and information processing device.
  • a surgical microscope, an ophthalmoscope, etc. used in human eye surgery or diagnosis such as glaucoma treatment
  • the present disclosure is not limited thereto, and the present disclosure is not limited to this, and the case where light (reflected light, transmitted light, scattered light, etc.) from an object to be examined (subject) is applied is exemplified. It is possible to target various observation devices that may have aberrations.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a schematic configuration example of a medical observation device according to the present embodiment.
  • the medical observation apparatus 1 includes an incoherent light source 101, beam splitters 102 and 103, objective lenses 104 and 105, a vibration mechanism 106, and imaging lenses 107 and 109. , a wavefront sensor 108 , an image sensor 110 , and a signal processing section 120 .
  • the subject 130 to be examined is a human eye, and a three-dimensional tomographic image of the human eye is acquired for the purpose of ophthalmological surgery or ophthalmological examination.
  • the incoherent light source 101 is a light source that emits at least spatially incoherent light (hereinafter also referred to as spatially incoherent light), and may be any of various light sources that can emit spatially incoherent light, such as a halogen lamp. good.
  • the incoherent light source 101 includes, for example, a collimator lens that collimates the light emitted from the light source.
  • Spatial incoherent light (hereinafter also referred to as emitted light to distinguish it from other light) emitted from the incoherent light source 101 enters the beam splitter 102 and is split into two optical paths.
  • the beam splitter 102 may be configured using an optical element, such as a half mirror, that transmits part of the light and reflects at least part of the remaining light.
  • the emitted light that has passed through the beam splitter 102 enters the light incident surface of the vibration mechanism 106 via the objective lens 105, for example.
  • the vibration mechanism 106 is composed of, for example, a piezo element, and a reflection mirror that moves along the optical axis as the vibration mechanism 106 vibrates is provided on its light incident surface. Therefore, the optical path length of the light transmitted through the beam splitter 102 changes depending on the vibration of the vibration mechanism 106. At least a portion of the light reflected by the reflection mirror of the vibration mechanism 106 (hereinafter also referred to as reference light) enters the beam splitter 102 again, is reflected, and is imaged on the image sensor 110 via an imaging lens 109, which will be described later. be done.
  • the beam splitter 103 may be configured using an optical element, such as a half mirror, that transmits a portion of the light and reflects at least a portion of the remaining light.
  • the observation light reflected by the beam splitter 103 enters the wavefront sensor 108 via the imaging lens 107, for example.
  • the wavefront sensor 108 detects the wavefront of the incident light, that is, the observation light reflected by the subject 130, and inputs the detection result (that is, a spatial distribution map of wavefront aberration) to the signal processing unit 120.
  • At least a portion of the observation light reflected by the subject 130 and transmitted through the beam splitter 103 is imaged on the image sensor 110 via the beam splitter 102 and the imaging lens 109.
  • the optical axis of the observation light transmitted through the beam splitter 102 substantially coincides with the optical axis of the reference light reflected by the vibration mechanism 106 and reflected by the beam splitter 102.
  • the optical path length from the beam splitter 102 to the vibration mechanism 106 when the light incidence surface of the vibration mechanism 106 is at the reference position (for example, the position where the vibration mechanism 106 is not vibrating) and the optical path length from the beam splitter 102 to the vibration mechanism 106 are shown.
  • the optical path length up to the specimen 130 is approximately the same. Therefore, the image formed on the light receiving surface of the image sensor 110 is an image obtained by interference between the observation light and the reference light.
  • the image of the subject 130 along the optical axis (hereinafter also referred to as the Z axis or Z direction) is (Optical coherence tomography: OCT).
  • OCT optical coherence tomography
  • the Z-axis may be an axis parallel to the optical axis of light incident on each of the incoherent light source 101, the vibration mechanism 106, the wavefront sensor 108, the image sensor 110, and the subject 130.
  • the image sensor 110 includes a pixel array section in which a plurality of pixels each photoelectrically converting incident light to generate a brightness value (also referred to as a pixel value) are arranged in a two-dimensional lattice shape, and the incident observation light and reference light are Two-dimensional image data (hereinafter also simply referred to as image data) of the interfered image is output. That is, the medical observation device 1 according to the present embodiment uses FFOCT (Full-Field OCT) that can acquire a three-dimensional tomographic image of the subject 130 without requiring scanning in the horizontal direction (XY plane direction).
  • FFOCT Full-Field OCT
  • the image sensor 110 outputs image data at a predetermined frame rate while the vibration mechanism 106 is vibrating (that is, while the reflecting mirror is moving along the optical axis (Z-axis)), the three-dimensional image of the subject 130 is It becomes possible to acquire tomographic images.
  • the signal processing unit 120 generates a three-dimensional tomographic image of the subject 130 using image data input from the image sensor 110 at a predetermined frame rate.
  • the amplitude of the oscillation of the signal amount at each pixel in several neighboring frames in the Z direction is a signal indicating the reflection intensity (corresponding to the brightness or light intensity of observation light) at the fault at the Z position. Calculated as a quantity.
  • tomographic image data of the tomographic section at the Z position is generated.
  • a three-dimensional tomographic image is then generated by stacking the generated tomographic image data in the Z direction.
  • the signal processing unit 120 corrects the signal amount of the tomographic image data used to generate the three-dimensional tomographic image based on a spatial distribution map of wavefront aberration (hereinafter also referred to as a spatial aberration map).
  • a spatial aberration map a spatial distribution map of wavefront aberration
  • the detection of the spatial aberration map by the wavefront sensor 108 may be executed each time a three-dimensional tomographic image is generated in the signal processing unit 120, or when the positional relationship between the subject 130 and the objective lens 104 is changed. may be executed. In the latter case, if the positional relationship between the subject 130 and the objective lens 104 is not changed, the previously acquired spatial aberration map can be used for later generation of the three-dimensional tomographic image. Therefore, it is possible to reduce the processing amount and processing time in the subsequent three-dimensional tomographic image generation processing.
  • the change in the positional relationship between the subject 130 and the objective lens 104 may be input manually by the user, or by using a sensor provided on the subject 130 and/or the objective lens 104. Alternatively, the determination may be made based on whether initialization processing has been performed manually or automatically after adjusting the positional relationship between the subject 130 and the objective lens 104.
  • tomographic image data is generated by scanning an interference image between an observation light and a reference light in the Z direction (also referred to as the depth direction in this explanation). It is generated based on the image data obtained by
  • FIG. 2 when there is a reflective object at each of two points in the Z direction, the intensity of the signal obtained as a result of scanning in the Z direction with respect to a certain pixel on the image sensor 110 is illustrated in FIG. 3.
  • vibration occurs in the Z direction due to interference between the observation light and the reference light.
  • the amplitude of this vibration reflects the reflectivity of the object. That is, the magnitude of the amplitude represents the brightness of the observed image reflected by the reflective object.
  • the signal processing unit 120 generates tomographic image data at the Z position by calculating the amplitude value at each position in the Z direction for each pixel as the signal amount of each pixel at the Z position.
  • FIG. 4 is a block diagram for explaining the correction processing according to this embodiment.
  • the wavefront sensor 108 detects a spatial aberration map every time the signal processing unit 120 generates a three-dimensional tomographic image.
  • the signal processing section 120 includes a correction section 121 and a correction amount calculation section 122.
  • the signal processing unit 120 receives two-dimensional image data from the image sensor 110 at a predetermined frame rate, and also receives a spatial aberration map from the wavefront sensor 108.
  • the signal processing unit 120 generates tomographic image data using signal amounts as pixel values from image data input at a predetermined frame rate.
  • the generated tomographic image data is input to the correction unit 121.
  • the spatial aberration map input to the signal processing section 120 is input to the correction amount calculation section 122.
  • the spatial aberration map may be input from the wavefront sensor 108 in parallel with the input of image data from the image sensor 110, or may be input from the wavefront sensor 108 before or after the input of image data from the image sensor 110. It's okay.
  • the correction amount calculation unit 122 calculates the correction amount of the signal amount in each region (for example, each pixel) in the tomographic image data based on the spatial aberration map input from the wavefront sensor 108. For example, the correction amount calculation unit 122 calculates that the signal amount correction amount (e.g., amplification amount) is large in an area where the wavefront aberration is large, and the signal amount correction amount (e.g., amplification amount) is small in an area where the wavefront aberration is small. Calculate the correction amount as follows.
  • the signal amount correction amount e.g., amplification amount
  • the present invention is not limited to this, and it is also possible to calculate a correction amount that amplifies the signal amount in an area where the wavefront aberration is large, and calculate a correction amount that reduces the signal amount in an area where the wavefront aberration is small.
  • a correction amount may be calculated such that the signal amount correction amount (for example, reduction amount) is small in a region where the wavefront aberration is large, and the signal amount correction amount (for example, reduction amount) is large in a region where the wavefront aberration is small.
  • the correction amount calculated for each region is input to the correction unit 121.
  • the correction unit 121 corrects the signal amount of each region in the tomographic image data based on the correction amount input from the correction amount calculation unit 122. Then, the correction unit 121 generates a three-dimensional tomographic image using the corrected tomographic image data, and outputs the generated three-dimensional tomographic image to the outside.
  • the tomographic image data used for generating the three-dimensional tomographic image can be adjusted. image quality is improved. Thereby, it becomes possible to generate a three-dimensional tomographic image with higher image quality.
  • the medical observation device 1 includes the incoherent light source 101 that emits at least spatially incoherent light, and the incoherent light source 101 that emits light that is emitted by the subject 130.
  • An image sensor 110 that acquires two-dimensional image data of an interference image between reflected observation light and a predetermined reference light, and an image sensor 110 that detects the observation light to determine how the influence of wavefront aberration of the object 130 is spatially distributed. It includes a wavefront sensor 108 that measures a spatial aberration map that indicates whether or not the object is moving, and a signal processing unit 120 that corrects the signal amount of the tomographic image data determined from the image data of the interference image based on the measured spatial aberration map.
  • the influence of the wavefront aberration of the subject 130 such as a human eye can be caused not by a decrease in resolution but by a decrease in signal amount. I can do it.
  • the wavefront sensor 108 it is possible to measure how the influence of wavefront aberration of the subject 130 is spatially distributed. By combining these, it becomes possible to grasp the extent to which the signal amount decrease occurs spatially, so signal processing of the tomographic image data obtained from the image data can be used to detect the decrease in signal amount due to wavefront aberration. Can be corrected.
  • the medical observation device 1 having the above configuration to a surgical microscope, an ophthalmoscope, etc., it becomes possible to share many of the optical parts from the eyepiece lens to the image sensor. , it becomes possible to simplify and downsize the entire device configuration of a medical device such as a surgical microscope or an ophthalmoscope.
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing a schematic configuration example of the medical observation device according to the present embodiment.
  • the medical observation apparatus 2 according to the present embodiment has the same configuration as the medical observation apparatus 1 described using FIG. 1 in the first embodiment, including a beam splitter 103, an imaging lens, 107 and the wavefront sensor 108 are omitted, and the signal processing section 120 is replaced with a signal processing section 220.
  • the signal processing unit 220 uses the incoherent light source 101 as a light source, the influence of aberrations of the subject 130 such as the eye appears in the tomographic image data as a decrease in signal amount. Therefore, in this embodiment, the signal amount of each region (for example, each pixel ) to correct the signal amount.
  • a region with little texture inside the subject 130 is photographed in advance, and each region in the tomographic image data obtained from the image data thus obtained is Various methods may be employed, such as calculating or estimating the correction amount for each region based on the signal amount.
  • FIG. 6 is a block diagram for explaining the correction processing according to this embodiment. Note that here, an area with less texture in the subject 130 is imaged in advance, and the amount of correction for each area is calculated based on the signal amount of each area in the tomographic image data obtained from the image data obtained.
  • the amount of correction for each area is calculated based on the signal amount of each area in the tomographic image data obtained from the image data obtained.
  • the signal processing section 220 includes a correction section 221 and a correction amount calculation section 222.
  • the correction unit 221 may be the same as the correction unit 121 according to the first embodiment.
  • the signal processing unit 220 receives image data of a region with little texture in the subject 130 that has been photographed in advance, and image data output from the image sensor 110 at a predetermined frame rate.
  • the signal processing unit 220 generates tomographic image data (also referred to as first tomographic image data) in advance from image data of a region with little texture that has been photographed in advance. Further, the signal processing unit 220 generates tomographic image data (also referred to as second tomographic image data) from the image data output at a predetermined frame rate.
  • the first tomographic image data obtained from the image data captured in advance is input to the correction amount calculation unit 222, and the second tomographic image data obtained from the image data output at a predetermined frame rate is input to the correction unit 222. 221.
  • which region within the subject 130 has less texture may be determined manually by the operator, or by recognition of one or more pieces of image data covering the entire inside of the eyeball or the first tomographic image data. It may be automatically identified through processing or the like.
  • the correction amount calculation unit 222 calculates each region (for example, each pixel) in the second tomographic image data obtained from the image data output at a predetermined frame rate based on the first tomographic image data obtained in advance. Calculate the signal amount correction amount at .
  • the correction amount calculation unit 222 uses the maximum value of the signal amount in the entire first tomographic image data as a reference, and the correction amount (for example, amplification amount) of the signal amount becomes larger in an area where the signal amount is smaller than this maximum value.
  • the correction amount may be calculated as follows. However, the present invention is not limited to this, and various modifications may be made, such as calculating the correction amount based on the average value or minimum value of the signal amount in the entire first tomographic image data.
  • the correction amount calculated for each region is input to the correction unit 221. Similar to the correction unit 121 according to the first embodiment, the correction unit 221 converts the signal amount of each region in the second tomographic image data obtained from the image data input from the image sensor 110 at a predetermined frame rate into a correction amount. Correction is performed based on the correction amount input from the calculation unit 222. Then, the correction unit 221 generates a three-dimensional tomographic image using the corrected second tomographic image data, and outputs the generated three-dimensional tomographic image to the outside.
  • the tomographic image data used to generate the three-dimensional tomographic image can be improved. Image quality is improved. Thereby, it becomes possible to generate a three-dimensional tomographic image with higher image quality.
  • FIG. 7 is a schematic diagram showing an example of a schematic configuration of a medical observation device according to this embodiment.
  • the medical observation device 3 according to the present embodiment has the same configuration as the medical observation device 1 described using FIG. 1 in the first embodiment, including an incoherent light source 101, a beam splitter, 102 and 103, objective lenses 104 and 105, vibration mechanism 106, imaging lenses 107 and 109, wavefront sensor 108, and image sensor 110 are movable in at least one of the X direction, the Y direction, and the Z direction. has a fixed configuration.
  • the Z direction may be a direction parallel to the optical axis (Z axis), and both the X direction and the Y direction may be directions perpendicular to the Z direction, for example,
  • the direction may be parallel to the row direction of the pixel arrangement in the pixel array section of the image sensor 110, and the Y direction may be parallel to the column direction of the pixel arrangement in the pixel array section.
  • the measurement system consisting of the incoherent light source 101, beam splitters 102 and 103, objective lenses 104 and 105, vibration mechanism 106, imaging lenses 107 and 109, wavefront sensor 108, and image sensor 110 is mounted on a movable stage. 301, it is possible to change the relative position between the object 130 and the measurement system, so the measurement area on the object 130 can be changed, and the measurement system can be scanned to cover a wider area than one shot. It becomes possible to acquire image data of the subject 130 (including the entire subject).
  • the wavefront sensor 108 may detect the spatial aberration map in conjunction with the movement of the stage 301. Thereby, even when measuring the object 130 in a wider area (including the entire area) than in one shot, it is possible to obtain a spatial aberration map for the entire measurement area.
  • FIG. 8 is a schematic diagram showing an example of a schematic configuration of a medical observation device according to this embodiment.
  • the medical observation device 4 according to the present embodiment has the same configuration as the medical observation device 1 described in the first embodiment using FIG. It has a configuration in which a moving mechanism 414 that moves the lens 104 along the optical axis and a moving mechanism 415 that moves the objective lens 105 facing the vibration mechanism 106 along the optical axis are added.
  • FIG. 9 is a schematic diagram showing an example of the schematic configuration of the observation device according to the present embodiment.
  • the human eye is exemplified as the subject 130.
  • the present disclosure is not limited to this, and for example, as in the observation device 5 illustrated in FIG. It is possible to do so.
  • a so-called time-domain type is used in which a three-dimensional tomographic image of the subject 130 or 530 (hereinafter, the subject 130 is exemplified) is obtained by moving the reflection mirror in the Z direction using the vibration mechanism 106.
  • FFOCT Although OCT images in the xy plane (hereinafter also referred to as en-face images) can be obtained at high speed, OCT images in the XZ plane (B-scan images) are a stack of en-face images in the Z direction. It is difficult to obtain three-dimensional volume data at high speed because it is necessary to once obtain the three-dimensional volume data and then cut out and create the three-dimensional volume data in the necessary planes.
  • a medical observation device and an information processing device that can shorten the time required to obtain a B-scan image will be described using examples.
  • a medical observation device is constructed as a time domain type FFOCT will be exemplified similarly to the above embodiment, but the present invention is not limited to this, and wavelength It is also possible to configure the medical observation device as a sweep type FFOCT.
  • FIG. 10 is a schematic diagram showing a schematic configuration example of the medical observation device according to the present embodiment.
  • the medical observation device 6 according to the present embodiment has the same configuration as the medical observation device 1 described in the first embodiment using FIG.
  • a rotation mechanism 613 for rotating about the Z-axis as a rotation axis is added, and the signal processing section 120 is replaced with a signal processing section 620.
  • the rotation mechanism 613 may be an example of an adjustment mechanism that adjusts the rotation angle of the image sensor with respect to the image of the observation light using the optical axis of the observation light as the rotation axis.
  • FIG. 10 shows a case where the optical system (beam splitter 103, imaging lens 107, and wavefront sensor 108) for detecting the wavefront of the observation light is omitted, the present invention is not limited to this. Similar to the signal processing unit 120 according to the embodiment described above, the processing unit 620 may correct the signal amount of the tomographic image data based on the spatial aberration map input from the wavefront sensor 108.
  • FIG. 11 is a diagram showing an example of the drive area of the image sensor according to the present embodiment.
  • an area 112 to be read (also referred to as a drive area) in the image sensor 110 is narrowed down in order to directly acquire the necessary B-scan image in the XZ plane.
  • the image sensor 110 includes a pixel array unit 111 in which a plurality of pixels are two-dimensionally arranged in a matrix, and reads image data in units of pixels (hereinafter also referred to as row units or lines) arranged in a line in the X direction.
  • the drive area 112 may be, for example, a rectangular area that is long in the X direction and is composed of one or several lines.
  • the drive area 112 is not limited to this, and may be a rectangular area that is long in the Y direction, or may be a rectangular area that is long in a direction inclined with respect to the X and Y directions.
  • the driving method of the image sensor 110 is not limited to the rolling shutter method, but may be a so-called global shutter method that allows simultaneous reading of all pixels. In the following description, for the sake of simplicity, a case will be exemplified in which the drive area 112 is a rectangular area that is long in the X direction.
  • FIG. 12 is a diagram showing an example of the volume acquisition time when the number of pixels in the Y direction of the drive area according to the present embodiment is changed.
  • the smaller the number of pixels in the Y direction of the drive area 112 in the image sensor 110 the shorter the readout time when reading out one unfazed image, and therefore the higher the frame rate. It becomes possible to do so.
  • the volume acquisition time is 4.716 seconds, but by setting the number of pixels in the Y direction of the drive area 112 to 16 pixels, It becomes possible to shorten the volume acquisition time to 0.195 seconds.
  • Image data (unfazed image) long in the X direction output from the image sensor 110 is input to the signal processing unit 620.
  • the three-dimensional volume data obtained by stacking unfazed images long in the X direction in the Z direction substantially corresponds to a B-scan image obtained by slicing the three-dimensional volume data of the subject 130 in the XZ plane. Therefore, in this embodiment, a B-scan image of the subject 130 is generated by stacking tomographic image data obtained from image data output from the image sensor 110 in the Z direction.
  • the drive area 112 in the image sensor 110 it becomes possible to directly acquire a B-scan image of the subject 130.
  • the rotation mechanism 613 by using the rotation mechanism 613, it is possible to rotate the image sensor 110, for example, using the optical axis as the rotation axis. Therefore, in this embodiment, by rotating the image sensor 110 using the rotation mechanism 613, it is possible to obtain a B-scan image on any plane passing through the optical axis.
  • the rotation of the image sensor 110 by the rotation mechanism 613 may be controlled by, for example, a control unit (not shown), and this control may be controlled by an operation input from a user such as a surgeon. It's okay.
  • a B-scan image of an arbitrary XZ plane of the subject 130 can be acquired. It is also possible to do so.
  • the drive area 112 in the image sensor 110 is limited to a rectangular area that is long in one direction, making it possible to directly and quickly acquire a B-scan image. It becomes possible. This makes it possible to shorten the operation time and examination time for the subject 130, thereby reducing the burden on the subject 130.
  • the image sensor 110 By making the image sensor 110 rotatable, it is possible to obtain a B-scan image of any XZ plane passing through the optical axis. Furthermore, by making the measurement system including the image sensor 110 movable, it is also possible to obtain a B-scan image of an arbitrary XZ plane of the subject 130.
  • FIG. 13 is a schematic diagram showing a modification of the medical observation device according to the sixth embodiment.
  • the incoherent light source 101 is used as the light source is illustrated, but the light source according to this embodiment is not limited to this, and may be used as the medical observation device 6A illustrated in FIG. 13.
  • a coherent light source 601 that emits at least spatially coherent light (hereinafter also referred to as spatially coherent light).
  • an SLD Superluminescent Diode
  • the coherent light source 601 as a light source, it is possible to omit the objective lens 105 disposed on the light incident surface of the vibration mechanism 106, as illustrated in FIG. It becomes possible to simplify the optical system of the device 6A.
  • the image sensor 110 is rotated using the rotation mechanism 613 to change the XZ plane from which the B-scan image is acquired.
  • the XZ plane from which the B-scan image is acquired is changed by rotating the image formed on the image sensor 110.
  • FIG. 14 is a schematic diagram showing an example of a schematic configuration of a medical observation device according to this embodiment.
  • the medical observation device 7 according to this embodiment has the same configuration as the medical observation device 6 described using FIG. 10 in the sixth embodiment, but the rotation mechanism 613 is omitted, Instead, an image rotator 720 that rotates the image around the optical axis is arranged on the optical path from the beam splitter 102 to the imaging lens 109.
  • the image rotator 720 may be an example of an adjustment mechanism that adjusts the rotation angle of the image sensor with respect to the image of the observation light using the optical axis of the observation light as the rotation axis. Note that in this embodiment as well, similarly to the sixth embodiment or its modification, a rectangular drive area 112 that is long in one direction is set in the image sensor 110.
  • the image rotator 720 according to this embodiment is, for example, one configured with a plurality of (for example, three) mirrors 721 to 723 as illustrated in FIG. 15, or a dove prism as illustrated in FIG.
  • Various methods may be adopted, such as one using G.724.
  • the rotation mechanism 613 can be omitted, thereby simplifying the configuration of the medical observation device 7. becomes possible.
  • FIG. 17 is a schematic diagram showing a modification of the medical observation device according to the seventh embodiment.
  • the incoherent light source 101 is used as the light source is illustrated, but the light source according to the present embodiment is not limited to this, and similarly to the modification of the sixth embodiment, an SLD A coherent light source 601 such as the following may be used.
  • the coherent light source 601 as a light source, it is possible to omit the objective lens 105 disposed on the light entrance surface of the vibration mechanism 106, so it is possible to simplify the optical system of the medical observation device 7A. becomes.
  • FIG. 18 is a diagram showing an example of the drive area according to the present embodiment.
  • the driving area 112 of the image sensor 110 is fixed.
  • a global shutter type image sensor is adopted as the image sensor 110, it is also possible to freely change the drive area 112a while suppressing redundancy of the readout time, as illustrated in FIG. . Therefore, it is possible to obtain a B-scan image of any XZ plane without requiring the rotation mechanism 613, image rotator 720, or stage 301.
  • FIG. 19 is a schematic diagram showing an example of a schematic configuration of a medical observation device according to this embodiment.
  • the image sensor 110 that detects light in the visible light range and generates image data is used as an image sensor that captures an interference image between observation light and reference light is illustrated, but the present invention is not limited to this. It is not something that will be done.
  • an image sensor 910 that detects light outside the light range and generates image data is also possible.
  • the light-receiving sensitivity of the image sensor 110 that detects visible light is in the wavelength range from 400 nm (nanometers) to around 900 nm
  • the light-receiving sensitivity of the image sensor 910 that can detect SWIR light is in the wavelength range from 400 nm to around 1700 nm. It may be a wavelength band.
  • the wavelength bands of light used in general OCT include the 850 nm band, the 1 ⁇ m (micrometer) band, and the 1.3 ⁇ m band.
  • light in the 850 nm band is used, for example, to observe the anterior segment and fundus of the eye, but scattering can be reduced by using light with a longer wavelength (for example, light in the 1 ⁇ m band). Therefore, the depth of tissue penetration into the fundus of the eye can be improved.
  • light in the 1.3 ⁇ m band is used for observing the anterior segment of the eye.
  • an image sensor 910 that can observe light with a longer wavelength as in this embodiment, it is possible to realize a medical observation device 9 that can perform observation with higher precision.
  • the image sensor 910 that can observe light in the 1.0 ⁇ m band it is possible to improve the depth of tissue penetration into the fundus of the eye.
  • the image sensor 910 that can observe light in the 1.3 ⁇ m band it is possible to sharpen the OCT image of the anterior segment of the eye.
  • by expanding the wavelength width of the light receiving sensitivity of the image sensor 910 it is also possible to improve the resolution in the axial direction.
  • the present embodiment it is possible to select the wavelength and wavelength width according to the observation target (for example, human cell tissue), so it is possible to obtain a clearer image. . This makes it possible to obtain appropriate diagnostic results.
  • the observation target for example, human cell tissue
  • FIG. 20 is a schematic diagram showing an example of a schematic configuration of a medical observation device according to this embodiment.
  • FIG. 21 is a partially enlarged view of the pixel array section in the polarization image sensor according to this embodiment.
  • the medical observation device 10 As shown in FIG. 20, the medical observation device 10 according to the present embodiment has the same configuration as the medical observation device 6 described in the sixth embodiment using FIG. It has a configuration replaced by the image sensor 1010.
  • the polarized image sensor 1010 includes, for example, a pixel 21 that has light reception sensitivity to light polarized in the horizontal direction (for example, the a pixel 22 that has light-receiving sensitivity to light polarized in the diagonally upper left direction, a pixel 23 that has light-receiving sensitivity to light polarized in the diagonally upper-right direction, and a pixel 24 that has light-receiving sensitivity to light polarized in the diagonally upper right direction. are arranged in a 2 ⁇ 2 pattern, and this arrangement is repeated in the matrix direction.
  • FIG. 21 illustrates a polarization image sensor 1010 that can obtain interference images in one shot in each of four polarization directions: horizontal direction, vertical direction, diagonally upper left direction, and diagonally upper right direction.
  • the embodiment is not limited to this, and may be modified in various ways, such as having two polarization directions, a horizontal direction and a vertical direction.
  • retinal nerve fibers can be cited as intraocular birefringent tissue, and it is known that in glaucoma, retinal nerve fibers are destroyed by intraocular pressure, and interference of multiple polarization directions as in this embodiment is known. By acquiring images, it is possible to improve the accuracy of lesion diagnosis.
  • FIG. 22 is a schematic diagram showing an example of a schematic configuration of a medical observation device according to this embodiment.
  • the medical observation device 11 according to the present embodiment has the same configuration as the medical observation device 6 described in the sixth embodiment using FIG. (Event-based Vision Sensor) 1110.
  • EVS is, for example, detecting the coordinates, direction (polarity), and time (event data) of a pixel that detected a change in brightness (also called light intensity) as an address event, and synchronizing or synchronizing the results (event data). It is an image sensor that outputs asynchronously.
  • an angiography image is generated by acquiring a plurality of two-dimensional OCT images or three-dimensional OCT images and extracting an image of a blood vessel from the difference information between them.
  • the EVS 1110 no signal is output from pixels for which no change in brightness is detected, and signals are output from pixels for which a change in brightness has occurred due to movement such as blood flow. Therefore, by acquiring an unfazed image using the EVS 1110, it is possible to directly acquire an image of a moving blood vessel or the like.
  • the frame rate of EVS is generally around 1000 fps (frames per second), which is significantly higher than that of a normal image sensor. Therefore, by using the EVS1110, it is also possible to generate angiography images at high speed.
  • FIG. 23 is a hardware configuration diagram showing an example of a computer 2000 that implements the functions of the signal processing units 120 and 620.
  • the computer 2000 has a CPU 2100, a RAM 2200, a ROM (Read Only Memory) 2300, an HDD (Hard Disk Drive) 2400, a communication interface 2500, and an input/output interface 2600. Each part of the computer 2000 is connected by a bus 2050.
  • the CPU 2100 operates based on a program stored in the ROM 2300 or the HDD 2400 and controls each part. For example, the CPU 2100 loads programs stored in the ROM 2300 or HDD 2400 into the RAM 2200, and executes processes corresponding to various programs.
  • the ROM 2300 stores boot programs such as BIOS (Basic Input Output System) that are executed by the CPU 2100 when the computer 2000 is started, programs that depend on the hardware of the computer 2000, and the like.
  • BIOS Basic Input Output System
  • the HDD 2400 is a computer-readable recording medium that non-temporarily records programs executed by the CPU 2100 and data used by the programs. Specifically, the HDD 2400 is a recording medium that records a program for executing each operation according to the present disclosure, which is an example of the program data 2450.
  • the communication interface 2500 is an interface for connecting the computer 2000 to an external network 2550 (eg, the Internet).
  • the CPU 2100 receives data from other devices or transmits data generated by the CPU 2100 to other devices via the communication interface 2500.
  • the input/output interface 2600 is an interface for connecting the input/output device 2650 and the computer 2000.
  • the CPU 2100 receives data from an input device such as a keyboard or a mouse via the input/output interface 2600. Further, the CPU 2100 transmits data to an output device such as a display, speaker, or printer via the input/output interface 2600. Further, the input/output interface 2600 may function as a media interface that reads a program or the like recorded on a predetermined recording medium.
  • Media includes, for example, optical recording media such as DVD (Digital Versatile Disc) and PD (Phase change rewritable disk), magneto-optical recording media such as MO (Magneto-Optical disk), tape media, magnetic recording media, semiconductor memory, etc. It is.
  • optical recording media such as DVD (Digital Versatile Disc) and PD (Phase change rewritable disk)
  • magneto-optical recording media such as MO (Magneto-Optical disk), tape media, magnetic recording media, semiconductor memory, etc. It is.
  • the CPU 2100 of the computer 2000 executes the functions of the signal processing units 120 and 620 by executing a program loaded on the RAM 2200.
  • the HDD 2400 stores programs and the like according to the present disclosure. Note that the CPU 2100 reads the program data 2450 from the HDD 2400 and executes it, but as another example, these programs may be acquired from another device via the external network 2550.
  • the technical categories that embody the above-mentioned technical idea are not limited.
  • the above technical idea may be embodied by a computer program for causing a computer to execute one or more procedures (steps) included in the method of manufacturing or using the above-described device.
  • the above-mentioned technical idea may be embodied by a computer-readable non-transitory recording medium on which such a computer program is recorded.
  • the present technology can also have the following configuration.
  • a light source that emits at least spatially incoherent light; an image sensor that acquires an image of light emitted from the light source and reflected by the subject; a signal processing unit that corrects a signal amount determined from first image data acquired by the image sensor based on a wavefront aberration of light reflected by the subject;
  • a medical observation device equipped with (2) a reflecting mirror movable along the optical axis of the light emitted from the light source; The light emitted from the light source is branched into a first light incident on the subject and a second light incident on the reflecting mirror, and the first light reflected by the subject and the second light reflected by the reflecting mirror are separated.
  • a beam splitter that combines the two lights
  • the medical observation device (1), wherein the image sensor acquires an interference image of the first light and the second light as the first image data.
  • the medical observation device (2), further comprising a vibration mechanism that moves the reflecting mirror along the optical axis.
  • the signal processing unit calculates the signal amount based on the amplitude of the signal intensity at each pixel determined from the two or more pieces of first image data acquired by the image sensor while the reflecting mirror is moving along the optical axis.
  • the medical observation device according to (3) above, wherein the calculated signal amount is corrected based on the wavefront aberration.
  • an objective lens that irradiates the subject with light emitted from the light source; a moving mechanism that moves the objective lens along an optical axis of light emitted from the light source;
  • the medical observation device according to any one of (1) to (6) above, further comprising: (9) Any one of (1) to (8) above, further comprising an adjustment mechanism that adjusts a rotation angle of the image sensor with respect to an image of light emitted from the light source and reflected by the subject, using an optical axis of the light as a rotation axis.
  • the medical observation device according to item 1. (10) The medical observation device according to (9), wherein the adjustment mechanism rotates the image sensor using an optical axis of light emitted from the light source as a rotation axis.
  • the medical observation device includes a pixel array section in which a plurality of pixels are two-dimensionally arranged in a matrix, and generates the first image data by driving a rectangular area that is a part of the pixel array section and is long in one direction.
  • the medical observation device according to any one of (9) to (11) above.
  • the image sensor includes pixels that are sensitive to light having wavelengths outside the visible light range.
  • the image sensor includes two or more pixels that are sensitive to light polarized in different directions.
  • the medical observation device according to any one of (9) to (12), wherein the image sensor is an EVS (Event-based Vision Sensor) that outputs event data indicating a pixel that has detected a change in brightness.
  • the medical observation device according to any one of (1) to (15) above, which is a surgical microscope or an ophthalmoscope.
  • a signal processing unit that corrects a signal amount determined from image data of an image of light emitted from a light source that emits at least spatially incoherent light and reflected by a subject based on the wavefront aberration of the light reflected by the subject.
  • An information processing device comprising: (18) a light source that emits light; an image sensor that acquires an image of light emitted from the light source and reflected by the subject; an adjustment mechanism that adjusts a rotation angle of the image sensor with respect to an image of light emitted from the light source and reflected by the subject, using an optical axis of the light as a rotation axis; A medical observation device equipped with. (19) a reflecting mirror movable along the optical axis of the light emitted from the light source; The light emitted from the light source is branched into a first light incident on the subject and a second light incident on the reflecting mirror, and the first light reflected by the subject and the second light reflected by the reflecting mirror are separated.
  • a beam splitter that combines the two lights, Furthermore, The medical observation device according to (18), wherein the image sensor acquires an interference image of the first light and the second light as image data. (20) The medical observation device according to (19), further comprising a vibration mechanism that moves the reflecting mirror along the optical axis. (21)
  • the image sensor includes a pixel array section in which a plurality of pixels are two-dimensionally arranged in a matrix, and generates the image data by driving a rectangular area that is a part of the pixel array section and is long in one direction.

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Abstract

医療用観察装置は、少なくとも空間的にインコヒーレントな光を出射する光源と、前記光源から出射して被検体で反射した光の像を取得するイメージセンサと、前記イメージセンサで取得された第１画像データから求まる信号量を前記被検体で反射した光の波面収差に基づいて補正する信号処理部と、を備える。

Description

医療用観察装置及び情報処理装置
　本開示は、医療用観察装置及び情報処理装置に関する。
　従来、例えば、眼科における検査や手術などの医療分野では、光の干渉性を利用して物体（例えば、眼球）の内部構造を高分解能及び高速で撮影するＯＣＴ（Optical　Coherence　Tomography）技術が活用されている。また、近年では、受光器に２次元の撮像装置を使用することで、ＸＹ平面の２次元画像を並列取得するＦＦＯＣＴ（Full-Field　Optical　Coherence　Tomography）技術が開発されてきている。
国際公開第２０１４／１９２５２０号
　従来の一般的なＯＣＴでは、光束内の任意の２点における光波の位相関係が時間的に不変で一定に保たれているコヒーレント光を出射する光源（以下、コヒーレント光源ともいう）が使用されているため、例えばヒトの眼など、収差が生じ得る被検体を観察する場合、その収差の影響で観察画像の画質（例えば、解像度）が低下してしまう可能性が存在する。
　そこで、本開示は、画質の低下を抑制することが可能な医療用観察装置及び情報処理装置を提案する。
　本開示の一態様に係る医療用観察装置は、少なくとも空間的にインコヒーレントな光を出射する光源と、前記光源から出射して被検体で反射した光の像を取得するイメージセンサと、前記イメージセンサで取得された第１画像データから求まる信号量を前記被検体で反射した光の波面収差に基づいて補正する信号処理部と、を備える。
第１の実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。 Ｚ方向（深さ方向）に存在する反射物の例を説明するための図である。 各画素で得られるＺ方向の信号強度の振幅の例を示す図である。 第１の実施形態に係る補正処理を説明するためのブロック図である。 第２の実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。 第２の実施形態に係る補正処理を説明するためのブロック図である。 第３の実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。 第４の実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。 第５の実施形態に係る観察装置の概略構成例を示す模式図である。 第６の実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。 第６の実施形態に係るイメージセンサの駆動エリアの一例を示す図である。 第６の実施形態に係る駆動エリアのＹ方向の画素数を変化させた場合それぞれでのボリューム取得時間の例を示す図である。 第６の実施形態に係る医療用観察装置の変形例を示す模式図である。 第７の実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。 第７の実施形態に係るイメージローテータの一例を示す図である。 第７の実施形態に係るイメージローテータの他の一例を示す図である。 第７の実施形態に係る医療用観察装置の変形例を示す模式図である。 第８の実施形態に係る駆動エリアの一例を示す図である。 第９の実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。 第１０の実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。 第１０の実施形態に係る偏光イメージセンサにおける画素アレイ部の一部拡大図である。 第１１の実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。 本開示の一実施形態に係るハードウエア構成の例を示すブロック図である。
　以下に、本開示の実施形態について図面に基づいて詳細に説明する。なお、以下の各実施形態において、同一の要素には同一の符号を付することにより重複する説明を省略する。
　以下に示す項目順序に従って本開示を説明する。
　　１．第１の実施形態
　　　１．１　医療用観察装置の概略構成例
　　　１．２　断層画像データの生成について
　　　１．３　補正処理
　　　１．４　まとめ
　　２．第２の実施形態
　　　２．１　医療用観察装置の概略構成例
　　　２．２　補正処理
　　３．第３の実施形態
　　４．第４の実施形態
　　５．第５の実施形態
　　６．第６の実施形態
　　　６．１　医療用観察装置の概略構成例
　　　６．２　まとめ
　　　６．３　変形例
　　７．第７の実施形態
　　　７．１　変形例
　　８．第８の実施形態
　　９．第９の実施形態
　　１０．第１０の実施形態
　　１１．第１１の実施形態
　　１２．ハードウエア構成
　１．第１の実施形態
　まず、本開示の第１の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。本実施形態及び後述する実施形態では、医療用観察装置及び情報処理装置として、緑内障治療などのヒトの眼を手術又は診断する際に使用される手術顕微鏡や眼底鏡等に対して各実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置を適用した場合を例示するが、本開示はこれに限定されず、検査対象の物体（被検体）からの光（反射光、透過光、散乱光など）が収差を持ち得る種々の観察装置を対象とすることが可能である。
　１．１　医療用観察装置の概略構成例
　図１は、本実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。図１に示すように、本実施形態に係る医療用観察装置１は、インコヒーレント光源１０１と、ビームスプリッタ１０２及び１０３と、対物レンズ１０４及び１０５と、振動機構１０６と、結像レンズ１０７及び１０９と、波面センサ１０８と、イメージセンサ１１０と、信号処理部１２０とを備える。なお、本実施形態では、検査対象である被検体１３０をヒトの眼であるとし、眼科手術又は眼科検査を目的としてヒトの眼の３次元断層画像を取得する場合を想定する。
　インコヒーレント光源１０１は、少なくとも空間的にインコヒーレントな光（以下、空間インコヒーレント光ともいう）を出射する光源であり、例えばハロゲンランプなど、空間インコヒーレント光を出射し得る種々の光源であってよい。医療用観察装置１の光源としてインコヒーレント光源１０１を用いることで、ヒトの眼などの被検体１３０による波面収差の影響を解像度の低下ではなく信号量（例えば、輝度又は光強度に相当）の低下とすることが可能となるため、解像度低下による３次元断層画像の画質低下を抑制することが可能となる。なお、図示は省略するが、インコヒーレント光源１０１には、例えば、光源から出射した光を平行光化するコリメータレンズが含まれているものとする。
　インコヒーレント光源１０１から出射した空間インコヒーレント光（以下、他の光と区別するため、出射光ともいう）は、ビームスプリッタ１０２に入射され、２つの光路に分岐される。ビームスプリッタ１０２は、例えばハーフミラーなど、一部の光を透過しつつ残りの光の少なくとも一部を反射する光学素子を用いて構成されてよい。
　ビームスプリッタ１０２を透過した出射光は、例えば、対物レンズ１０５を介して振動機構１０６の光入射面に入射する。振動機構１０６は、例えばピエゾ素子などで構成され、その光入射面には、振動機構１０６の振動に伴って光軸に沿って移動する反射ミラーが設けられている。したがって、ビームスプリッタ１０２を透過した光の光路長は、振動機構１０６の振動に応じて変化する。振動機構１０６の反射ミラーで反射した光（以下、参照光ともいう）の少なくとも一部は、再度ビームスプリッタ１０２に入射して反射され、後述する結像レンズ１０９を介してイメージセンサ１１０に結像される。
　一方、インコヒーレント光源１０１から出射してビームスプリッタ１０２で反射された出射光の少なくとも一部は、ビームスプリッタ１０３及び対物レンズ１０４を介して被検体１３０に入射する。被検体１３０で反射した光（以下、観察光ともいう）は、対物レンズ１０４を介してビームスプリッタ１０３に入射され、２つの光路に分岐される。ビームスプリッタ１０３は、ビームスプリッタ１０２と同様に、例えばハーフミラーなど、一部の光を透過しつつ残りの光の少なくとも一部を反射する光学素子を用いて構成されてよい。
　ビームスプリッタ１０３で反射された観察光は、例えば、結像レンズ１０７を介して波面センサ１０８に入射する。波面センサ１０８は、入射した光、すなわち、被検体１３０で反射された観察光の波面を検出し、その検出結果（すなわち、波面収差の空間分布マップ）を信号処理部１２０に入力する。
　一方、被検体１３０で反射されてビームスプリッタ１０３を透過した観察光の少なくとも一部は、ビームスプリッタ１０２及び結像レンズ１０９を介してイメージセンサ１１０に結像される。
　ここで、ビームスプリッタ１０２を透過した観察光の光軸は、振動機構１０６で反射されてビームスプリッタ１０２で反射された参照光の光軸と略一致している。また、振動機構１０６の光入射面が基準位置（例えば、振動機構１０６が振動していない状態での位置）にある場合におけるビームスプリッタ１０２から振動機構１０６までの光路長と、ビームスプリッタ１０２から被検体１３０までの光路長とは、略一致している。したがって、イメージセンサ１１０の受光面に結像される像は、観察光と参照光とが干渉した像となる。そこで、振動機構１０６の光入射面を光軸に沿って振動させて参照光の光路長を変動させることで、光軸（以下、Ｚ軸又はＺ方向ともいう）に沿った被検体１３０の像を取得することが可能となる（光干渉断層撮影：ＯＣＴ）。なお、Ｚ軸は、インコヒーレント光源１０１、振動機構１０６、波面センサ１０８、イメージセンサ１１０及び被検体１３０それぞれに入射する光の光軸と平行な軸であってよい。
　イメージセンサ１１０は、それぞれ入射光を光電変換して輝度値（画素値ともいう）を生成する複数の画素が２次元格子状に配列する画素アレイ部を備え、入射した観察光と参照光とが干渉した像の２次元画像データ（以下、単に画像データともいう）を出力する。すなわち、本実施形態に係る医療用観察装置１は、水平方向（ＸＹ平面方向）の走査を必要とせずに被検体１３０の３次元断層画像を取得することが可能なＦＦＯＣＴ（Full-Field　OCT）として構成されていてよい。したがって、振動機構１０６が振動中（すなわち、反射ミラーが光軸（Ｚ軸）に沿って移動中）にイメージセンサ１１０が所定のフレームレートで画像データを出力することで、被検体１３０の３次元断層画像を取得することが可能となる。
　信号処理部１２０は、イメージセンサ１１０から所定のフレームレートで入力された画像データを用いて、被検体１３０の３次元断層画像を生成する。具体的には、例えば、Ｚ方向の近傍の数フレームにおける各画素での信号量の振動の振幅が、当該Ｚ位置における断層での反射強度（観察光の輝度又は光強度に相当）を示す信号量として計算される。それにより、当該Ｚ位置での断層の断層画像データが生成される。そして、生成された断層画像データをＺ方向に積み重ねることで、３次元断層画像が生成される。その際、信号処理部１２０は、３次元断層画像の生成に用いる断層画像データの信号量を波面収差の空間分布マップ（以下、空間収差マップともいう）に基づいて補正する。それにより、ヒトの眼などの被検体１３０で生じた波面収差の影響により低下した信号量を補正することが可能となるため、信号量低下による３次元断層画像の画質低下を抑制することが可能となる。
　なお、波面センサ１０８による空間収差マップの検出は、信号処理部１２０において３次元断層画像を生成する度に実行されてもよいし、被検体１３０と対物レンズ１０４との位置関係が変更された場合に実行されてもよい。後者の場合、被検体１３０と対物レンズ１０４との位置関係が変更されていない状態では、先に取得しておいた空間収差マップを後の３次元断層画像の生成に流用することが可能となるため、後の３次元断層画像生成処理における処理量や処理時間を削減することが可能となる。なお、被検体１３０と対物レンズ１０４との位置関係が変更されたことは、例えば、ユーザが手動で入力してもよいし、被検体１３０及び／又は対物レンズ１０４に設けておいたセンサを用いて検出されてもよいし、被検体１３０と対物レンズ１０４との位置関係を調整後に手動又は自動で初期化処理が実行されたことに基づいて判断されてもよい。
　１．２　断層画像データの生成について
　上述においても触れたが、本実施形態において断層画像データは、観察光と参照光との干渉像をＺ方向（本説明において深さ方向ともいう）に走査することで得られた画像データに基づいて生成される。ここで、図２に例示するように、Ｚ方向の２点それぞれに反射物がある場合、イメージセンサ１１０上のある画素に関してＺ方向の走査結果として得られる信号の強度は、図３に例示するように、観察光と参照光の干渉によってＺ方向に振動することとなる。この振動の振幅は、対象の反射率を反映している。すなわち、振幅の大きさは、反射物で反射した観察像の輝度を表している。
　そこで、信号処理部１２０は、各画素に関し、Ｚ方向における各位置での振幅値を、当該Ｚ位置での各画素の信号量として計算することで、当該Ｚ位置の断層画像データを生成する。
　１．３　補正処理
　つづいて、信号処理部１２０による空間収差マップに基づいた信号量の補正処理について説明する。図４は、本実施形態に係る補正処理を説明するためのブロック図である。なお、ここでは、信号処理部１２０において３次元断層画像を生成する度に波面センサ１０８において空間収差マップの検出が実行される場合について例を挙げる。
　図４に示すように、信号処理部１２０は、補正部１２１と、補正量計算部１２２とを備える。
　信号処理部１２０には、イメージセンサ１１０から所定のフレームレートで２次元の画像データが入力されるとともに、波面センサ１０８から空間収差マップが入力される。信号処理部１２０は、所定のフレームレートで入力された画像データから、画素値として信号量が用いられた断層画像データを生成する。
　生成された断層画像データは、補正部１２１に入力される。一方、信号処理部１２０に入力された空間収差マップは、補正量計算部１２２に入力される。なお、空間収差マップは、イメージセンサ１１０からの画像データの入力と並行して波面センサ１０８から入力されてもよいし、イメージセンサ１１０からの画像データの入力の前又は後に波面センサ１０８から入力されてもよい。
　補正量計算部１２２は、波面センサ１０８から入力された空間収差マップに基づいて、断層画像データにおける各領域（例えば、各画素）での信号量の補正量を計算する。例えば、補正量計算部１２２は、波面収差の大きな領域では信号量の補正量（例えば、増幅量）が大きくなり、波面収差の小さな領域では信号量の補正量（例えば、増幅量）が小さくなるような補正量を計算する。ただし、これに限定されず、波面収差の大きな領域では信号量を増幅する補正量を計算し、波面収差の小さな領域では信号量を低減する補正量を計算してもよいし、又は、波面収差の大きな領域では信号量の補正量（例えば、低減量）が小さくなり、波面収差の小さな領域では信号量の補正量（例えば、低減量）が大きくなるような補正量を計算してもよい。
　各領域に対して計算された補正量は、補正部１２１に入力される。補正部１２１は、断層画像データにおける各領域の信号量を、補正量計算部１２２から入力された補正量に基づいて補正する。そして、補正部１２１は、補正後の断層画像データを用いて３次元断層画像を生成し、生成された３次元断層画像を外部へ出力する。
　このように、被検体１３０によって生じた波面収差を実測し、その結果である空間収差マップに基づいて断層画像データの信号量を補正することで、３次元断層画像の生成に用いられる断層画像データの画質が改善される。それにより、より高画質な３次元断層画像を生成することが可能となる。
　１．４　まとめ
　以上のように、本実施形態に係る医療用観察装置１は、少なくとも空間的にインコヒーレントな光を出射するインコヒーレント光源１０１と、インコヒーレント光源１０１から出射して被検体１３０で反射した観察光と所定の参照光との干渉像の２次元画像データを取得するイメージセンサ１１０と、観察光を検出することで被検体１３０の波面収差の影響が空間的にどのように分布しているかを示す空間収差マップを計測する波面センサ１０８と、計測された空間収差マップに基づいて干渉像の画像データから求まる断層画像データの信号量を補正する信号処理部１２０とを備える。
　このように、干渉像を撮影する際の光源にインコヒーレント光源１０１を使用することで、ヒトの眼などの被検体１３０の波面収差の影響を、解像度低下ではなく、信号量の低下とすることができる。また、波面センサ１０８を用いることで、被検体１３０の波面収差の影響が空間的にどのように分布しているかを計測することができる。そして、それらを合わせることで、信号量低下が空間的にどの程度起きているのかを把握することが可能となるため、画像データから求まる断層画像データに対する信号処理で波面収差による信号量の低下を補正することができる。その結果、空間光位相変調器などの高価な光学デバイスを用いることなく、低コストで解像度の高い３次元断層画像を生成することが可能となる。また、高画質な３次元断層画像の生成が可能となることで、目視やＡＩ（Artificial　Intelligence）等による認識精度を向上させることが可能となるため、より正確な認識結果を短時間で取得することが可能となる。
　また、以上のような構成を備える医療用観察装置１を手術顕微鏡や眼底鏡などに適用することで、接眼部レンズからイメージセンサまでの光学部品の多くを共通化することが可能となるため、手術顕微鏡や眼底鏡などの医療用デバイス全体の装置構成を簡略化及び小型化することが可能となる。
　２．第２の実施形態
　次に、本開示の第２の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。
　２．１　医療用観察装置の概略構成例
　図５は、本実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。図５に示すように、本実施形態に係る医療用観察装置２は、第１の実施形態において図１を用いて説明した医療用観察装置１と同様の構成において、ビームスプリッタ１０３、結像レンズ１０７及び波面センサ１０８が省略され、信号処理部１２０が信号処理部２２０に置き換えられた構成を備える。
　信号処理部２２０は、光源としてインコヒーレント光源１０１を用いた場合、眼などの被検体１３０の収差による影響は信号量の低下として断層画像データに現れる。そこで、本実施形態では、どの領域の信号量がどの程度低下しているかを特定し、特定された領域毎の信号量の低下の程度に基づいて、断層画像データにおける各領域（例えば、各画素）の信号量を補正する。
　各領域に対する補正量の算出手法としては、例えば、眼球内などの被検体１３０内のテクスチャの少ない領域を事前に撮影しておき、それにより得られた画像データから求まる断層画像データにおける各領域の信号量に基づいて各領域の補正量を算出又は推定するなど、種々の手法が採用されてよい。
　２．２　補正処理
　つづいて、信号処理部２２０による補正処理について説明する。図６は、本実施形態に係る補正処理を説明するためのブロック図である。なお、ここでは、被検体１３０内のテクスチャの少ない領域を事前に撮影しておき、それにより得られた画像データから求まる断層画像データにおける各領域の信号量に基づいて各領域の補正量を算出しておいた場合について例を挙げる。
　図６に示すように、信号処理部２２０は、補正部２２１と、補正量計算部２２２とを備える。ここで、補正部２２１は、第１の実施形態に係る補正部１２１と同様であってよい。
　信号処理部２２０には、事前に撮影された被検体１３０内のテクスチャの少ない領域の画像データと、イメージセンサ１１０から所定のフレームレートで出力される画像データとが入力される。信号処理部２２０は、予め、事前に撮影されたテクスチャの少ない領域の画像データから断層画像データ（これを第１断層画像データともいう）を生成しておく。また、信号処理部２２０は、所定のフレームレートで出力された画像データから断層画像データ（これを第２断層画像データともいう）を生成する。
　事前に撮影された画像データから求められた第１断層画像データは、補正量計算部２２２に入力され、所定のフレームレートで出力された画像データから求められた第２断層画像データは、補正部２２１に入力される。なお、被検体１３０内のどの領域がテクスチャの少ない領域であるかは、オペレータが手作業で探索してもよいし、眼球内全体をカバーする１以上の画像データ又は第１断層画像データに対する認識処理等により自動で特定されてもよい。
　補正量計算部２２２は、事前に求めておいた第１断層画像データに基づいて、所定のフレームレートで出力された画像データから求められた第２断層画像データにおける各領域（例えば、各画素）での信号量の補正量を計算する。例えば、補正量計算部２２２は、第１断層画像データ全体における信号量の最大値を基準とし、この最大値よりも信号量が小さい領域ほど信号量の補正量（例えば、増幅量）が大きくなるような補正量を計算してもよい。ただし、これに限定されず、第１断層画像データ全体における信号量の平均値又は最小値を基準として補正量を算出するなど、種々変形されてよい。
　各領域に対して計算された補正量は、補正部２２１に入力される。補正部２２１は、第１の実施形態に係る補正部１２１と同様に、イメージセンサ１１０から所定のフレームレートで入力された画像データから求まる第２断層画像データにおける各領域の信号量を、補正量計算部２２２から入力された補正量に基づいて補正する。そして、補正部２２１は、補正後の第２断層画像データを用いて３次元断層画像を生成し、生成された３次元断層画像を外部へ出力する。
　このように、被検体１３０によって生じた信号量の低下を実測し、その結果に基づいて第２断層画像データの信号量を補正することで、３次元断層画像の生成に用いられる断層画像データの画質が改善される。それにより、より高画質な３次元断層画像を生成することが可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　３．第３の実施形態
　次に、本開示の第３の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。
　図７は、本実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。図７に示すように、本実施形態に係る医療用観察装置３は、第１の実施形態において図１を用いて説明した医療用観察装置１と同様の構成において、インコヒーレント光源１０１、ビームスプリッタ１０２及び１０３、対物レンズ１０４及び１０５、振動機構１０６、結像レンズ１０７及び１０９、波面センサ１０８、並びに、イメージセンサ１１０が、Ｘ方向、Ｙ方向及びＺ方向の少なくとも１以上に移動可能なステージ３０１に固定された構成を備える。なお、Ｚ方向は、上述のように、光軸（Ｚ軸）に平行な方向であってよく、また、Ｘ方向及びＹ方向は、共にＺ方向と垂直な方向であってよく、例えば、Ｘ方向はイメージセンサ１１０の画素アレイ部における画素配列の行方向と平行であってよく、Ｙ方向は画素アレイ部における画素配列の列方向と平行であってよい。
　このように、インコヒーレント光源１０１、ビームスプリッタ１０２及び１０３、対物レンズ１０４及び１０５、振動機構１０６、結像レンズ１０７及び１０９、波面センサ１０８、並びに、イメージセンサ１１０からなる計測系を移動可能なステージ３０１に搭載することで、被検体１３０と計測系との相対位置を変更することが可能となるため、被検体１３０における計測領域を変更したり、計測系を走査してワンショットよりも広い領域（全体も含む）の被検体１３０の画像データを取得したりすることが可能となる。なお、波面センサ１０８は、ステージ３０１の移動に併せて空間収差マップを検出してもよい。それにより、ワンショットよりも広い領域（全体も含む）の被検体１３０を計測する場合でも、計測領域全体の空間収差マップを取得することが可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　４．第４の実施形態
　次に、本開示の第４の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。
　図８は、本実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。図８に示すように、本実施形態に係る医療用観察装置４は、第１の実施形態において図１を用いて説明した医療用観察装置１と同様の構成において、被検体１３０と対向する対物レンズ１０４を光軸に沿って移動させる移動機構４１４と、振動機構１０６と対向する対物レンズ１０５を光軸に沿って移動させる移動機構４１５とが追加された構成を備える。
　このように、対物レンズ１０４及び１０５それぞれを光軸に沿って移動させることで、被検体１３０における出射光の焦点位置をＺ方向に移動させることが可能となるため、被検体１３０における計測領域をＺ方向に変更することが可能となる。それにより、深度方向（Ｚ方向）により広い領域（全体も含む）の被検体１３０を計測することが可能となる。なお、移動機構４１４による対物レンズ１０４のＺ方向への移動と、移動機構４１５による対物レンズ１０５のＺ方向への移動とは、同調されていてよい。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　５．第５の実施形態
　次に、本開示の第５の実施形態に係る観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。
　図９は、本実施形態に係る観察装置の概略構成例を示す模式図である。上述した実施形態では、被検体１３０としてヒトの眼を例示した。ただし、本開示はこれに限定されるものではなく、例えば、図９に例示する観察装置５のように、レンズなどのガラス製品やホログラムなど、波面収差を生じ得る種々の物体を被検体５３０とすることが可能である。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　６．第６の実施形態
　次に、本開示の第６の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。
　上述した実施形態のように、反射ミラーを振動機構１０６でＺ方向に移動させることで被検体１３０又は５３０（以下、被検体１３０を例示する）の３次元断層画像を取得する、いわゆるタイムドメイン型のＦＦＯＣＴでは、ｘｙ面のＯＣＴ像（以下、アンファス（en-face）像ともいう）は高速に取得できるものの、ＸＺ面のＯＣＴ像（Ｂスキャン像）は、アンファス像のＺ方向の積み重ねである３次元ボリュームデータを一旦取得し、そこから必要な面で３次元ボリュームデータを切り出して作成する必要があるため、高速な取得が困難であった。
　そこで本実施形態では、Ｂスキャン像の取得に要する時間を短縮することが可能な医療用観察装置及び情報処理装置について、例を挙げて説明する。なお、本実施形態及び以下の実施形態並びにその変形例では、上述した実施形態と同様に、タイムドメイン型のＦＦＯＣＴとして医療用観察装置を構築した場合を例示するが、これに限定されず、波長掃引型のＦＦＯＣＴとして医療用観察装置を構成することも可能である。
　６．１　医療用観察装置の概略構成例
　図１０は、本実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。図１０に示すように、本実施形態に係る医療用観察装置６は、第１の実施形態において図１を用いて説明した医療用観察装置１と同様の構成において、イメージセンサ１１０を光軸（Ｚ軸）を回転軸として回動させるための回転機構６１３が追加され、信号処理部１２０が信号処理部６２０に置き換えられた構成を備える。回転機構６１３は、観察光の像に対するイメージセンサの回転角を観察光の光軸を回転軸として調整する調整機構の一例であってよい。
　なお、図１０では、観察光の波面を検出するための光学系（ビームスプリッタ１０３、結像レンズ１０７及び波面センサ１０８）が省略された場合が示されているが、これに限定されず、信号処理部６２０は、上述した実施形態に係る信号処理部１２０と同様に、波面センサ１０８から入力された空間収差マップに基づいて断層画像データの信号量を補正してもよい。
　図１１は、本実施形態に係るイメージセンサの駆動エリアの一例を示す図である。図１１に示すように、本実施形態では、必要なＸＺ面のＢスキャン像を直接的に取得するために、イメージセンサ１１０における読出し対象のエリア（駆動エリアともいう）１１２が絞り込まれる。例えば、イメージセンサ１１０が複数の画素が行列状に２次元配列する画素アレイ部１１１を備え、Ｘ方向にライン状に配列する画素を単位（以下、行単位又はラインともいう）として画像データを読み出す、いわゆるローリングシャッタ方式を採用している場合、駆動エリア１１２は、例えば、１又は数ラインから構成されたＸ方向に長い矩形領域であってもよい。ただし、これに限定されず、駆動エリア１１２は、Ｙ方向に長い矩形領域であってもよいし、Ｘ及びＹ方向に対して傾斜した方向に長い矩形領域であってもよい。また、イメージセンサ１１０の駆動方式は、ローリングシャッタ方式に限定されず、全画素同時読出しが可能な、いわゆるグローバルシャッタ方式であってもよい。以下の説明では、簡略化のため、駆動エリア１１２がＸ方向に長い矩形領域である場合を例示する。
　図１２は、本実施形態に係る駆動エリアのＹ方向の画素数を変化させた場合それぞれでのボリューム取得時間の例を示す図である。図１２に示すように、イメージセンサ１１０における駆動エリア１１２のＹ方向の画素数を小さくするほど、１枚のアンファス像を読み出す際の読出し時間を短くすることが可能であるため、フレームレートを高くすることが可能となる。その結果、アンファス像のＺ方向の積み重ねである３次元ボリュームデータの取得時間（ボリューム取得時間）を短縮することが可能となる。
　例えば、駆動エリア１１２のＹ方向の画素数を４６００画素とした場合ではボリューム取得時間が４．７１６秒であったのに対し、駆動エリア１１２のＹ方向の画素数を１６画素とすることで、ボリューム取得時間を０．１９５秒に短縮することが可能となる。
　イメージセンサ１１０から出力されたＸ方向に長い画像データ（アンファス像）は、信号処理部６２０に入力される。ここで、Ｘ方向に長いアンファス像をＺ方向に積み重ねた３次元ボリュームデータは、実質的に被検体１３０の３次元ボリュームデータをＸＺ面でスライスしたＢスキャン像に相当する。そこで、本実施形態では、イメージセンサ１１０から出力された画像データから求まる断層画像データをＺ方向に積み重ねることで、被検体１３０のＢスキャン像を生成する。
　このように、イメージセンサ１１０における駆動エリア１１２を長方形の領域とすることで、被検体１３０のＢスキャン像を直接的に取得することが可能となる。そして、駆動エリア１１２の短手方向の画素数を低減すればするほど、ボリューム取得時間を短縮することが可能であるため、Ｂスキャン像を高速に取得することが可能となる。
　また、本実施形態では、回転機構６１３を用いることで、イメージセンサ１１０を例えば光軸を回転軸として回転させることが可能である。したがって、本実施形態では、回転機構６１３を用いてイメージセンサ１１０を回転させることで、光軸を通る任意の面でのＢスキャン像を取得することが可能である。なお、回転機構６１３によるイメージセンサ１１０の回転は、例えば、不図示の制御部等からの制御に従うものであってよく、また、この制御は、術者等のユーザからの操作入力に従うものであってもよい。
　また、例えば、第３の実施形態において例示したように、イメージセンサ１１０からなる計測系をステージ３０１に搭載して移動可能とすることで、被検体１３０の任意のＸＺ面のＢスキャン像を取得することも可能となる。
　６．２　まとめ
　以上のように、本実施形態によれば、イメージセンサ１１０における駆動エリア１１２が一方向に長い矩形領域に制限されることで、Ｂスキャン画像を直接的かつ高速に取得することが可能となる。それにより、被検体１３０に対する手術時間や検査時間を短縮することが可能となるため、被検体１３０への負担を軽減することが可能となる。
　また、イメージセンサ１１０を回転可能とすることで、光軸を通る任意のＸＺ面のＢスキャン画像を取得することが可能である。さらに、イメージセンサ１１０からなる計測系を移動可能とすることで、被検体１３０の任意のＸＺ面のＢスキャン像を取得することも可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　６．３　変形例
　図１３は、第６の実施形態に係る医療用観察装置の変形例を示す模式図である。上述の第６の実施形態では、光源としてインコヒーレント光源１０１を用いた場合を例示したが、本実施形態に係る光源はこれに限定されず、図１３に例示する医療用観察装置６Ａのように、少なくとも空間的にコヒーレントな光（以下、空間コヒーレント光ともいう）を出射するコヒーレント光源６０１とすることも可能である。コヒーレント光源６０１としては、ＳＬＤ（Superluminescent　Diode）などを用いることができる。
　このように、光源としてコヒーレント光源６０１を使用することで、図１３に例示する様に、振動機構１０６の光入射面に配置される対物レンズ１０５を省略することが可能となるため、医療用観察装置６Ａの光学系を簡略化することが可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　７．第７の実施形態
　次に、本開示の第７の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。
　上述した第６の実施形態及びその変形例では、回転機構６１３を用いてイメージセンサ１１０を回転させることで、Ｂスキャン像を取得するＸＺ面を変更させていた。これに対し、本実施形態では、イメージセンサ１１０に結像される像を回転させることで、Ｂスキャン像を取得するＸＺ面を変更する場合について例を挙げて説明する。
　図１４は、本実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。図１４に示すように、本実施形態に係る医療用観察装置７は、第６の実施形態において図１０を用いて説明した医療用観察装置６と同様の構成において、回転機構６１３が省略され、代わりに、ビームスプリッタ１０２から結像レンズ１０９までの光路上に、光軸回りに像を回転させるイメージローテータ７２０が配置された構成を備える。イメージローテータ７２０は、観察光の像に対するイメージセンサの回転角を観察光の光軸を回転軸として調整する調整機構の一例であってよい。なお、本実施形態においても、第６の実施形態又はその変形例と同様に、イメージセンサ１１０には一方向に長い矩形の駆動エリア１１２が設定されている。
　図１５及び図１６は、本実施形態に係るイメージローテータの例を示す図である。本実施形態に係るイメージローテータ７２０としては、例えば、図１５に例示するような、複数（例えば、３枚）のミラー７２１～７２３で構成されたものや、図１６に例示するような、ダブプリズム７２４を用いたものなど、種々のものが採用されてよい。
　このように、イメージセンサ１１０ではなくイメージセンサ１１０に入射する像を回転させる構成とすることで、回転機構６１３を省略することが可能となるため、医療用観察装置７の構成を簡略化することが可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　７．１　変形例
　図１７は、第７の実施形態に係る医療用観察装置の変形例を示す模式図である。上述の第７の実施形態では、光源としてインコヒーレント光源１０１を用いた場合を例示したが、本実施形態に係る光源はこれに限定されず、第６の実施形態の変形例と同様に、ＳＬＤなどのコヒーレント光源６０１が用いられてもよい。光源としてコヒーレント光源６０１を使用することで、振動機構１０６の光入射面に配置される対物レンズ１０５を省略することが可能となるため、医療用観察装置７Ａの光学系を簡略化することが可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　８．第８の実施形態
　次に、本開示の第８の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。
　図１８は、本実施形態に係る駆動エリアの一例を示す図である。上述した第６、第７の実施形態及びそれらの変形例では、イメージセンサ１１０において駆動エリア１１２が固定されている場合が例示された。ただし、例えば、イメージセンサ１１０としてグローバルシャッタ方式のイメージセンサが採用された場合、図１８に例示するように、読出し時間の冗長化を抑制しつつ駆動エリア１１２ａを自由に変更することも可能である。そのため、回転機構６１３やイメージローテータ７２０やステージ３０１を必要とせずに、任意のＸＺ面のＢスキャン画像を取得することが可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　９．第９の実施形態
　次に、本開示の第９の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。なお、以下の説明では、第６の実施形態において図１０を用いて説明した医療用観察装置６をベースとした場合を例示するが、これに限定されず、他の実施形態又はその変形例に係る医療用観察装置をベースとすることも可能である。
　図１９は、本実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。上述した実施形態では、観察光と参照光との干渉像を撮像するイメージセンサとして、可視光域の光を検出して画像データを生成するイメージセンサ１１０を用いる場合を例示したが、これに限定されるものではない。例えば、図１９に例示する医療用観察装置９のように、ＳＷＩＲ（Short　Wavelength　Infra-Red）などのような、可視光域の光に代えて、又は、可視光域の光に加えて、可視光域以外の光を検出して画像データを生成するイメージセンサ９１０を用いることも可能である。なお、可視光を検出するイメージセンサ１１０の受光感度が４００ｎｍ（ナノメートル）から９００ｎｍ付近の波長帯であるとすると、ＳＷＩＲの光を検出可能なイメージセンサ９１０の受光感度は、４００ｎｍから１７００ｎｍ付近の波長帯であってもよい。
　一般的なＯＣＴで使用される光の波長帯としては、８５０ｎｍ帯、１μｍ（マイクロメートル）帯、１．３μｍ帯がある。ここで、８５０ｎｍ帯の光は、例えば前眼部や眼底部の観察に使用されているが、より波長の長い光（例えば、１μｍ帯の光）を使用することで散乱を減らすことが可能であるため、眼底部の組織深達度を向上させることができる。また、１．３μｍ帯の光は、前眼部の観察に使用されている。
　そこで、本実施形態のように、より長波長の光を観察可能なイメージセンサ９１０を用いることで、より精度の高い観察が可能な医療用観察装置９を実現することが可能となる。例えば、１．０μｍ帯の光を観察可能なイメージセンサ９１０を用いることで、眼底の組織深達性を向上させることが可能となる。また、１．３μｍ帯の光を観察可能なイメージセンサ９１０を用いることで、前眼部のＯＣＴ画像を鮮明化することが可能となる。さらに、イメージセンサ９１０の受光感度の波長幅を拡大することで、軸方向の解像度を向上させることも可能となる。
　このように、本実施形態によれば、観察対象（例えば、ヒトの細胞組織）に応じた波長や波長幅を選択することが可能となるため、より鮮明な画像を取得することが可能となる。それにより、適切な診断結果を得ることが可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　１０．第１０の実施形態
　次に、本開示の第１０の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。なお、以下の説明では、第６の実施形態において図１０を用いて説明した医療用観察装置６をベースとした場合を例示するが、これに限定されず、他の実施形態又はその変形例に係る医療用観察装置をベースとすることも可能である。
　図２０は、本実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。図２１は、本実施形態に係る偏光イメージセンサにおける画素アレイ部の一部拡大図である。
　図２０に示すように、本実施形態に係る医療用観察装置１０は、たとえば、第６の実施形態において図１０を用いて説明した医療用観察装置６と同様の構成において、イメージセンサ１１０が偏光イメージセンサ１０１０に置き換えられた構成を備える。
　図２１に示すように、偏光イメージセンサ１０１０は、例えば、図面中横方向（例えば、Ｘ方向）に偏光した光に対して受光感度を有する画素２１と、縦方向（例えば、Ｙ方向）に偏光した光に対して受光感度を有する画素２２と、左斜め上方向に偏光した光に対して受光感度を有する画素２３と、右斜め上方向に偏光した光に対して受光感度を有する画素２４とが２×２に配列し、この配列が行列方向に繰り返された構成を備えている。
　一般的に、ＯＣＴでは、偏光依存性を持たないイメージセンサが使用されている。そのため、偏光別に干渉像を取得するためには、偏光ビームスプリッタでｐ波とｓ波とに偏光分離し、２つのイメージセンサで取得する必要があった。これに対し、本実施形態のように、異なる方向に偏光した光それぞれに対して受光感度を持つ画素が配列する偏光イメージセンサ１０１０を用いることで、偏光ビームスプリッタや２つのイメージセンサを必要とせずに偏光方向別の干渉像をワンショットで取得することが可能となる。なお、図２１には、横方向、縦方向、左斜め上方向及び右斜め上方向の４つの偏光方向それぞれの干渉像をワンショットで取得可能な偏光イメージセンサ１０１０が例示されているが、本実施形態はこれに限定されず、例えば、横方向と縦方向との２つの偏光方向など、種々変更されてよい。
　このように、複数の偏光方向の干渉像をワンショットで取得可能な構成とすることで、医療用観察装置１０の構成上の複雑化を抑制しつつ、複屈折を反映した像を取得することが可能となるため、ユーザによる組織視認性を向上させることが可能となる。例えば、眼球内複屈折組織としては網膜神経線維を挙げることができるが、緑内障では眼圧により網膜神経線維が破壊されることが知られており、本実施形態のように複数の偏光方向の干渉像を取得することで、病変診断の精度を向上させることが可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　１１．第１１の実施形態
　次に、本開示の第１１の実施形態に係る医療用観察装置及び情報処理装置について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、上述した実施形態と同様の構成、動作及び効果についてはそれらを引用することで、重複する説明を省略する。なお、以下の説明では、第６の実施形態において図１０を用いて説明した医療用観察装置６をベースとした場合を例示するが、これに限定されず、他の実施形態又はその変形例に係る医療用観察装置をベースとすることも可能である。
　図２２は、本実施形態に係る医療用観察装置の概略構成例を示す模式図である。図２２に示すように、本実施形態に係る医療用観察装置１１は、たとえば、第６の実施形態において図１０を用いて説明した医療用観察装置６と同様の構成において、イメージセンサ１１０がＥＶＳ（Event-based　Vision　Sensor）１１１０に置き換えられた構成を備える。
　ＥＶＳとは、例えば、輝度（光強度ともいう）変化を検出した画素の座標・輝度変化の方向（極性）・時刻（イベントデータ）をアドレスイベントとして検出してその結果（イベントデータ）を同期又は非同期に出力するイメージセンサである。
　一般的に、血管造影検査では、複数の２次元ＯＣＴ像又は３次元ＯＣＴ像を取得し、それらの差分情報から血管の像を抽出することでアンギオグラフィ像が生成される。これに対し、ＥＶＳ１１１０は、輝度変化が検出されなかった画素からは信号が出力されず、血流などの動きにより輝度変化が生じた画素から信号が出力される。そのため、ＥＶＳ１１１０を用いてアンファス像を取得することで、動きのある血管等の画像を直接的に取得することが可能となる。
　また、一般的に、ＥＶＳのフレームレートは１０００ｆｐｓ（Frame　per　second）程度と、通常のイメージセンサよりも大幅に高い。そのため、ＥＶＳ１１１０を用いることで、アンギオグラフィ像の高速な生成も可能となる。
　その他の構成、動作及び効果は、上述した実施形態と同様であってよいため、ここでは詳細な説明を省略する。
　１２．ハードウエア構成
　上述してきた実施形態及びその変形例に係る信号処理部１２０、６２０は、例えば図２３に示すような構成のコンピュータ２０００によって実現され得る。図２３は、信号処理部１２０、６２０の機能を実現するコンピュータ２０００の一例を示すハードウエア構成図である。コンピュータ２０００は、ＣＰＵ２１００、ＲＡＭ２２００、ＲＯＭ（Read　Only　Memory）２３００、ＨＤＤ（Hard　Disk　Drive）２４００、通信インタフェース２５００、及び入出力インタフェース２６００を有する。コンピュータ２０００の各部は、バス２０５０によって接続される。
　ＣＰＵ２１００は、ＲＯＭ２３００又はＨＤＤ２４００に格納されたプログラムに基づいて動作し、各部の制御を行う。例えば、ＣＰＵ２１００は、ＲＯＭ２３００又はＨＤＤ２４００に格納されたプログラムをＲＡＭ２２００に展開し、各種プログラムに対応した処理を実行する。
　ＲＯＭ２３００は、コンピュータ２０００の起動時にＣＰＵ２１００によって実行されるＢＩＯＳ（Basic　Input　Output　System）等のブートプログラムや、コンピュータ２０００のハードウエアに依存するプログラム等を格納する。
　ＨＤＤ２４００は、ＣＰＵ２１００によって実行されるプログラム、及び、かかるプログラムによって使用されるデータ等を非一時的に記録する、コンピュータが読み取り可能な記録媒体である。具体的には、ＨＤＤ２４００は、プログラムデータ２４５０の一例である本開示に係る各動作を実行するためのプログラムを記録する記録媒体である。
　通信インタフェース２５００は、コンピュータ２０００が外部ネットワーク２５５０（例えばインターネット）と接続するためのインタフェースである。例えば、ＣＰＵ２１００は、通信インタフェース２５００を介して、他の機器からデータを受信したり、ＣＰＵ２１００が生成したデータを他の機器へ送信したりする。
　入出力インタフェース２６００は、入出力デバイス２６５０とコンピュータ２０００とを接続するためのインタフェースである。例えば、ＣＰＵ２１００は、入出力インタフェース２６００を介して、キーボードやマウス等の入力デバイスからデータを受信する。また、ＣＰＵ２１００は、入出力インタフェース２６００を介して、ディスプレイやスピーカやプリンタ等の出力デバイスにデータを送信する。また、入出力インタフェース２６００は、所定の記録媒体（メディア）に記録されたプログラム等を読み取るメディアインタフェースとして機能してもよい。メディアとは、例えばＤＶＤ（Digital　Versatile　Disc）、ＰＤ（Phase　change　rewritable　Disk）等の光学記録媒体、ＭＯ（Magneto-Optical　disk）等の光磁気記録媒体、テープ媒体、磁気記録媒体、または半導体メモリ等である。
　例えば、コンピュータ２０００が上述の実施形態に係る信号処理部１２０、６２０として機能する場合、コンピュータ２０００のＣＰＵ２１００は、ＲＡＭ２２００上にロードされたプログラムを実行することにより、信号処理部１２０、６２０の機能を実現する。また、ＨＤＤ２４００には、本開示に係るプログラム等が格納される。なお、ＣＰＵ２１００は、プログラムデータ２４５０をＨＤＤ２４００から読み取って実行するが、他の例として、外部ネットワーク２５５０を介して、他の装置からこれらのプログラムを取得してもよい。
　本明細書で開示されている実施形態及び変形例は全ての点で例示に過ぎず限定的には解釈されないことに留意されるべきである。上述の実施形態及び変形例は、添付の請求の範囲及びその趣旨を逸脱することなく、様々な形態での省略、置換及び変更が可能である。例えば上述の実施形態及び変形例が全体的に又は部分的に組み合わされてもよく、また上述以外の実施形態が上述の実施形態又は変形例と組み合わされてもよい。また、本明細書に記載された本開示の効果は例示に過ぎず、その他の効果がもたらされてもよい。
　上述の技術的思想を具現化する技術的カテゴリは限定されない。例えば上述の装置を製造する方法或いは使用する方法に含まれる１又は複数の手順（ステップ）をコンピュータに実行させるためのコンピュータプログラムによって、上述の技術的思想が具現化されてもよい。またそのようなコンピュータプログラムが記録されたコンピュータが読み取り可能な非一時的（non-transitory）な記録媒体によって、上述の技術的思想が具現化されてもよい。
　なお、本技術は以下のような構成も取ることができる。
（１）
　少なくとも空間的にインコヒーレントな光を出射する光源と、
　前記光源から出射して被検体で反射した光の像を取得するイメージセンサと、
　前記イメージセンサで取得された第１画像データから求まる信号量を前記被検体で反射した光の波面収差に基づいて補正する信号処理部と、
　を備える医療用観察装置。
（２）
　前記光源から出射した光の光軸に沿って移動可能な反射ミラーと、
　前記光源から出射した光を前記被検体に入射する第１光と前記反射ミラーに入射する第２光と分岐するとともに、前記被検体で反射した前記第１光と前記反射ミラーで反射した前記第２光とを合波するビームスプリッタと、
　をさらに備え、
　前記イメージセンサは、前記第１光と前記第２光との干渉像を前記第１画像データとして取得する
　前記（１）に記載の医療用観察装置。
（３）
　前記反射ミラーを前記光軸に沿って移動させる振動機構をさらに備える
　前記（２）に記載の医療用観察装置。
（４）
　前記信号処理部は、前記反射ミラーが前記光軸に沿って移動中に前記イメージセンサで取得された２以上の前記第１画像データから求まる各画素での信号強度の振幅に基づいて前記信号量を計算し、計算された前記信号量を前記波面収差に基づいて補正する
　前記（３）に記載の医療用観察装置。
（５）
　前記被検体で反射した光の波面を検出する波面センサをさらに備え、
　前記信号処理部は、前記波面センサで検出された前記波面に基づいて前記信号量を補正する
　前記（１）～（４）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（６）
　前記信号処理部は、前記イメージセンサで取得された前記被検体の第２画像データに基づいて特定されるテクスチャの少ない領域に基づいて前記信号量を補正する
　前記（１）～（５）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（７）
　前記光源と前記イメージセンサとが固定され、前記被検体に対して移動可能なステージをさらに備える
　前記（１）～（６）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（８）
　前記光源から出射した光を前記被検体に照射する対物レンズと、
　前記対物レンズを前記光源から出射した光の光軸に沿って移動させる移動機構と、
　をさらに備える前記（１）～（６）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（９）
　前記光源から出射して前記被検体で反射した光の像に対する前記イメージセンサの回転角を前記光の光軸を回転軸として調整する調整機構をさらに備える
　前記（１）～（８）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（１０）
　前記調整機構は、前記光源から出射した光の光軸を回転軸として前記イメージセンサを回転させる
　前記（９）に記載の医療用観察装置。
（１１）
　前記調整機構は、前記被検体で反射して前記イメージセンサに入射する光の像を回転させる
　前記（９）に記載の医療用観察装置。
（１２）
　前記イメージセンサは、複数の画素が行列状に２次元配列する画素アレイ部を備え、前記画素アレイ部における一部であって一方向に長い矩形領域を駆動することで前記第１画像データを生成する
　前記（９）～（１１）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（１３）
　前記イメージセンサは、可視光域以外の波長の光に対して受光感度を持つ画素を含む
　前記（９）～（１２）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（１４）
　前記イメージセンサは、互いに異なる方向に偏光された光に対して受光感度を持つ２以上の画素を含む
　前記（９）～（１２）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（１５）
　前記イメージセンサは、輝度変化を検出した画素を示すイベントデータを出力するＥＶＳ（Event-based　Vision　Sensor）である
　前記（９）～（１２）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（１６）
　手術顕微鏡又は眼底鏡である
　前記（１）～（１５）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（１７）
　少なくとも空間的にインコヒーレントな光を出射する光源から出射して被検体で反射した光の像の画像データから求まる信号量を前記被検体で反射した光の波面収差に基づいて補正する信号処理部を備える情報処理装置。
（１８）
　光を出射する光源と、
　前記光源から出射して被検体で反射した光の像を取得するイメージセンサと、
　前記光源から出射して被検体で反射した光の像に対する前記イメージセンサの回転角を前記光の光軸を回転軸として調整する調整機構と、
　を備える医療用観察装置。
（１９）
　前記光源から出射した光の光軸に沿って移動可能な反射ミラーと、
　前記光源から出射した光を前記被検体に入射する第１光と前記反射ミラーに入射する第２光と分岐するとともに、前記被検体で反射した前記第１光と前記反射ミラーで反射した前記第２光とを合波するビームスプリッタと、
　をさらに備え、
　前記イメージセンサは、前記第１光と前記第２光との干渉像を画像データとして取得する
　前記（１８）に記載の医療用観察装置。
（２０）
　前記反射ミラーを前記光軸に沿って移動させる振動機構をさらに備える
　前記（１９）に記載の医療用観察装置。
（２１）
　前記イメージセンサは、複数の画素が行列状に２次元配列する画素アレイ部を備え、前記画素アレイ部における一部であって一方向に長い矩形領域を駆動することで前記画像データを生成する
　前記（１９）又は（２０）に記載の医療用観察装置。
（２２）
　前記調整機構は、前記光源から出射した光の光軸を回転軸として前記イメージセンサを回転させる
　前記（１８）～（２１）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（２３）
　前記調整機構は、前記被検体で反射して前記イメージセンサに入射する光の像を回転させる
　前記（１８）～（２１）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（２４）
　前記イメージセンサは、可視光域以外の波長の光に対して受光感度を持つ画素を含む
　前記（１８）～（２３）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（２５）
　前記イメージセンサは、互いに異なる方向に偏光された光に対して受光感度を持つ２以上の画素を含む
　前記（１８）～（２３）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（２６）
　前記イメージセンサは、輝度変化を検出した画素を示すイベントデータ出力するＥＶＳ（Event-based　Vision　Sensor）である
　前記（１８）～（２３）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
（２７）
　手術顕微鏡又は眼底鏡である
　前記（１８）～（２６）の何れか１つに記載の医療用観察装置。
　１、２、３、４、６、６Ａ、７、７Ａ、９、１０、１１　医療用観察装置
　５　観察装置
　２１～２４　画素
　１０１　インコヒーレント光源
　１０２、１０３　ビームスプリッタ
　１０４、１０５　対物レンズ
　１０６　振動機構
　１０７、１０９　結像レンズ
　１０８　波面センサ
　１１０、９１０　イメージセンサ
　１１１　画素アレイ部
　１１２、１１２ａ　駆動エリア
　１２０、２２０、６２０　信号処理部
　１２１、２２１　補正部
　１２２、２２２　補正量計算部
　１３０、５３０　被検体
　３０１　ステージ
　４１４、４１５　移動機構
　６０１　コヒーレント光源
　６１３　回転機構
　７２０　イメージローテータ
　７２１～７２３　ミラー
　７２４　ダブプリズム
　１０１０　偏光イメージセンサ
　１１１０　ＥＶＳ

Claims (17)

  1. 　少なくとも空間的にインコヒーレントな光を出射する光源と、
    　前記光源から出射して被検体で反射した光の像を取得するイメージセンサと、
    　前記イメージセンサで取得された第１画像データから求まる信号量を前記被検体で反射した光の波面収差に基づいて補正する信号処理部と、
    　を備える医療用観察装置。
  2. 　前記光源から出射した光の光軸に沿って移動可能な反射ミラーと、
    　前記光源から出射した光を前記被検体に入射する第１光と前記反射ミラーに入射する第２光と分岐するとともに、前記被検体で反射した前記第１光と前記反射ミラーで反射した前記第２光とを合波するビームスプリッタと、
    　をさらに備え、
    　前記イメージセンサは、前記第１光と前記第２光との干渉像を前記第１画像データとして取得する
    　請求項１に記載の医療用観察装置。
  3. 　前記反射ミラーを前記光軸に沿って移動させる振動機構をさらに備える
    　請求項２に記載の医療用観察装置。
  4. 　前記信号処理部は、前記反射ミラーが前記光軸に沿って移動中に前記イメージセンサで取得された２以上の前記第１画像データから求まる各画素での信号強度の振幅に基づいて前記信号量を計算し、計算された前記信号量を前記波面収差に基づいて補正する
    　請求項３に記載の医療用観察装置。
  5. 　前記被検体で反射した光の波面を検出する波面センサをさらに備え、
    　前記信号処理部は、前記波面センサで検出された前記波面に基づいて前記信号量を補正する
    　請求項１に記載の医療用観察装置。
  6. 　前記信号処理部は、前記イメージセンサで取得された前記被検体の第２画像データに基づいて特定されるテクスチャの少ない領域に基づいて前記信号量を補正する
    　請求項１に記載の医療用観察装置。
  7. 　前記光源と前記イメージセンサとが固定され、前記被検体に対して移動可能なステージをさらに備える
    　請求項１に記載の医療用観察装置。
  8. 　前記光源から出射した光を前記被検体に照射する対物レンズと、
    　前記対物レンズを前記光源から出射した光の光軸に沿って移動させる移動機構と、
    　をさらに備える請求項１に記載の医療用観察装置。
  9. 　前記光源から出射して前記被検体で反射した光の像に対する前記イメージセンサの回転角を前記光の光軸を回転軸として調整する調整機構をさらに備える
    　請求項１に記載の医療用観察装置。
  10. 　前記調整機構は、前記光源から出射した光の光軸を回転軸として前記イメージセンサを回転させる
    　請求項９に記載の医療用観察装置。
  11. 　前記調整機構は、前記被検体で反射して前記イメージセンサに入射する光の像を回転させる
    　請求項９に記載の医療用観察装置。
  12. 　前記イメージセンサは、複数の画素が行列状に２次元配列する画素アレイ部を備え、前記画素アレイ部における一部であって一方向に長い矩形領域を駆動することで前記第１画像データを生成する
    　請求項９に記載の医療用観察装置。
  13. 　前記イメージセンサは、可視光域以外の波長の光に対して受光感度を持つ画素を含む
    　請求項９に記載の医療用観察装置。
  14. 　前記イメージセンサは、互いに異なる方向に偏光された光に対して受光感度を持つ２以上の画素を含む
    　請求項９に記載の医療用観察装置。
  15. 　前記イメージセンサは、輝度変化を検出した画素を示すイベントデータを出力するＥＶＳ（Event-based　Vision　Sensor）である
    　請求項９に記載の医療用観察装置。
  16. 　手術顕微鏡又は眼底鏡である
    　請求項１に記載の医療用観察装置。
  17. 　少なくとも空間的にインコヒーレントな光を出射する光源から出射して被検体で反射した光の像の画像データから求まる信号量を前記被検体で反射した光の波面収差に基づいて補正する信号処理部を備える情報処理装置。
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