JP2019198468A - 画像処理装置およびその制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 ＳＬＯによる血管の正確な形状情報を、ＯＣＴによる血管の正確な位置情報を用いて血管画像、特に、３次元血管画像を生成する。【解決手段】 ＯＣＴデータから血管領域の位置情報を、及び、ＳＬＯデータから前記血管領域の形状情報を抽出する抽出手段と、前記位置情報と前記形状情報に基づいて、前記血管領域の３次元画像データを生成する生成手段とを有する。【選択図】 図１２

Description

本発明は、画像処理装置およびその制御方法に関し、特に、被検者の網膜の血管領域の画像を生成するための画像処理装置およびその制御方法に関する。

網膜の断層画像撮像装置（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）は、網膜からの戻り光（サンプル光）を参照光と干渉させた干渉縞の周波数を解析することにより断層画像を作成している。

近年、ＡＯ（Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｏｐｔｉｃｓ）技術を用いて、被検眼の角膜、水晶体、涙液層等の光学要素によって乱された波面を補正して微細な構造を撮像する技術を搭載したＡＯ−ＳＬＯや、ＡＯ技術を用いて視細胞を解像できるＡＯ−ＯＣＴも開発されている。

また、高速でスキャンできるＳＬＯ、特にＡＯ−ＳＬＯは、血流の動きをとらえることが可能であり、この血流の動きを画像化して、血管を描出する、ＡＯ−ＳＬＯ血管造影（ＡＯ−ＳＬＯ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）という手法により毛細血管の描出が可能となっている（特許文献１）。

一方、ＯＣＴの分野でも、ＯＣＴ画像のモーションコントラストを画像化して血管画像を作成するＯＣＴ−Ａという手法が開発され、広く臨床で使用されている（特許文献２）。

特開２０１２−１７６０９３号公報 特開２０１６−１０６５８号公報

ＯＣＴ−Ａの手法により血管画像を描出すると、特許文献２に示されるように奥行き方向の情報が得られるものの、血管境界が不鮮明になり、血管径や血管の詳細な形状については正確性に欠ける。特に血管径の細い毛細血管でこの傾向は強い。

また、特許文献１に示されるようなＡＯ−ＳＬＯ血管造影の手法を用いると細い血管画像も、コントラストよく描出できるものの、深さ方向の情報が得られないため、深さ方向の屈曲等の３次元情報が得られないという課題があった。

本発明の目的は、ＳＬＯによる血管領域の正確な形状情報を、ＯＣＴの正確な位置情報を用いて血管領域の画像データ、特に、３次元血管領域の画像データを生成することにある。

更に、本発明の目的は、生成した３次元血管画像データを表示することより、血管の診断をより効率よく行える装置を提供することにある。

上記課題を解決するために本発明の画像処理装置は、ＯＣＴデータから血管領域の位置情報を、及び、ＳＬＯデータから前記血管領域の形状情報を抽出する抽出手段と、前記位置情報と前記形状情報に基づいて、前記血管領域の３次元画像データを生成する生成手段とを有する。

本発明によれば、ＳＬＯによる血管領域の正確な形状情報を、ＯＣＴの正確な位置情報を用いて、より正確な３次元血管領域の画像データを生成することができる。

本発明の第１の実施形態におけるＯＣＴ装置の構成を示す図である。 本発明の第１の実施形態におけるＡＯ−ＳＬＯ装置の構成を示す図である。 本発明の第１の実施形態における各構成の接続関係を示す図である。 本発明の第１の実施形態におけるステップの流れを示すフローチャートである。 本発明の実施形態におけるＯＣＴ−Ａ画像データを示す図である。 本発明の実施形態における細線化したＯＣＴ−Ａ画像データを示す図である。 本発明の実施形態におけるＳＬＯ−Ａ画像データを示す図である。 本発明の実施形態における細線化したＳＬＯ−Ａ画像データを示す図である。 本発明の実施形態における被写界深度を説明するための図である。 本発明の実施形態におけるＯＣＴ−Ａ画像データの一断面を示す図である。 本発明の実施形態における細線化したＳＬＯ−Ａ画像データを示す図である。 本発明の実施形態におけるＳＬＯ−Ａ画像データとＯＣＴ−Ａ画像データの対応を説明するための図である。 本発明の第２の実施形態における装置の構成を示す図である。 本発明の実施形態におけるセンサアレイを説明するための図である。 本発明の実施形態における３次元画像データの作成時のフローチャートである。 本発明の実施形態における画像取得時のフローチャートである。

以下、本発明の一実施形態を、図面を用いて詳細に説明する。以下の説明は本質的に、説明的及び例示的なものにすぎず、いかなる形でも、本開示及びその用途又は使用を限定することを意図していない。実施形態において示されるコンポーネントの相対的構成、並びに、ステップ、数値表現及び数値は、別段の具体的な指示がない限り、本開示の範囲を限定しない。当業者によってよく知られている技法、方法及びデバイスは、以下で論考する実施形態を可能にするために当業者がこれらの詳細を知る必要がないので、詳細に論考されていない場合がある。

［第１の実施形態］
第１の実施形態として、本発明の画像処理装置にかかる装置構成について、図面を用いて説明する。

（装置構成）
図１がＯＣＴ装置の構成を示す図であり、図２がＡＯ−ＳＬＯ装置の構成を示す図であり、図３がこれらの装置で得られたデータを処理する画像処理ユニットと他の構成との接続関係を示した構成図である。

（ＯＣＴ装置）
図１において、１１０がＯＣＴユニットである。ＯＣＴユニット１１０の主要なユニットとして、光源１０１、ファイバカプラ１０２、参照光学系１１１、検出光学系１１２および接眼光学系から構成されている。

１０１は光源であり、波長８４０ｎｍのＳＬＤ光源（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）を用いた。光源１０１は低干渉性のものであれば良く、波長幅３０ｎｍ以上のＳＬＤが好適に用いられる。また、チタンサファイアレーザなどの超短パルスレーザなどを光源に用いることもできる。

光源１０１から照射された光は、単一モード光ファイバを通って、ファイバカプラ１０２まで導光される。ファイバカプラ１０２によって、測定光経路１０３と参照光経路１１３に分岐される。ファイバカプラは１０：９０の分岐比のものを使用し、投入光量の１０％が測定光経路１０３に行くように構成されている。

測定光経路１０３を通った光は、コリメータ１０４により、ＯＣＴ測定光１０５が平行光線として照射される。照射される光の偏光は、単一モード光ファイバ１０３の経路に具備された不図示の偏光調整器により調整される。

ＯＣＴ測定光１０５は反射ミラー１０６−１〜３や不図示のレンズ等でリレーされ、走査光学系１０７−１によって、１次元もしくは２次元に走査される。本実施形態では走査光学系１０７−１に主走査用（眼底水平方向：３次元座標系のｘ座標方向）と副走査用（眼底垂直方向：３次元座標系のｙ座標方向）として二つのガルバノスキャナを用いている。走査光学系１０７−１内の各スキャナを光学的な共役状態にするために、各スキャナの間にミラーやレンズといったリレー光学素子を用いる装置構成の場合もある。本実施形態では、走査光学系にさらにトラッキングミラー１０７−２を持つ。トラッキングミラー１０７−２は２つのガルバノスキャナから構成され、被検眼１０９の眼底に設定される撮影領域をさらに２方向に移動させることが可能である。別の構成では、走査光学系１０７−１がトラッキングミラー１０７−２を兼ねる構成もある。また、１０７−１と１０７−２を光学的に共役関係とするために、不図示のリレー光学系が用いられることが多い。

走査光学系１０７−１および１０７−２で走査されたＯＣＴ測定光１０５は、接眼レンズ１０８−１および１０８−２を通して被検眼１０９に照射される。被検眼１０９に照射されたＯＣＴ測定光１０５は、被検眼１０９の眼底の網膜で反射もしくは散乱される。接眼レンズ１０８−１および１０８−２の位置を調整することによって、被検眼１０９の視度にあわせて最適な照射を行うことが可能となる。ここでは、接眼部にレンズを用いたが、球面ミラー等で構成しても良い。

被検眼１０９の眼底の網膜から反射もしくは散乱された戻り光は、入射した時の経路を逆向きに進行し、コリメータ１０４を通して光ファイバ１０３に入り、ファイバカプラ１０２に戻る。

一方、参照光経路１１３を通った参照光はコリメータ１１４で出射され、光路長可変部１１６で反射されて再度ファイバカプラ１０２に戻る。

ファイバカプラ１０２に到達した戻り光と参照光は合波され干渉光となり、光ファイバ１１７を通して検出光学系１１２に導光される。検出光学系１１２に入った干渉光はコリメータ１１８で出射され、グレーティング１１９により波長ごとに分光される。分光された干渉光は、レンズ系１２０を通してラインセンサ１２１に照射される。ラインセンサ１２１はＣＣＤセンサで構成される場合もあるし、ＣＭＯＳセンサで構成される場合もある。

検出光学系１１２によって分光された干渉光をもとに、制御部１２２によって眼底の断層画像が構成される。制御部１２２は光路長可変部１１６を制御し、所望の深さ位置の断層画像データ（ｚ座標方向の各位置毎の輝度情報）を取得できる。また、制御部１２２は走査部１０７−１、１０７−２も同時に制御しており、任意の位置の干渉信号が取得可能である。一般的には、走査部１０７−１、１０７−２によって眼底上に設定される撮影領域をラスタスキャンし、その各々の位置での干渉信号が位置情報（具体的には、ｘ座標とｙ座標の位置情報）と同時に記録される。得られた干渉信号から断層画像データを作成することにより、３次元ＯＣＴデータ（ボリュームデータ）が取得される。

（ＡＯ−ＳＬＯ装置）
次に図２を用いて、本実施形態のＡＯ−ＳＬＯ装置の構成を説明する。本実施形態のＡＯ−ＳＬＯ装置は、照射ビームの焦点位置からの戻り光のみを画像化する共焦点撮影機能と、それ以外の多重散乱等による戻り光も画像化する暗視野撮影機能の両方を有する構成とした。

図２において、２０１は光源であり、波長７６０ｎｍのＳＬＤ光源を用いた。光源２０１の波長は特に制限されるものではないが、眼底撮影用としては被検者の眩しさの軽減と分解能維持のために、７５０〜１５００ｎｍ程度が好適に用いられる。本実施形態においてはＳＬＤ光源を用いたが、その他にレーザ等も用いられる。本実施形態では眼底撮影と波面測定のための光源を共用しているが、それぞれを別光源とし、光路の途中で合波する構成としても良い。

光源２０１から照射された光は、単一モード光ファイバ２０２を通って、コリメータ２０３により、平行光線（ＳＬＯ測定光２０５）として照射される。照射される光の偏光は、単一モード光ファイバ２０２の経路に具備された不図示の偏光調整器により調整される。

照射されたＳＬＯ測定光２０５はビームスプリッタからなる光分割部２０４を透過し、補償光学の光学系に導光される。

補償光学系は、光分割部２０６、波面センサ２１５、波面補正デバイス２０８および、それらに導光するための反射ミラー２０７−１〜４から構成される。

ここで、反射ミラー２０７−１〜４は、少なくとも被検眼２１１の瞳と波面センサ２１５、波面補正デバイス２０８とが光学的に共役関係になるように設置されている。また、光分割部２０６として、本実施形態ではビームスプリッタを用いた。

光分割部２０６を透過したＳＬＯ測定光２０５は、反射ミラー２０７−１と２０７−２で反射されて波面補正デバイス２０８に入射する。波面補正デバイス２０８で反射されたＳＬＯ測定光２０５は、さらに反射ミラー２０７−３と２０７−４で反射され、走査光学系に導光される。

本実施形態では、波面補正デバイス２０８として可変形状ミラーを用いた。可変形状ミラーは反射面が複数領域に分割されており、各領域の角度を変えることにより、戻り光の波面を変化させることができるミラーである。波面補正デバイス２０８としては、可変形状ミラーの代わりに液晶素子を用いた空間位相変調器を用いることも可能である。その場合、被検眼２１１からの光の両偏光を補正するために、２つの空間位相変調器を用いる場合もある。

図２において、反射ミラー２０７−３、４で反射された光は、走査光学系２０９−１によって、１次元もしくは２次元に走査される。本実施形態では走査光学系２０９−１に主走査用（眼底水平方向：ｘ座標の方向）と副走査用（眼底垂直方向：ｙ座標の方向）として一つの共振スキャナと一つのガルバノスキャナを用いた。別の構成では、走査光学系２０９−１に二つのガルバノスキャナを用いることもある。走査光学系２０９−１内の各スキャナを光学的な共役状態にするために、各スキャナの間にミラーやレンズといったリレー光学素子を用いる装置構成の場合もある。

本実施形態では、走査光学系にさらにトラッキングミラー２０９−２を持つ。トラッキングミラー２０９−２は２つのガルバノスキャナから構成され、撮影領域をさらに２方向（ｘ座標とｙ座標の方向）に移動させることが可能である。別の構成では、走査光学系２０９−１がトラッキングミラー２０９−２を兼ねる構成、トラッキングミラー２０９−２が走査光学系２０９−１の共振スキャナ方向のみの構成、トラッキングミラー２０９−２が２次元ミラーである構成もある。また、走査光学系２０９−１と２０９−２を光学的に共役関係とするために、不図示のリレー光学系が用いられることが多い。

走査光学系２０９−１および２０９−２で走査されたＳＬＯ測定光２０５は、接眼レンズ２１０−１および２１０−２を通して被検眼２１１に照射される。被検眼２１１に照射された測定光は眼底で反射もしくは散乱される。接眼レンズ２１０−１および２１０−２の位置を調整することによって、被検眼２１１の視度にあわせて最適な照射を行うことが可能となる。ここでは、接眼部にレンズを用いたが、球面ミラー等で構成しても良い。

被検眼２１１の眼底の網膜から反射もしくは散乱された戻り光は、入射した時の経路を逆向きに進行し、光分割部２０６によって一部は波面センサ２１５に反射され、光線の波面を測定するために用いられる。光分割部２０６で波面センサ２１５に向けて反射された光線は、リレー光学系２１９−１，２１９−２を通り、波面センサ２１５に入射する。リレー光学系２１９−１と２１９−２の間にはアパーチャー２２０が設置されており、レンズ等からの不要な反射散乱光を波面センサに入射させないようにする。本実施形態では、波面センサ２１５としてシャックハルトマンセンサを用いた。

波面センサ２１５は補償光学制御部２１７に接続され、受光した波面を補償光学制御部２１７に伝える。波面補正デバイス２０８も補償光学制御部２１７に接続されており、補償光学制御部２１７から指示された変調を行う。補償光学制御部２１７は波面センサ２１５の測定結果により取得された波面情報を基に、収差のない波面へと補正するような波面補正デバイスの画素ごとの変調量（補正量）を計算し、波面補正デバイス２０８にそのように変調するように指令する。波面の測定と波面補正デバイス２０８への指示は繰り返し処理され、常に最適な波面となるようにフィードバック制御が行われる。

図２において、光分割部２０６を透過した戻り光は光分割部２０４によって一部が反射され、集光レンズ２１２によって穴あきミラー２１３の穴付近に集光させる。穴あきミラー２１３の穴は、共焦点効果を得るために、ＳＬＯ測定光２０５の回折限界付近の径に調整されることが多い。径が大きいと感度は向上するが分解能は低下し、径が小さいと分解能は高いが感度は低下する傾向となる。穴あきミラー２１３の穴を通過した戻り光は光センサ２１４−１に入射し、光強度に応じた電気信号に変換される。

光センサ２１４−１は制御部２１８に接続され、制御部２１８は得られた電気信号と光走査の位置情報（ｘ座標とｙ座標の位置情報）を基に平面画像データを構築し、共焦点画像データとしてディスプレー２１９に表示する。

穴あきミラー２１３の穴以外のミラー部分で反射された光はリレー光学系２２１を通して再度ナイフエッジ２１６のエッジ付近に集光し、ナイフエッジ２１６によって略半分に分割される。分割された光は光センサ２１４−２と２１４−３に入射する。光センサ２１４−２と２１４−３では光強度に応じた電気信号に変換され、制御部２１８に出力されて、暗視野撮影画像データとして画像化される。ナイフエッジ２１６は、集光光をどのように分割しても良く、紙面と水平方向や垂直方向の分割方向や、分割する比率に関しても半々ではなく４０：６０等の非均等分割も可能である。さらに２分割ではなく、より多くの成分に分割させることも可能である。また、このような分割方法を撮影中に動的に変更することも可能である。

トラッキングミラー２０９−２は不図示のトラッキング制御ユニットによる制御される。トラッキング制御ユニットは、制御部２１８から撮影部の画像信号を取得し、被検眼２１１の眼底に設定される撮影領域の固視微動によるズレ量を計算し、トラッキングミラー２０９−２を制御することにより、撮影領域を常に所定の位置に保つように制御を行う。

なお、本実施形態においてはＡＯ−ＳＬＯ装置を用いたが、血管領域を解像できるのであればＡＯ機能を有さない通常のＳＬＯ装置を用いてもよい。

（画像処理ユニット）
次に図３を用いて画像処理ユニットに関して説明する。画像処理ユニット８０１は、上述したＯＣＴ装置８０３（図１参照）とＡＯＳＬＯ装置８０４（図２参照）とに接続され、それぞれのデータを取得する。画像処理されたデータはディスプレー８０２に表示される。図３は画像処理ユニット８０１がＯＣＴ装置８０３やＡＯ−ＳＬＯ装置８０４と別個に記載されているが、ＯＣＴ装置８０３やＡＯ−ＳＬＯ装置８０４の一つの機能として実装してもよい。

（処理フロー）
本実施形態における画像処理の動作について、図４のフローチャートを用いて説明する。なお、特に明記がない場合は、動作主体は画像処理ユニットである。

ステップＳ１０１において、ＡＯ−ＳＬＯ装置からＳＬＯ動画像データを取得する。この時、次のステップＳ１０２でＳＬＯ−Ａ（ＳＬＯ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）画像データを生成するため４０ｆｐｓ（フレーム／秒）の画像データを５秒程度すなわち２００フレームの画像データを取得する。ＡＯ−ＳＬＯ装置の画像データは解像力２−５μｍ程度の高精細な画像データであり網膜上で１ｍｍ×１ｍｍの領域の画像データを取得する。このＡＯ−ＳＬＯ装置の一枚の画像データで撮影できる縦方向の領域（焦点深度）は比較的狭く３０μｍ〜６０μｍ程度でありこの厚さ方向の情報が積算されて一枚の画像データが形成される。

ステップＳ１０２において、ＳＬＯ−Ａ画像データを生成する。ステップＳ１０１で取得した２００フレームの画像データのＭＣ（モーションコントラスト）を画像化し、図７に示すような血管画像データを得る。これはＳＬＯ血管造影（ＳＬＯ−Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）と呼ばれる手法であり、血管の中を血球が移動すると戻り光の強度が変化するため、ＯＣＴ−Ａと同様ＭＣ（モーションコントラストデータ）を画像化することにより、２次元の血管画像データ（ＳＬＯ−Ａ画像データ）を生成する。

ステップＳ１０３において、ＯＣＴ装置から取得した複数のＯＣＴデータを用いてＯＣＴ−Ａ画像データを取得する。ＯＣＴ−Ａ画像データは、同一部位を撮像した複数のＯＣＴデータから得たモーションコントラストデータを画像化することにより生成する。これにより図５に示すように血液の流れている血管情報を画像化することができる。図５は、２次元の画像であるが実際にはＯＣＴ−Ａ画像データは、深さ方向（ｚ座標の方向）にも情報を持つ３次元ボクセルデータである。

ステップＳ１０４において、ＳＬＯ−Ａ画像データのスケール変換処理を行い、画素間隔をＯＣＴ−Ａ画像データと一致させる。本実施形態において、ＳＬＯ画像データは、眼底面でのスポット径が約３μｍであり、１ｍｍ×１ｍｍの領域を５００×５００画素で取得される。サンプリング間隔は、２μｍである。これに対しＯＣＴ−Ａ画像データは、３ｍｍ×３ｍｍの領域を６００×６００画素で取得するためサンプリング間隔は、５μｍである。したがって、ＳＬＯ−Ａ画像データを画素間隔５μｍの２００×２００画素の画像データに既知の手法を用いてスケール変換した画像ＳＬＯ−Ａ−ｓｃ（ｘｉ，ｙｊ）（１≦ｉ≦２００、１≦ｊ≦２００）を得る（ｘ座標、ｙ座標の各位置における輝度値を表す）。

ステップＳ１０５において、ＯＣＴ−Ａ画像データをＳＬＯ画像データの焦点深度に合わせてＺ方向（深さ方向）に積分する。ＳＬＯ画像データは２次元画像データであるが、眼底からの戻り光をｚ座標の方向に積算した情報である。この積算のプロファイルは、ＳＬＯから得られるＳＬＯ光学系の被写界深度（ＳＬＯ−ＤＯＦ）に従う。例えば眼底でのビーム径が３μｍのＡＯ−ＳＬＯ装置の場合、図９に示すように被写界深度は、３０μｍ程度である。すなわちＳＬＯ画像データは、深度方向に３０μｍの領域からの戻り光を積算した画像データである。図１０は、ＯＣＴ−Ａ画像データの一断面を示す。一つの四角は、１画素を示し、この場合４μｍの間隔で深さ方向のデータを持つ。なお、画素の濃淡で輝度値の違いを表現している。そこでＳＬＯ−Ａ画像データと相関演算を行うためＳＬＯ装置と同じ深さ情報を持つ画像データを生成する。これは、ＳＬＯ画像データと同じ焦点深度にわたり加重移動平均を行った積算正面画像データ（Ｅｎ Ｆａｃｅ画像データ）を作成することと同じである。

ＯＣＴ−Ａ画像データの直交座標系（ｘｙｚの３次元座標系）における画像データをＯＣＴ−Ａ（ｘ，ｙ，ｚ）とすると、
積算ＯＣＴ−Ａ画像データ：ＯＣＴ−Ａ−ｓ（ｘ，ｙ，ｚ）＝Σ（ｘ，ｙ，ｚｉ）（ｉ−ｎ／２→ｉ＋ｎ／２）
（ただし ｎ＝ ＳＬＯ−ＤＯＦ／ＯＣＴ−Ｚｐｉｘ）
ステップＳ１０６において、ステップＳ１０４で求めたスケール変換したＳＬＯ−Ａ画像データと、ステップＳ１０５で求めた積算ＯＣＴ−Ａ画像データの相関演算を行い、相関係数を算出する。３次元ＯＣＴ−Ａ画像データの中からＳＬＯ−Ａ画像データの対応する部位を求める。すなわち、積算ＯＣＴ−Ａ画像データより、ｚ＝Ｚｐ， Ｘ＝ｘｑ〜Ｘｑ＋１９９ Ｙ＝Ｙｒ〜Ｙｎ＋１９９の領域の画像データを抜き出し、ＳＬＯ−Ａ画像データとの相関係数を求める。このｘｐ，ｙｑ，ｚｒを順に変更しＯＣＴ−Ａ画像データの全領域につき相関係数を演算し、最大値を示す画像データを対応画像データとし、その画像データの開始アドレス（ｘｐ，ｙｑ，ｚｒ）を記録する。

ステップＳ１０７において、ＳＬＯ−Ａ画像データを細線化する。既知の細線化手法を用い図７に示したＳＬＯ−Ａ画像データを細線化し、図５に示すような細線化画像データを得る。

ステップＳ１０８において、ＳＬＯ−Ａ画像データに対応するＯＣＴ−Ａ画像データより、ＳＬＯ−Ａ画像データに表示される血管画像の深さ情報を求める。図１１は、ＳＬＯ−Ａ画像データであり細線化されているため血管領域部分のＸ，Ｙ座標に対応する画素の値は１であり、その他は０である。画素値が１であるアドレスを（ｘｉ，ｙｊ）とすると、図１２に示すようにＯＣＴ−Ａ画像データの対応するＸ，Ｙ座標は（ｘｉ＋ｘｐ，ｙｊ＋ｙｑ）となる。次に前述のＸ，Ｙ座標を有するＯＣＴ−Ａ画像データの３次元データの中からＺ方向に探索を行いＭＣ値が最大値を示すＺ座標を求める。この時のｚ座標の探索範囲は、ｚ（ｒ−ｎ／２）〜ｚ（ｒ＋ｎ／２）である。これにより得られたｚ座標：Ｚｋが血管領域のｚ座標となる。したがって、ＳＬＯ−Ａ画像データの当該血管の座標は、求めた（ｘｉ，ｙｊ，ｚｋ）となる。

ステップＳ１０９において、ステップＳ１０８で得られた血管領域のｚ座標を用いて細線化ＳＬＯ−Ａ画像データに立体情報を付加し血管フレームデータを作成する。ＳＬＯ−Ａ画像データの血管領域の中心座標に対応するスケール変換前のＳＬＯ−Ａ画像データの対応点の座標に変換を行う。

ステップＳ１１０において、血管フレームデータの血管座標に対応した血管径を求める。血管領域の中心座標に対応する血管境界までの距離を求める。

ステップＳ１１１において、血管領域の３次元画像データを作成する。血管領域の中心データを通り、血管フレームデータに接する直線を回転軸に、ステップＳ１１０で求めた血管径の範囲の画像を回転し立体血管形状情報を作成する。２次元の血管画像を血管フレーム画像に貼り付けることにより血管領域の立体形状情報を作る。以上の処理を、フォーカス位置をフォーカス深度に対応する長さ毎に変更して取得された複数のＳＬＯ動画像データの分繰り返し実行することにより得られる立体形状情報のデータを基に、既知の３次元画像表示手法、例えば、断面表示、鳥瞰図表示を行う。

本実施形態によれば、ＳＬＯ画像データの血管領域の正確な形状情報を、ＯＣＴ−Ａ画像データの正確な位置情報を用いて血管画像データ、特に、３次元血管画像データを生成することができる。

更に、生成した３次元血管画像データを表示することより、血管の診断をより効率よく行うことができる。

［第２の実施形態］
第１の実施形態は、ＯＣＴ−Ａ画像データ、ＳＬＯ−Ａ画像データを別個の装置で取得した場合について説明したが、ＯＣＴデータ、ＳＬＯデータを同時に共通の光学系を用いて取得する装置でデータ取得を行う場合の実施形態について説明する。それにより、第１の実施形態における相関演算で対応画像データを探す必要がなくなる。

第１の実施形態においては、ＡＯ−ＳＬＯ画像データをもとに作成したＳＬＯ−Ａ画像データを３次元表示する例を示したが、本実施形態では、ＳＬＯ装置で撮影する手法の一つであるＳＤ方式（スプリットディテクター方式）を用いることにより血管壁の画像データを取得する。そこで血流画像データに加えて、ＳＬＯ−ＳＤ画像データを用いて撮像した血管壁の画像データも表示することによりさらに診断の効率を向上することができる。

図１３は、一台の装置（いわゆる複合機）で同時にＯＣＴデータ、ＳＬＯデータ、ＳＬＯ−ＳＤデータが得られる装置の例であり、ＯＣＴ−Ａデータ、ＳＬＯ−Ａデータを生成する装置である。

本実施形態においてＯＣＴの光源１には、中心波長８５５ｎｍ、波長幅１００ｎｍのＳＬＯ（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）光源を用いる。

光源１を発した光は、ファイバカプラ２によりサンプル光学系１００１、参照光学系１００２に分岐され、サンプル光学系１００１側に分岐された光は、アダプター３、ファイバ４を介してサンプル光学系１００１に導かれる。サンプル光学系１００１は、コリメータレンズ５、ＡＯ−ＳＬＯ光学系と分岐する波長分離ミラーであるＢＳ（ビームスプリッタ）６、波面検知光学系１００５へ光路を分岐するハーフミラーであるＢＳ（ビームスプリッタ）７、ミラー８、凹面鏡９、形状可変ミラーであり波面補正に用いるＤＭ（Ｄｅｆｏｍａｂｌｅ Ｍｉｒｒｏｒ）１０、凹面鏡１１、ＯＣＴ測定光とＳＬＯ測定光との分岐、合流を行う波長選択ミラーであるＢＳ（ビームスプリッタ）１２、測定光をＹ方向へ低速走査する第１の走査ミラー１３、凹面鏡１４、Ｘ方向に走査するガルバノミラー、メムス（ＭＥＭＳ）ミラー等の第２走査手段であるＸスキャナ１５、凹面鏡１６、ミラー１７ａ，１７ｂ、ミラー１９、レンズ２０、トラッキング、ステアリングに用いる第３の走査手段であるＹスキャナ２１、凹面鏡２２、波長選択ミラーであり前眼部観察光学系１００６、固視灯光学系１００７との分岐を行うＢＳ（ビームスプリッタ）２３により構成される。ミラー１７ａ，１７ｂは一体となりステージ１８により光軸方向に移動自在に構成されており、サンプル光学系１００１のフォーカス調整を行う。

光源２４はＡＯ−ＳＬＯ測定光を発するＬＤ（Ｌａｓｅｒ Ｄｉｏｄｅ）、ＳＬＤ、ＬＥＤ等の光源であり、ＯＣＴ測定光とは波長が異なる。本実施形態においては、中心波長７６０ｎｍ、波長幅１０ｎｍのＳＬＤ光源を用いる。光源２４を発した光は、ファイバアダプタ２５を介して、ファイバ２６に導かれＡＯ−ＳＬＯ投影光学系１００３に導かれる。ＡＯ−ＳＬＯ投影光学系１００３、コリメータレンズ２７、受光光学系１００４と分岐する１０％の光は透過し、９０％の光を反射するハーフミラーであるＢＳ２８、フォーカス調整用レンズ２９，３０、ミラー３１に導かれる。ミラー３１で反射した光は、ＳＬＯ測定光は透過し、ＯＣＴ測定光は反射する波長分岐ミラーであるＢＳ６よりＯＣＴサンプル光学系１００１に合流し各部品を共有し、ＢＳ１２に達する。

ＢＳ１２は、ＯＣＴ測定光は反射し、ＳＬＯ測定光は透過する波長分岐ミラーであり、ＳＬＯ測定光は透過し、高速なスキャナである高速スキャナ３２で反射され再びＢＳ１２により、ＯＣＴサンプル光学系に合流する。その後は、ＯＣＴサンプル光学系と共通でありＢＳ２３までが、ＡＯ−ＳＬＯ投影光学系を構成する。

ＡＯ−ＳＬＯ受光光学系１００４は、ＢＳ２８の反射方向に配置され、レンズ３３、共焦点ピンホールミラー３４、ＡＰＤ（Ａｂａｌａｎｃｈｅ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）， （ＰｈｏｔｏＭｕｌｔｉＰｌｉｅｒＴｕｂｅ）から成る受光素子３５が配置される。受光素子３５は共焦点ピンホールミラー３４を介して眼底からの戻り光を受光する。

共焦点ピンホールミラー３４は、眼底に投影された測定光のスポットと共役な部分の戻り光を透過し、それ以外の光を反射するミラーであり、共焦点絞りとして機能する。共焦点ピンホールミラー３４は、光軸に対し角度をつけて配置してあるためその戻り光は、入射光路外に反射されレンズ３６によりＡＰＤセンサアレイ３７上に結像される。

ＡＰＤセンサアレイ３７は図１４に示すように４つの受光部分１１０１，１１０２，１１０３，１１０４により、それぞれの受光素子は光軸の周りに配置されている。すなわち共焦点ピンホールミラーの周辺で反射された非共焦点光は、上下左右に分かれて独立に受光され電気信号に変換されデジタルデータに変換されメモリーに記録される。この上下の受光信号強度の差、および左右の受光信号強度の差を演算することによりＳＬＯ−ＳＤ画像データを作成することができる。

高速スキャナ３２としては、８ｋＨから１６ｋＨｚ程度で往復スキャンできる共振スキャナやＭＥＭＳ（Ｍｉｃｒｏ Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ）スキャナを用いることができる。また、ＡＯ−ＯＣＴ測定光の眼底結像位置、ＡＯ−ＳＬＯ測定光の高速スキャナが振り角０の状態（本実施形態では、ｘ座標の０の状態）での眼底結像位置は、略同一になるように調整されている。

参照光学系１００２は、コリメータレンズ４０、濃度可変フィルタ４１、ミラー４２，４３，４４，４５、コーナキューブミラーであるＣＱ４６、ミラー４７により構成される。ＣＱ４２は、反射面が直交する３面で構成され、ステージ４６ａ上に配置され、光軸方向に±１００ｍｍ程度移動可能である。これにより、被検眼の眼軸長の差、サンプル光学系のステージ１８の移動によるＯＣＴ測定光のフォーカス調整による光路長の変化に対応する。

分光器１００８の光学系は、コリメータレンズ４８，グレーティング等の分光部材４９、結像レンズ５０によりラインセンサ５１に干渉光が結像される。

波面検知光学系１００５は、ミラー５５、レンズ５６、眼底共役絞り５７、レンズ５８、挿入離脱可能に配置されたフィルタ６０、波面検知手段であるハルトマンシャックセンサ等の波面センサ６１により構成される。絞り５７は、眼底からの戻り光以外の不要な光が波面センサ６１に入るのを防止する。

前眼部観察光学系１００６はカメラ６４を有し、前眼部照明光源６５により照明された前眼部画像を撮像する。

固視灯投映光学系１００７は有機ＥＬ、液晶表示装置等の固視灯提示部６７を有し、可視光を透過する波長分岐ミラーである６３，２３を介して被検眼に固視目標を提示する。

また、６２はＰＣであり、モニタ７０に撮像時のＧＵＩを表示したり、後述するように上述の各部を制御する。

（撮像方法）
次に、上述の構成の装置を用いて、ＡＯ−ＯＣＴ画像データ、ＡＯ−ＳＬＯ画像データ、ＡＯ−ＳＬＯ−ＳＤ画像データの取得を、図１６のフローチャートに従い説明する。

まず、被検眼Ｅを本装置の前に配置する。前眼部照明光源６５により照明された被検眼Ｅの前眼部からの戻り光は、ＢＳ６３により反射され、前眼部観察カメラ６４により撮像され、モニタ７０の前眼部画像表示領域８０に表示される。撮像者は、この前眼部画像を見て、表示領域８０の中心に被検者の瞳孔画像中心が位置し、虹彩の模様が明瞭に見えるように指示することにより、ステップＳ１３０１において、不図示のアライメント機構を用いて、光学系と被検眼瞳孔との位置合わせを行う。

アライメント終了後、撮像者はモニタ上のＡＯ−ＳＬＯ開始スイッチ７１を操作する。このスイッチ入力を検知したＰＣ６２は、ステップＳ１３０２において、ＡＯ−ＳＬＯ用光源２４を点灯し、高速Ｙスキャナ３２で主走査、Ｘスキャナ１５を駆動し、ＳＬＯ測定光による眼底のラスタスキャンを開始する。

このように照明された眼底Ｅｒでの反射、散乱光は、ＡＯ−ＳＬＯ光学系を戻り、１０％の光はＢＳ７を透過し、眼底共役絞り５７を介して波面センサ６１に達する。ＢＳ７により反射された９０％の光は、ＢＳ６を透過し、ＢＳ２８により８０％の光は反射され、レンズ３３により共焦点ピンホールミラー３４に集光され、そのピンホールを通過した光は、ＡＰＤ、ＰＭＴ等から成る受光素子３５に達する。受光素子３５で受光した光量に応じた電気信号に基づいて、ＰＣ６２が画像データを生成し、モニタ７０上のＡＯ−ＳＬＯ画像表示領域８１に眼底の正面画像が表示される。撮像者は、この画像を見ながら、フォーカススイッチ７２を操作しフォーカス調整を行う。フォーカススイッチ７２への入力を検知したＰＣ６２は、ステップＳ１３０３において、ミラー１７ａ、１７ｂを一体に光軸方向にステージ１８の駆動部を制御する。これにより光学系内の眼底共役位置が変化しフォーカスを所望の深さ位置に合わせることができる。これは、バダル（Ｂａｄａｌ）光学系と呼ばれるもので、瞳の結像関係を維持したままフォーカス調整が可能である。これにより表示領域８１には所望の深さのＳＬＯ画像データが表示される。

さらに撮像者は、固視灯操作スイッチ７３を操作し所望の領域の画像が撮像されるように被検者の固視の位置を誘導、指示する。この指示に応じて、ステップＳ１３０４において、固視位置を変更する。

共焦点ピンホールミラー３４のピンホール周辺で反射された光は、レンズ３６により４分割ＡＰＤセンサアレイ３７に結像する。センサ部分は図１４に示すように上下左右方向に４分割されており、上下方向のＳＤ画像データは、センサ１１０１の出力−センサ１１０３の出力により、左右のＳＤ画像データは、センサ１１０２の出力―センサ１１０４の出力により、また斜め４５°方向のＳＤ画像データは、
（センサ１１０１出力＋センサ１１０４出力）−（センサ１１０３出力＋センサ１１０２出力）
又は
（センサ１１０１出力＋センサ１１０２出力）−（センサ１１０３出力＋センサ１１０４出力）
により演算することができる。

ＳＤ画像データは、被写体の共焦点位置近傍の散乱光の指向性を画像化したものであり、血管の内壁（血管壁の内表面）、外壁（血管壁の外表面）を明瞭に撮像することが可能である。すなわちこのＳＤ手法を用いることにより血中部分ではなく、血管の内壁、外壁の画像を得ることができる。同時に波面検知部は、ステップＳ１５０５において、眼底からの戻り光より収差を検知し、ステップＳ１５０６において、波面補正部を駆動し収差補正を行う。これにより、ＡＯ−ＳＬＯ共焦点画像データ、ＡＯ−ＳＬＯ−ＳＤ画像データを同時に取得する。

（ＡＯ−ＯＣＴ撮像）
次に撮像者のスイッチ７４の操作に応じて、ステップＳ１３０７において、ＯＣＴ撮像を開始する。スイッチ７４への入力を検知したＰＣ６２は、ＯＣＴ光源１を点灯する。これによりカプラ２でサンプル光学系側に分岐された測定光は、ファイバ４よりサンプル光学系に入射する。サンプル光学系に入った光はコリメータレンズ５でコリメートされ、ＢＳ１２に達する。前述の通りＯＣＴ測定光は、ＢＳ１２で反射され、さらに第１の走査ミラー１３で反射され、再びＢＳ１２で反射されることにより、ＡＯ−ＳＬＯ測定光の光路に合流する。これにより、ＡＯ−ＯＣＴ測定光は、高速スキャナ３２の影響を受けることなく第２の走査ミラー１５、第３の走査ミラー２１を介して被検眼に達する。ＡＯ−ＯＣＴ測定光の眼底で反射等された戻り光は、サンプル光学系を逆行し、ＢＳ１２により反射され第１の走査ミラー１３により反射され、再びＢＳ１２で反射され、ハーフミラーであるＢＳ７に達する。ＢＳ７は、９０％の光を反射し、１０％の光を透過する透過特性を有する。ＢＳ７により１０％の光は透過して、波面センサ６１に向かい、残りの９０％の光は、ＢＳ７とＢＳ６で反射され、コリメータレンズ５によりファイバ４の端面に結像され、ファイバ４を通り、ファイバカプラ２に達する。

ここで第１の走査ミラー１３は、ＯＣＴ光をｙ座標の方向に副走査し、第２の走査ミラー１５は、ｘ座標の方向に主走査を行うことにより眼底の２次元走査を行う。これにより、ＯＣＴ測定光の主走査は、ＳＬＯ測定光の副走査に同期するが、副走査位置を任意に選べるため、固定されたＳＬＯ撮像範囲の中の任意の位置のＯＣＴ画像データ（ｘ座標の任意の固定位置のＢスキャン画像データ）が撮像できる。

ＳＬＯ撮像時と同様に眼底からの戻り光の一部は、波面センサに達し、収差が検知され、ステップＳ１３０８において、波面補正器により収差補正される。

（参照光学系）
ファイバカプラ２により参照光側に分岐した参照光は、偏光調整器５２で偏光状態がサンプル光学系と合うように偏光調整され、参照光学系１００２に入り、参照光量調整用ＮＤ（Ｎｅｕｔｒａｌ Ｄｅｎｓｉｔｙ）フィルタ４１により適正な光量に調整される。そして、ミラー４２、４３、４４、４５で反射され、レトロリフレクタ４６により反射された参照光は、ミラー４５，４４，４３，４２により反射され、ミラー４７に達する。ミラー４７により垂直に反射された光は、再び光路を逆行しカプラ２に戻る。

この参照光学系１００２からの参照光と、サンプル光学系の被検眼眼底からの戻り光は、カプラ２で合流（合波）し干渉光として、分光器１００８に導かれる。分光器１００８に導かれた干渉光は、レンズ４８でコリメートされ、回折格子等の分光部４９により分光されレンズ５０によりラインセンサ５１上に干渉波が結像する。ラインセンサ５１の出力はＰＣ６２に送られ、Ａ／Ｄ変換部６２ａでデジタルデータに変換され、位置情報（ｘ座標とｙ座標の位置情報）とともにメモリー６２ｂに記憶される。このデータから固定パターンノイズの除去、波数変換の後、周波数解析等の既知の方法で演算され断層画像データが生成される。

（ゲート調整）
撮像者は、表示領域に所望の断層画像が表示されるように、図１３に示す光路長調整スイッチ７６を用いて参照光学系の光路長の調整を指示する。光路長調整スイッチ７６への入力を検知したＰＣ６２は、指定の方向にステージ４６ａを駆動する。これによりレトロリフレクタ４２は、光軸方向に移動し、光路長が変化する。そしてサンプル系と、参照系の光路長が略一致すると、ステップＳ１３０９において、表示領域８２に視細胞の断層画像が表示される。

（撮像記録）
撮影スイッチ７５が操作されると、ＯＣＴ−Ａスキャンモードでの走査が開始される。

撮影スイッチ７５が操作されると、ＳＬＯの副走査ミラー１５のＸ走査を主走査としてＯＣＴ撮像スキャンを開始する。このとき、ＭＣ画像データを得るために同一ラインを複数回走査しデータ取得を行う。同一ラインの複数回走査が終了したら、第１の走査手段であるＹ走査ミラー１３を駆動し隣のラインの複数回走査を行う。このようにして順次主走査ラインを移動することによりＳＬＯの撮像範囲全体にわたってＯＣＴ−Ａデータを取得し、ステップＳ１３１０において、ＯＣＴ−Ａ画像データを生成し、位置情報（ｘ座標、ｙ座標、ｚ座標の位置情報）とともに記憶する。それと同時にＳＬＯ画像データ、ＳＬＯ−ＳＤ画像データの生成、及び位置情報（ｘ座標とｙ座標の位置情報）とともに記憶を行う。

また、ＯＣＴ−Ａ画像データの撮像中、ＳＬＯ画像データを、１フレーム前の画像データとの相関演算をおこなうことにより、被検眼の移動量を検知する。検知した移動量を走査ミラーの走査角度に換算し、走査角度をオフセット（ｘ座標とｙ座標の方向の位置ずれ補正）することにより被検眼の動きに追従する。このようにしてＯＣＴ−Ａ画像データの取得中のトラッキングを行う。

（３次元画像データ作成）
以上のような装置で得たＳＬＯデータ、ＳＬＯ−ＳＤデータ、ＯＣＴ−Ａデータを用いてＳＬＯ−Ａデータ、ＳＬＯ−ＳＤデータに深さ情報を加えて、３次元画像データを作成する方法について図１５のフローチャートを使って説明する。

ステップＳ１２０１において、取得したＯＣＴデータより、ＯＣＴ−Ａデータを作成する。ステップＳ１２０２において、取得した複数のＳＬＯデータのモーションコントラストよりＳＬＯ−Ａデータを作成する。ステップＳ１２０３において、取得した４種類のＳＬＯ−ＳＤデータを用いて水平方向ＳＤ画像データ（ＳＬＯ−ＳＤＨ）、垂直方向ＳＤ画像データ（ＳＬＯ−ＳＤＶ）、斜め４５°のＳＤ画像データ（ＳＬＯ−ＳＤ−４５，ＳＬＯ−ＳＤ＋４５）を作成する。ステップＳ１２０４において、ＳＬＯ−ＳＤ画像データより血管壁画像を抽出する。ＳＬＯ−Ａ細線化画像データにより血管中心を求め、細線化した血管に垂直方向に血管情報としての内壁、外壁を判別し、外壁までの画像を抽出する。ステップＳ１２０５において、第１の実施形態と同様、細線化したＳＬＯ−Ａ画像データの血管の座標位置情報に対応するＯＣＴ−Ａ画像データより、深さ位置情報（ｚ座標の位置情報）を求める。ステップＳ１２０６において、ＳＬＯ−Ａ細線化画像データに深さ情報を追加し、血管のフレームデータを作成する。ステップＳ１２０７において、第１の実施形態と同様、血管のフレーム画像データに、ＳＬＯ−Ａ画像データから取得した位置情報に対応する形態情報を付加し血管の３次元画像データを作成する。

以上までは、第１の実施形態と同様であるが、同一の撮像装置で撮影し、また同一のＮＡ（開口数）の光学系で撮影しているため、焦点深度、画像解像力等が等しく、スケールを合わせたり、焦点深度を合わせたりする必要がない。

次に、ステップＳ１２０８において、ＳＬＯ−Ａによる血管画像に変えて、表示するＳＤ画像データを選択する。撮像者は、ＳＬＯ−ＳＤＨ画像データ、ＳＬＯ−ＳＤＬ画像データ、ＳＬＯ−ＳＤ−４５画像データ、ＳＬＯ−ＳＤ＋４５画像データを血管領域ごとに指定することができる。ステップＳ１２０９において、ステップＳ１２０８で指定されたＳＬＯ−ＳＤ画像データから抽出した血管領域の画像データを、ＳＬＯ−Ａ画像データから抽出した血管領域の画像データに変えて表示する。４方向のＳＤ画像データを選択的に表示する。血管の走行方向によりコントラストの強調されるＳＤ画像データの方向が異なるため、血管の走行方向に応じて、ＳＤ画像データの方向を選択できると診断の効率を向上することができる。もちろんＳＤ画像データを、ステップＳ１２０７の血管画像データの表示に戻す、または、透かし表示等の手法を用いて重ねて表示することにより、血流部分と血管壁部分をそれぞれ診断することが可能になるため、血管の診断の効率を向上することができる。

［その他の実施例］
なお、上述した実施形態では、被検査物が眼の場合について述べているが、眼以外の皮膚や臓器等の被検査物に本発明を適用することも可能である。この場合、本発明は眼科撮影装置以外の、例えば内視鏡等の医療機器としての態様を有する。従って、本発明は眼科撮影装置に例示される画像処理装置として把握され、被検眼は被検査物の一態様として把握されることが好ましい。

また、本発明は、以下のように装置を構成することによっても達成できる。即ち、上述した実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラムコード（コンピュータプログラム）を記録した記録媒体（又は記憶媒体）をシステム或いは装置に供給することとしてもよい。また、該記録媒体の態様だけでなく、コンピュータの読み取り可能な記録媒体としてもよい。そして、そのシステム或いは装置のコンピュータ（又はＣＰＵやＭＰＵ）が記録媒体に格納されたプログラムコードを読み出し実行する。この場合、該記録媒体から読み出されたプログラムコード自体が上述した実施形態の機能を実現することになり、そのプログラムコードを記録した記録媒体は本発明を構成することになる。また、該実施形態は、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。

Claims (11)

1. ＯＣＴデータから血管領域の位置情報を、及び、ＳＬＯデータから前記血管領域の形状情報を抽出する抽出手段と、
   前記位置情報と前記形状情報に基づいて、前記血管領域の３次元画像データを生成する生成手段とを有することを特徴とする画像処理装置。
2. 前記ＯＣＴデータは、ＯＣＴ−Ａ画像データを含み、
   前記ＯＣＴ−Ａ画像データの血管領域を細線化する手段を更に有し、
   前記抽出手段は、細線化された血管領域の座標を位置情報として抽出することを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
3. 前記ＳＬＯデータは、ＳＬＯ−Ａ画像データを含み、
   前記ＳＬＯ−Ａ画像データの血管領域を細線化する手段と、
   前記ＳＬＯ−Ａ画像データの細線化された血管領域の座標と、前記ＯＣＴ−Ａ画像データの細線化された血管領域の座標に基づいて、対応する血管領域を求める手段とを更に有し、
   前記抽出手段は、前記対応する血管領域の位置情報と形状情報を抽出することを特徴とする請求項２に記載の画像処理装置。
4. 前記抽出手段は、前記血管領域の座標ごとに前記形状情報として血管径を抽出し、
   前記生成手段は、前記血管径を用いて前記３次元画像データを生成することを特徴とする請求項３に記載の画像処理装置。
5. 前記ＳＬＯデータは、ＡＯ−ＳＬＯデータとスプリットディテクタにより検出されるＳＬＯ−ＳＤデータの少なくともいずれかを含むことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像処理装置。
6. 前記ＯＣＴデータは、ボリュームデータを含むことを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の画像処理装置。
7. 前記ＯＣＴデータを取得するＯＣＴ装置と、前記ＳＬＯデータを取得するＳＬＯ装置とを更に有することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像処理装置。
8. 前記３次元画像データを表示手段に表示する手段を更に含むことを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の画像処理装置。
9. 前記ＯＣＴデータから得られる３次元の位置情報、及び、前記ＳＬＯデータから得られる２次元の位置座標と形状情報とに基づいて、前記血管領域の３次元画像データを生成することを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の画像処理装置。
10. ＯＣＴデータから血管領域の位置情報を、及び、前記ＳＬＯデータから前記血管領域の形状情報を抽出する抽出工程と、
    前記位置情報と前記形状情報に基づいて、前記血管領域の３次元画像データを生成する生成工程とを有することを特徴とする画像処理装置の制御方法。
11. 請求項１乃至９のいずれか１項に記載の画像処理装置を、コンピュータにより実現するためのプログラム。

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