JPWO2010095370A1 - Diagnostic imaging apparatus and control method thereof - Google Patents

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Abstract

ユーザの作業負荷を軽減するとともに、断面画像の画質劣化及び誤診断の原因を排除することが可能な光干渉断層画像診断装置を提供する。本発明は、光プローブを接続し、該送受信部をラジアル走査させることで、該送受信部より血管内での反射光を取得し、該取得した反射光に基づいて該血管内における複数の断面画像を生成する画像診断装置であって、前記血管内においてプルバックを停止させかつ回転走査されている状態で前記送受信部より取得された反射光に基づいて生成した断面画像に対して判定領域を指定する操作パネル１１２と、指定された判定領域に対応する断面画像上の画像データを用いて、前記血管内の血液の有無を判定するための評価値を算出し、該算出した評価値が、所定の条件を満たした場合に、断面画像の保存開始を指示する動作開始判定部４０５とを備える。Provided is an optical coherence tomographic image diagnostic apparatus capable of reducing a user's work load and eliminating a cause of image quality deterioration and misdiagnosis of a cross-sectional image. The present invention obtains reflected light in a blood vessel from the transmitting / receiving unit by connecting an optical probe and performing radial scanning of the transmitting / receiving unit, and a plurality of cross-sectional images in the blood vessel based on the acquired reflected light A determination region is designated for a cross-sectional image generated based on reflected light acquired from the transmission / reception unit in a state where pullback is stopped and rotationally scanned in the blood vessel. An evaluation value for determining the presence or absence of blood in the blood vessel is calculated using the operation panel 112 and image data on the cross-sectional image corresponding to the specified determination region, and the calculated evaluation value is a predetermined value. An operation start determination unit 405 that instructs to start storing the cross-sectional image when the condition is satisfied.

Description

本発明は、画像診断装置及びその制御方法に関するものである。   The present invention relates to an image diagnostic apparatus and a control method thereof.

従来より、動脈硬化の診断や、バルーンカテーテルまたはステント等の高機能カテーテルによる血管内治療時の術前診断、あるいは、術後の結果確認のために、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）が使用されている。   Conventionally, optical coherence tomography (OCT) has been used for diagnosis of arteriosclerosis, preoperative diagnosis during endovascular treatment with a high-function catheter such as a balloon catheter or stent, or confirmation of postoperative results. Has been.

光干渉断層画像診断装置は、先端に光学レンズおよび光学ミラーを取り付けた光ファイバを内蔵したカテーテルを血管内に挿入した状態で、光学ミラーを回転させながら血管内に測定光を出射し生体組織からの反射光を受光することでラジアル走査を行い、これにより得られた反射光と予め測定光から分割された参照光とを干渉させることで、干渉光に基づく血管の断面画像を描出するものである。   The optical coherence tomography diagnostic apparatus emits measurement light into a blood vessel while rotating the optical mirror while a catheter containing an optical fiber having an optical lens and an optical mirror attached to the tip is inserted into the blood vessel. Radial scanning is performed by receiving the reflected light, and the cross-sectional image of the blood vessel based on the interference light is drawn by causing the reflected light obtained thereby to interfere with the reference light that has been divided from the measurement light in advance. is there.

さらに、最近では、光干渉断層画像診断装置の改良型として、波長掃引を利用した光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）も開発されている。   Furthermore, recently, an optical coherence tomography diagnostic apparatus (OFDI) using wavelength sweep has been developed as an improved version of the optical coherence tomography diagnostic apparatus.

波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）は、基本的な構成は、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）と同様であるが、光干渉断層画像診断装置よりも波長の長い光源を用い、かつ波長の異なる光を連続して出射する点に特徴がある。そして、生体組織の深さ方向の各点の反射光強度を、干渉光の周波数解析により求める構成とすることで、参照光の光路長を可変させるための機構を不要としている。   The basic configuration of an optical coherence tomography diagnostic apparatus (OFDI) using wavelength sweep is the same as that of the optical coherence tomography diagnostic apparatus (OCT), but a light source having a wavelength longer than that of the optical coherence tomography diagnostic apparatus is used. Further, it is characterized in that light having different wavelengths is continuously emitted. In addition, a mechanism for changing the optical path length of the reference light is not required by obtaining the reflected light intensity at each point in the depth direction of the living tissue by frequency analysis of the interference light.

なお、以下、本明細書において光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）と波長掃引を利用した光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）とを総称して、「画像診断装置」と呼ぶこととする。   In the following description, the optical coherence tomography diagnostic apparatus (OCT) and the optical coherence tomography diagnostic apparatus (OFDI) using wavelength sweep are collectively referred to as “image diagnostic apparatus”.

一般に、このような画像診断装置で用いられる干渉光は、波長が８００ｎｍ〜１５５０ｎｍ程度であり、血液に対して不透過である。このため、血管の断面画像の描出に際しては、描出対象となる部位において血管内の血液を予め除去しておく必要がある。   In general, the interference light used in such a diagnostic imaging apparatus has a wavelength of about 800 nm to 1550 nm and is impermeable to blood. For this reason, when rendering a cross-sectional image of a blood vessel, it is necessary to remove blood in the blood vessel in advance from the region to be rendered.

描出対象となる部位において血管内の血液を除去する方法としては、例えば、オクルージョンや、生理食塩水、乳酸リンゲル、造影剤などによるフラッシュ等が挙げられるが、これらの方法によって血液を除去する操作は、患者にとって大きな負担となるため、断面画像の描出のための動作はできるだけ低侵襲で行われることが望ましい。   Examples of the method for removing blood in the blood vessel at the site to be imaged include occlusion, flushing with physiological saline, lactated Ringer, contrast agent, etc. Since this is a heavy burden on the patient, it is desirable that the operation for drawing the cross-sectional image be performed with minimal invasiveness.

一方で、血流速度や血流量などにはもともと個人差があるうえ、冠動脈入口部の形状によってもフラッシュの速度及び量は異なってくる。このため、血管内の血液の除去操作を同様の要領で行った場合であっても、その除去の程度には個人差が生じる。   On the other hand, the blood flow rate and the blood flow rate are originally different among individuals, and the speed and amount of flushing vary depending on the shape of the coronary artery entrance. For this reason, even if the blood removal operation in the blood vessel is performed in the same manner, there are individual differences in the degree of removal.

ここで、血管内の血液の除去が完了する前に、ラジアル走査を行い断面画像の描出のための動作を開始してしまうと、血管内に残っている血液の影響により、描出される断面画像の画質を著しく劣化することとなり、場合によっては、観察ができないほどに劣化することもありえる。また、たとえ血管内に残っている血液が少ない場合であっても、輝度の低下は不可避であり、誤診断の原因となりえる。   Here, before the removal of blood in the blood vessel is completed, if a radial scan is performed and the operation for drawing the cross-sectional image is started, the cross-sectional image drawn due to the influence of the blood remaining in the blood vessel The image quality of the image is significantly deteriorated, and in some cases, the image quality may be deteriorated so as not to be observed. Moreover, even if the blood remaining in the blood vessel is small, a decrease in luminance is unavoidable, which may cause a misdiagnosis.

このため、血管内の血液の除去が完了したことを確認してからプルバックを開始させ、プルバック開始後の断面画像のみを保存し、診断に用いることができるように構成されることが好ましい。しかしながら、例えばユーザが断面画像を見ながら血管内の血液の除去が完了したか否かを判断し、完了した場合に、プルバックの開始指示及び断面画像の保存指示を入力する構成とした場合、ユーザにとって作業負荷が高い。   For this reason, it is preferable that the pullback is started after confirming the removal of blood in the blood vessel is completed, and only the cross-sectional image after the start of the pullback is stored and used for diagnosis. However, for example, when the user determines whether or not the removal of blood in the blood vessel is completed while viewing the cross-sectional image, and the configuration is such that a pull-back start instruction and a cross-sectional image storage instruction are input when the user completes, The workload is high.

これに対して、例えば、特表２００８−５１０５８６号公報には、反射光の強度に基づいて血液の有無を判断し、血液が除去されたと判断された場合に、ラジアル走査及び断面画像の保存動作を自動的に開始する構成が開示されている。   On the other hand, for example, in Japanese translation of PCT publication No. 2008-510586, the presence or absence of blood is determined based on the intensity of reflected light, and when it is determined that blood has been removed, radial scanning and cross-sectional image storage operations are performed. A configuration for automatically starting is disclosed.

しかしながら、特表２００８−５１０５８６号公報の場合、ラジアル走査及び断面画像の保存動作の開始に際して一方向（光学ミラーが回転走査を停止させた状態での測定光の出射方向）からの反射光の強度を用いて、血液の除去が完了しているか否かを判断することとしている。このため、測定光の出射方向に光プローブ挿入に用いるガイドワイヤが存在する場合や、測定光の出射口と血管壁が密着しており光プローブと血管壁の間に血液がほとんど存在しない場合、あるいは血管内の血液の除去の程度が円周方向で均一でない場合には、血管内の血液の除去が完了したか否かの判断を高い精度で行うことができず、保存された断面画像に画質が劣化した断面画像や誤診断の原因が含まれた断面画像が含まれることとなる。   However, in the case of Japanese Translation of PCT International Publication No. 2008-510586, the intensity of reflected light from one direction (the direction in which measurement light is emitted when the optical mirror stops rotating scanning) at the start of radial scanning and sectional image storage operations. Is used to determine whether or not blood removal has been completed. For this reason, when there is a guide wire used for optical probe insertion in the measurement light emission direction, or when the measurement light emission port and the blood vessel wall are in close contact with each other, there is almost no blood between the optical probe and the blood vessel wall. Alternatively, if the degree of blood removal in the blood vessel is not uniform in the circumferential direction, it cannot be determined with high accuracy whether blood removal in the blood vessel has been completed, and a stored cross-sectional image is displayed. A cross-sectional image with degraded image quality or a cross-sectional image including the cause of misdiagnosis is included.

本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、画像診断装置における断面画像の描出に際して、ユーザの作業負荷を軽減させるとともに、断面画像の画質劣化及び誤診断の原因を排除することを目的とする。   The present invention has been made in view of the above problems, and it is an object of the present invention to reduce the work load of a user when rendering a cross-sectional image in an image diagnostic apparatus and to eliminate the cause of image quality deterioration and misdiagnosis of the cross-sectional image. And

上記の目的を達成するために本発明に係る画像診断装置は以下のような構成を備える。即ち、
光の送受信を連続的に行う送受信部を有するプローブを接続し、該送受信部を回転走査させながら体腔内を軸方向に移動させることで、該送受信部より体腔内での反射光を取得し、該取得した反射光に基づいて該体腔内の軸方向における複数の断面画像を生成・表示する画像診断装置であって、
前記体腔内において軸方向の動作を停止させかつ回転走査されている状態で前記送受信部より取得された反射光に基づいて生成した断面画像データを用いて、前記体腔内の体液の有無を判定するための評価値を算出する算出手段と、
前記算出手段により算出された評価値が、所定の条件を満たした場合に、診断に用いられる断面画像の取得を開始するための開始指示を行う指示手段とを備える。In order to achieve the above object, an image diagnostic apparatus according to the present invention comprises the following arrangement. That is,
By connecting a probe having a transmission / reception unit that continuously transmits and receives light, and moving the inside of the body cavity in the axial direction while rotating and scanning the transmission / reception unit, the reflected light in the body cavity is obtained from the transmission / reception unit, An image diagnostic apparatus that generates and displays a plurality of cross-sectional images in the axial direction in the body cavity based on the acquired reflected light,
The presence / absence of body fluid in the body cavity is determined using cross-sectional image data generated based on the reflected light acquired from the transmission / reception unit in a state where axial movement is stopped and rotationally scanned in the body cavity. Calculating means for calculating an evaluation value for
When the evaluation value calculated by the calculation unit satisfies a predetermined condition, the unit includes an instruction unit that issues a start instruction for starting acquisition of a cross-sectional image used for diagnosis.

本発明によれば、画像診断装置における断面画像の描出に際して、ユーザの作業負荷を軽減させるとともに、断面画像の画質劣化及び誤診断の原因を排除することが可能となる。   ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, when drawing a cross-sectional image in an image diagnostic apparatus, while reducing a user's workload, it becomes possible to eliminate the cause of the image quality degradation of a cross-sectional image and a misdiagnosis.

添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
図１Ａは、画像診断装置の外観構成を示す図である。 図１Ｂは、光プローブ部の先端部の構成を示す図である。 図２は、光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。 図３は、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。 図４は、第１の実施形態における信号処理部の詳細構成ならびに関連する機能ブロックを示した図である。 図５は、生成された断面画像の一例を示す図である。 図６は、指定されたＲＯＩの一例を示す図である。 図７は、動作開始判定処理の流れを示すフローチャートである。 図８は、第２の実施形態における信号処理部の詳細構成ならびに関連する機能ブロックを示した図である。 図９は、動作開始判定処理の流れを示すフローチャートである。 図１０は、動作終了判定処理の流れを示すフローチャートである。 The accompanying drawings are included in the specification, constitute a part thereof, show an embodiment of the present invention, and are used to explain the principle of the present invention together with the description.
FIG. 1A is a diagram illustrating an external configuration of an image diagnostic apparatus. FIG. 1B is a diagram illustrating a configuration of a tip portion of the optical probe portion. FIG. 2 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnostic apparatus 100. FIG. 3 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnosis apparatus 100 using wavelength sweeping. FIG. 4 is a diagram illustrating a detailed configuration of the signal processing unit and related functional blocks in the first embodiment. FIG. 5 is a diagram illustrating an example of the generated cross-sectional image. FIG. 6 is a diagram illustrating an example of the designated ROI. FIG. 7 is a flowchart showing the flow of the operation start determination process. FIG. 8 is a diagram illustrating a detailed configuration of the signal processing unit and related functional blocks in the second embodiment. FIG. 9 is a flowchart showing the flow of the operation start determination process. FIG. 10 is a flowchart showing the flow of the operation end determination process.

以下、必要に応じて添付図面を参照しながら本発明の各実施形態を詳細に説明する。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings as necessary.

［第１の実施形態］
＜１．画像診断装置の外観構成＞
図１Ａは本発明の第１の実施形態にかかる画像診断装置（光干渉断層画像診断装置または波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置）１００の外観構成を示す図である。[First Embodiment]
<1. External configuration of diagnostic imaging apparatus>
FIG. 1A is a diagram showing an external configuration of an image diagnostic apparatus (an optical coherent tomographic image diagnostic apparatus or an optical coherent tomographic image diagnostic apparatus using wavelength sweep) 100 according to the first embodiment of the present invention.

図１Ａに示すように、画像診断装置１００は、光プローブ部１０１と、スキャナ／プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線１０４により接続されている。   As shown in FIG. 1A, the diagnostic imaging apparatus 100 includes an optical probe unit 101, a scanner / pullback unit 102, and an operation control device 103. The scanner / pullback unit 102 and the operation control device 103 are connected to a signal line 104. Connected by.

光プローブ部１０１は、直接血管内に挿入され、イメージングコア１３０を用いて血管内部の状態を測定する。スキャナ／プルバック部１０２は、光プローブ部１０１と着脱可能で、モータを内蔵し、光プローブ部１０１内のイメージングコア１３０のラジアル動作を規定する。   The optical probe unit 101 is directly inserted into a blood vessel, and measures the state inside the blood vessel using the imaging core 130. The scanner / pullback unit 102 can be attached to and detached from the optical probe unit 101, has a built-in motor, and defines the radial operation of the imaging core 130 in the optical probe unit 101.

操作制御装置１０３は、血管内光干渉断層診断を行うにあたり、各種設定値を入力するための機能や、測定により得られたデータを処理し、断面画像として表示するための機能を備える。   The operation control apparatus 103 has a function for inputting various set values and a function for processing data obtained by measurement and displaying it as a cross-sectional image when performing intravascular optical coherence tomography diagnosis.

操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部であり、測定により得られたデータを処理したり、処理結果を出力したりする。１１１−１はプリンタ／ＤＶＤレコーダであり、本体制御部１１１における処理結果を印刷したり、データとして記憶したりする。   In the operation control device 103, reference numeral 111 denotes a main body control unit that processes data obtained by measurement and outputs a processing result. Reference numeral 111-1 denotes a printer / DVD recorder, which prints a processing result in the main body control unit 111 or stores it as data.

１１２は操作パネル（インタフェース）であり、ユーザは該操作パネル１１２を介して、各種設定値の入力を行う。１１３は表示装置としてのＬＣＤモニタであり、本体制御部１１１における処理結果を表示する。   Reference numeral 112 denotes an operation panel (interface), and the user inputs various setting values via the operation panel 112. Reference numeral 113 denotes an LCD monitor as a display device, which displays a processing result in the main body control unit 111.

＜２．光プローブ部の先端部の構成＞
次に、光プローブ部１０１の先端部の構成について図１Ｂを用いて説明する。図１Ｂにおいて、カテーテルシース１２１の管腔内部には、測定光を送受信する送受信部１３３が配されたハウジング１３１と、それを回転させるための駆動力を伝達する駆動シャフト１３２とを備えるイメージングコア１３０がほぼ全長にわたって挿通されており、光プローブ部１０１を形成している。<2. Configuration of optical probe tip>
Next, the configuration of the tip of the optical probe unit 101 will be described with reference to FIG. 1B. In FIG. 1B, an imaging core 130 that includes a housing 131 in which a transmission / reception unit 133 that transmits and receives measurement light is disposed inside a lumen of the catheter sheath 121 and a drive shaft 132 that transmits a driving force for rotating the housing 131. Are inserted over almost the entire length, forming the optical probe portion 101.

送受信部１３３は駆動シャフト１３２を挿通する光ファイバによって送られた測定光の光軸を側方に反射させるミラーを内蔵する。   The transmission / reception unit 133 incorporates a mirror that reflects the optical axis of the measurement light transmitted by the optical fiber inserted through the drive shaft 132 to the side.

送受信部１３３では、体腔内組織に向けて測定光が送信されるとともに、体腔内組織からの反射光が受信される。   The transmission / reception unit 133 transmits the measurement light toward the tissue in the body cavity and receives the reflected light from the tissue in the body cavity.

駆動シャフト１３２はコイル状に形成され、その内部には信号線（シングルモードファイバ）が配されている。   The drive shaft 132 is formed in a coil shape, and a signal line (single mode fiber) is disposed therein.

ハウジング１３１は、短い円筒状の金属パイプの一部に切り欠き部を有した形状をしており、金属塊からの削りだしやＭＩＭ（金属粉末射出成形）等により成形される。ハウジング１３１は、内部に送受信部１３３を有し、基端側は駆動シャフト１３２と接続されている。また、先端側には短いコイル状の弾性部材１２３が設けられている。   The housing 131 has a shape having a notch in a part of a short cylindrical metal pipe, and is formed by cutting out from a metal lump, MIM (metal powder injection molding) or the like. The housing 131 has a transmission / reception unit 133 inside, and the base end side is connected to the drive shaft 132. A short coil-shaped elastic member 123 is provided on the tip side.

弾性部材１２３はステンレス鋼線材をコイル状に形成したものであり、弾性部材１２３が先端側に配されることで、イメージングコア１３０の回転時の安定性が向上する。   The elastic member 123 is formed by forming a stainless steel wire in a coil shape, and the elastic member 123 is disposed on the distal end side, so that the stability during rotation of the imaging core 130 is improved.

１２４は補強コイルであり、カテーテルシース１２１の先端部分の急激な折れ曲がりを防止する目的で設けられている。   Reference numeral 124 denotes a reinforcing coil, which is provided for the purpose of preventing sudden bending of the distal end portion of the catheter sheath 121.

ガイドワイヤルーメン用チューブ１２２は、ガイドワイヤが挿入可能なガイドワイヤ用ルーメンを有する。ガイドワイヤルーメン用チューブ１２２は、予め体腔内に挿入されたガイドワイヤを受け入れ、ガイドワイヤによってカテーテルシース１２１が患部まで導かれるのに使用される。   The guide wire lumen tube 122 has a guide wire lumen into which a guide wire can be inserted. The guide wire lumen tube 122 is used to receive a guide wire previously inserted into the body cavity and guide the catheter sheath 121 to the affected area by the guide wire.

駆動シャフト１３２は、カテーテルシース１２１に対して回転動作及び軸方向動作することが可能であり、柔軟で、かつ回転をよく伝達できる特性をもつ、例えば、ステンレス等の金属線からなる多重多層密着コイル等により構成されている。   The drive shaft 132 is capable of rotating and axially moving with respect to the catheter sheath 121, has a characteristic of being flexible and capable of transmitting rotation well, for example, a multi-layered close contact coil made of a metal wire such as stainless steel. Etc.

＜３．光干渉断層画像診断装置の機能構成＞
次に、本実施形態にかかる画像診断装置１００のうち、光干渉断層画像診断装置の主たる機能構成について図２を用いて説明する。<3. Functional configuration of optical coherence tomography diagnostic apparatus>
Next, a main functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnostic apparatus in the diagnostic imaging apparatus 100 according to the present embodiment will be described with reference to FIG.

２０９は超高輝度発光ダイオード等の低干渉性光源である。低干渉性光源２０９は、その波長が１３１０ｎｍ程度で、その可干渉距離（コヒーレント長）が数μｍ〜１０数μｍ程度であるような短い距離範囲でのみ干渉性を示す低干渉性光を出力する。   Reference numeral 209 denotes a low-coherence light source such as an ultra-bright light emitting diode. The low-coherence light source 209 outputs low-coherence light that exhibits coherence only in a short distance range in which the wavelength is about 1310 nm and the coherence distance (coherent length) is about several μm to several tens of μm. .

このため、この光を２つに分割した後、再び混合した場合には分割した点から混合した点までの２つの光路長の差が数μｍ〜１０数μｍ程度の短い距離範囲内の場合には干渉光として検出され、それよりも光路長の差が大きい場合には干渉光として検出されることはない。   Therefore, when this light is divided into two and then mixed again, the difference between the two optical path lengths from the divided point to the mixed point is within a short distance range of about several μm to several tens of μm. Is detected as interference light, and is not detected as interference light when the optical path length difference is larger than that.

低干渉性光源２０９の光は、第１のシングルモードファイバ２２８の一端に入射され、先端面側に伝送される。第１のシングルモードファイバ２２８は、途中の光カップラ部２０８で第２のシングルモードファイバ２２９及び第３のシングルモードファイバ２３２と光学的に結合されている。   Light from the low-coherence light source 209 is incident on one end of the first single mode fiber 228 and transmitted to the distal end surface side. The first single mode fiber 228 is optically coupled to the second single mode fiber 229 and the third single mode fiber 232 at an intermediate optical coupler unit 208.

光カップラ部とは、１つの光信号を２つ以上の出力に分割したり、入力された２つ以上の光信号を１つの出力に結合したりすることができる光学部品であり、低干渉性光源２０９の光は、当該光カップラ部２０８により最大で３つの光路に分割して伝送されうる。   The optical coupler unit is an optical component that can divide one optical signal into two or more outputs, or combine two or more input optical signals into one output, and has low interference. The light from the light source 209 can be transmitted by being divided into a maximum of three optical paths by the optical coupler unit 208.

第１のシングルモードファイバ２２８の光カップラ部２０８より先端側には、スキャナ／プルバック部１０２が設けられている。スキャナ／プルバック部１０２内には、非回転部と回転部との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント２０３が設けられている。   A scanner / pullback unit 102 is provided on the distal end side of the optical coupler unit 208 of the first single mode fiber 228. In the scanner / pullback unit 102, an optical rotary joint 203 that couples the non-rotating unit and the rotating unit and transmits light is provided.

更に、光ロータリジョイント２０３内の第４のシングルモードファイバ２３０の先端側は、光プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ２３１と、アダプタ２０２を介して着脱自在に接続されている。これにより光の送受信を繰り返すイメージングコア２０１（図１Ｂの参照番号１３０に対応する）内に挿通され回転駆動可能な第５のシングルモードファイバ２３１に、低干渉性光源２０９からの光が伝送される。   Furthermore, the distal end side of the fourth single mode fiber 230 in the optical rotary joint 203 is detachably connected to the fifth single mode fiber 231 of the optical probe unit 101 via the adapter 202. As a result, light from the low-coherence light source 209 is transmitted to the fifth single mode fiber 231 that is inserted into the imaging core 201 (corresponding to reference numeral 130 in FIG. 1B) that repeatedly transmits and receives light and that can be driven to rotate. .

第５のシングルモードファイバ２３１に伝送された光は、イメージングコア２０１の先端側から血管内の生体組織に対してラジアル走査しながら照射される。そして、生体組織の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部はイメージングコア２０１により取り込まれ、逆の光路を経て第１のシングルモードファイバ２２８側に戻り、光カップラ部２０８によりその一部が第２のシングルモードファイバ２２９側に移る。そして、第２のシングルモードファイバ２２９の一端から出射され、光検出器（例えばフォトダイオード２１０）にて受光される。   The light transmitted to the fifth single mode fiber 231 is irradiated from the distal end side of the imaging core 201 to the living tissue in the blood vessel while performing radial scanning. Then, a part of the reflected light scattered on the surface or inside of the living tissue is taken in by the imaging core 201, returns to the first single mode fiber 228 side through the reverse optical path, and a part of the reflected light is reflected by the optical coupler unit 208. 2 moves to the single mode fiber 229 side. And it is radiate | emitted from the end of the 2nd single mode fiber 229, and is received by the photodetector (for example, photodiode 210).

なお、光ロータリジョイント２０３の回転部側は回転駆動装置２０４のラジアル走査モータ２０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ２０５の回転角度は、エンコーダ部２０６により検出される。更に、スキャナ／プルバック部１０２は、直線駆動装置２０７を備え、信号処理部２１４からの指示に基づいて、イメージングコア２０１の軸方向（体腔内の末梢方向およびその反対方向）の移動（軸方向動作）を規定している。軸方向動作は、信号処理部２１４からの制御信号に基づいて、直線駆動装置２０７が光ロータリジョイント２０３を含むスキャナを移動させることにより実現される。   Note that the rotating portion side of the optical rotary joint 203 is rotationally driven by a radial scanning motor 205 of the rotational driving device 204. The rotation angle of the radial scanning motor 205 is detected by the encoder unit 206. Furthermore, the scanner / pullback unit 102 includes a linear drive device 207, and moves in the axial direction (the distal direction in the body cavity and the opposite direction) of the imaging core 201 based on an instruction from the signal processing unit 214 (axial operation). ). The axial movement is realized by the linear drive device 207 moving the scanner including the optical rotary joint 203 based on a control signal from the signal processing unit 214.

この際、光プローブ部１０１のカテーテルシースは血管内に固定されたままで、カテーテルシース内に格納されているイメージングコア２０１のみが軸方向に移動することで、血管壁を傷つけることなく軸方向動作が行われる。   At this time, the catheter sheath of the optical probe unit 101 remains fixed in the blood vessel, and only the imaging core 201 stored in the catheter sheath moves in the axial direction, so that the axial operation can be performed without damaging the blood vessel wall. Done.

一方、第２のシングルモードファイバ２２９の光カップラ部２０８より先端側（参照光路）には、参照光の光路長を変える光路長の可変機構２１６が設けてある。   On the other hand, an optical path length variable mechanism 216 for changing the optical path length of the reference light is provided on the tip side (reference optical path) of the optical coupler unit 208 of the second single mode fiber 229.

この光路長の可変機構２１６は生体組織の深さ方向（測定光の出射の方向）の検査範囲に相当する光路長を高速に変化させる第１の光路長変化手段と、光プローブ部１０１を交換して使用した場合の個々の光プローブ部１０１の長さのばらつきを吸収できるように、その長さのバラツキに相当する光路長を変化させる第２の光路長変化手段とを備えている。   This optical path length variable mechanism 216 replaces the optical probe unit 101 with first optical path length changing means that changes the optical path length corresponding to the examination range in the depth direction of the living tissue (the direction in which the measurement light is emitted) at high speed. And second optical path length changing means for changing the optical path length corresponding to the variation in length so as to be able to absorb variations in length of the individual optical probe sections 101 when used.

第２のシングルモードファイバ２２９の先端に対向して、この先端とともに１軸ステージ２２０上に取り付けられ、矢印２２３に示す方向に移動自在のコリメートレンズ２２１を介して、グレーティング２１９が配置されている。また、このグレーティング２１９（回折格子）と対応するレンズ２１８を介して微小角度回動可能なガルバノメータ２１７が第１の光路長変化手段として取り付けられている。このガルバノメータ２１７はガルバノメータコントローラ２２４により、矢印２２２方向に高速に回転される。   A grating 219 is disposed via a collimator lens 221 that is mounted on the uniaxial stage 220 together with the distal end of the second single mode fiber 229 and is movable in the direction indicated by the arrow 223. Further, a galvanometer 217 capable of turning by a minute angle is attached as a first optical path length changing means via a lens 218 corresponding to the grating 219 (diffraction grating). The galvanometer 217 is rotated at high speed in the direction of the arrow 222 by the galvanometer controller 224.

ガルバノメータ２１７はガルバノメータのミラーにより光を反射させるものであり、参照ミラーとして機能するガルバノメータに交流の駆動信号を印加することによりその可動部分に取り付けたミラーを高速に回転させるように構成されている。   The galvanometer 217 reflects light by a mirror of the galvanometer, and is configured to rotate the mirror attached to the movable part at high speed by applying an AC drive signal to the galvanometer functioning as a reference mirror.

つまり、ガルバノメータコントローラ２２４より、ガルバノメータ２１７に対して駆動信号が印加され、該駆動信号により矢印２２２方向に高速に回転することで、参照光の光路長が、生体組織の深さ方向の検査範囲に相当する光路長だけ高速に変化することとなる。この光路差の変化の一周期が一ライン分の干渉光を取得する周期となる。   That is, a drive signal is applied from the galvanometer controller 224 to the galvanometer 217, and the optical signal is rotated in the direction of the arrow 222 at a high speed by the drive signal, so that the optical path length of the reference light is within the examination range in the depth direction of the living tissue. It will change at high speed by the corresponding optical path length. One period of the change in the optical path difference is a period for acquiring interference light for one line.

一方、１軸ステージ２２０は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ部１０１の光路長のバラツキを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する第２の光路長変化手段として機能する。さらに、１軸ステージ２２０はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、光プローブ部１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージ２２０により光路長を微小変化させることにより、生体組織の表面位置からの反射光と干渉させる状態に設定することが可能となる。   On the other hand, when the optical probe unit 101 is replaced, the uniaxial stage 220 functions as a second optical path length changing unit having a variable range of the optical path length that can absorb variations in the optical path length of the optical probe unit 101. Further, the uniaxial stage 220 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the optical probe unit 101 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length is minutely changed by the uniaxial stage 220, thereby setting the state to interfere with the reflected light from the surface position of the living tissue. It becomes possible to do.

光路長の可変機構２１６で光路長が変えられた光は第２のシングルモードファイバ２２９の途中に設けた光カップラ部２０８で第１のシングルモードファイバ２２８側から得られた光と混合されて、干渉光としてフォトダイオード２１０にて受光される。   The light whose optical path length has been changed by the optical path length variable mechanism 216 is mixed with the light obtained from the first single mode fiber 228 side by the optical coupler unit 208 provided in the middle of the second single mode fiber 229. It is received by the photodiode 210 as interference light.

このようにしてフォトダイオード２１０にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２１１により増幅される。   The interference light received by the photodiode 210 in this way is photoelectrically converted and amplified by the amplifier 211.

その後、復調器２１２に入力され、復調器２１２では干渉した光の信号部分のみを抽出する復調処理を行い、その出力はＡ／Ｄ変換器２１３に入力される。   Thereafter, the signal is input to the demodulator 212, and the demodulator 212 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and the output is input to the A / D converter 213.

Ａ／Ｄ変換器２１３では、干渉光信号を例えば２００ポイント分サンプリングして１ラインのデジタルデータ（「干渉光データ」）を生成する。この場合、サンプリング周波数は、光路長の１走査の時間を２００で除した値となる。   The A / D converter 213 samples the interference light signal for 200 points, for example, and generates one line of digital data (“interference light data”). In this case, the sampling frequency is a value obtained by dividing the time of one scanning of the optical path length by 200.

Ａ／Ｄ変換器２１３で生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部２１４に入力される。信号処理部２１４では生体組織の深さ方向の干渉光データをビデオ信号に変換することにより、血管内の各位置での断面画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ２１５（図１の参照番号１１３に対応する）に出力する。   The line-by-line interference light data generated by the A / D converter 213 is input to the signal processing unit 214. The signal processing unit 214 converts the interference light data in the depth direction of the living tissue into a video signal, thereby forming a cross-sectional image at each position in the blood vessel, and the LCD monitor 215 (see FIG. 1) at a predetermined frame rate. (Corresponding to number 113).

信号処理部２１４は、更に光路長調整手段制御装置２２６と接続されている。信号処理部２１４は光路長調整手段制御装置２２６を介して１軸ステージ２２０の位置の制御を行う。また、信号処理部２１４はモータ制御回路２２５と接続され、ラジアル走査モータ２０５の回転駆動を制御する。   The signal processing unit 214 is further connected to an optical path length adjusting unit control device 226. The signal processing unit 214 controls the position of the uniaxial stage 220 via the optical path length adjusting unit controller 226. The signal processing unit 214 is connected to the motor control circuit 225 and controls the rotational drive of the radial scanning motor 205.

また、信号処理部２１４は、参照ミラー（ガルバノメータミラー）の光路長の走査を制御するガルバノメータコントローラ２２４と接続され、ガルバノメータコントローラ２２４は信号処理部２１４へ駆動信号を出力する。モータ制御回路２２５では、この駆動信号に基づいてガルバノメータコントローラ２２４と同期をとる。   The signal processing unit 214 is connected to a galvanometer controller 224 that controls scanning of the optical path length of the reference mirror (galvanometer mirror), and the galvanometer controller 224 outputs a drive signal to the signal processing unit 214. The motor control circuit 225 synchronizes with the galvanometer controller 224 based on this drive signal.

＜４．波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置の機能構成＞
次に、本実施形態にかかる画像診断装置１００のうち、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置の主たる機能構成について図３を用いて説明する。<4. Functional configuration of optical coherence tomography diagnostic device using wavelength sweep>
Next, a main functional configuration of an optical coherence tomographic image diagnostic apparatus using wavelength sweep in the diagnostic imaging apparatus 100 according to the present embodiment will be described with reference to FIG.

図３は、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。以下、図２を用いて説明した光干渉断層画像診断装置との相違点を中心に説明する。   FIG. 3 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnosis apparatus 100 using wavelength sweeping. Hereinafter, the difference from the optical coherence tomographic image diagnosis apparatus described with reference to FIG. 2 will be mainly described.

３０８は波長掃引光源であり、Ｓｗｅｐｔ Ｌａｓｅｒが用いられる。Ｓｗｅｐｔ Ｌａｓｅｒを用いた波長掃引光源３０８は、ＳＯＡ３１５（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｐｔｉｃａｌ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）とリング状に結合された光ファイバ３１６とポリゴンスキャニングフィルタ（３０８ｂ）よりなる、Ｅｘｔｅｎｄｅｄ−ｃａｖｉｔｙ Ｌａｓｅｒの一種である。   Reference numeral 308 denotes a wavelength swept light source, and a sweep laser is used. A wavelength swept light source 308 using a swept laser is a type of extended-cavity laser composed of an optical fiber 316 and a polygon scanning filter (308b) coupled in a ring shape with an SOA 315 (semiconductor optical amplifier).

ＳＯＡ３１５から出力された光は、光ファイバ３１６を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂに入り、ここで波長選択された光は、ＳＯＡ３１５で増幅され、最終的にｃｏｕｐｌｅｒ３１４から出力される。   The light output from the SOA 315 travels through the optical fiber 316 and enters the polygon scanning filter 308b. The light whose wavelength is selected here is amplified by the SOA 315 and finally output from the coupler 314.

ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂでは、光を分光する回折格子３１２とポリゴンミラー３０９との組み合わせで波長を選択する。具体的には、回折格子３１２により分光された光を２枚のレンズ（３１０、３１１）によりポリゴンミラー３０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー３０９と直交する波長の光のみが同一の光路を戻り、ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂから出力されることとなるため、ポリゴンミラー３０９を回転させることで、波長の時間掃引を行うことができる。   In the polygon scanning filter 308b, a wavelength is selected by a combination of a diffraction grating 312 for separating light and a polygon mirror 309. Specifically, the light split by the diffraction grating 312 is condensed on the surface of the polygon mirror 309 by two lenses (310, 311). As a result, only light having a wavelength orthogonal to the polygon mirror 309 returns through the same optical path and is output from the polygon scanning filter 308b. Therefore, the time sweep of the wavelength can be performed by rotating the polygon mirror 309. .

ポリゴンミラー３０９は、例えば、３２面体のミラーが使用され、回転数が５００００ｒｐｍ程度である。ポリゴンミラー３０９と回折格子３１２とを組み合わせたユニークな波長掃引方式により、高速、高出力の波長掃引が可能である。   As the polygon mirror 309, for example, a 32-hedron mirror is used, and the rotation speed is about 50000 rpm. High speed and high output wavelength sweeping is possible by a unique wavelength sweeping method combining the polygon mirror 309 and the diffraction grating 312.

Ｃｏｕｐｌｅｒ３１４から出力された波長掃引光源３０８の光は、第１のシングルモードファイバ３３０の一端に入射され、先端側に伝送される。第１のシングルモードファイバ３３０は、途中の光カップラ部３３４で第２のシングルモードファイバ３３７及び第３のシングルモードファイバ３３１と光学的に結合されている。従って、第１のシングルモードファイバ３３０に入射された光は、この光カップラ部３３４により最大で３つの光路に分割されて伝送される。   The light of the wavelength swept light source 308 output from the coupler 314 is incident on one end of the first single mode fiber 330 and transmitted to the distal end side. The first single mode fiber 330 is optically coupled to the second single mode fiber 337 and the third single mode fiber 331 at an intermediate optical coupler unit 334. Accordingly, the light incident on the first single mode fiber 330 is divided into a maximum of three optical paths by the optical coupler unit 334 and transmitted.

第１のシングルモードファイバ３３０の光カップラ部３３４より先端側には、非回転部と回転部との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント３０３が設けられている。   An optical rotary joint 303 that couples the non-rotating part and the rotating part and transmits light is provided on the distal end side of the optical coupler part 334 of the first single mode fiber 330.

更に、光ロータリジョイント３０３内の第４のシングルモードファイバ３３５の先端側は、光プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ３３６とアダプタ３０２を介して着脱自在に接続されている。これによりイメージングコア３０１（図１Ｂの参照番号１３０に対応する）内に挿通され回転駆動可能な第５のシングルモードファイバ３３６に、波長掃引光源３０８からの光が伝送される。   Further, the distal end side of the fourth single mode fiber 335 in the optical rotary joint 303 is detachably connected to the fifth single mode fiber 336 of the optical probe unit 101 via the adapter 302. As a result, light from the wavelength swept light source 308 is transmitted to the fifth single mode fiber 336 that is inserted into the imaging core 301 (corresponding to reference numeral 130 in FIG. 1B) and can be driven to rotate.

伝送された光は、イメージングコア３０１の先端側から体腔内の生体組織に対してラジアル走査しながら照射される。そして、生体組織の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部がイメージングコア３０１により取り込まれ、逆の光路を経て第１のシングルモードファイバ３３０側に戻る。さらに、光カップラ部３３４によりその一部が第２のシングルモードファイバ３３７側に移り、第２のシングルモードファイバ３３７の一端から出射され、光検出器（例えばフォトダイオード３１９）にて受光される。   The transmitted light is irradiated from the distal end side of the imaging core 301 to the living tissue in the body cavity while performing radial scanning. A part of the reflected light scattered on the surface or inside of the living tissue is taken in by the imaging core 301 and returns to the first single mode fiber 330 side through the reverse optical path. Further, a part of the optical coupler unit 334 moves to the second single mode fiber 337 side, is emitted from one end of the second single mode fiber 337, and is received by a photodetector (eg, a photodiode 319).

なお、光ロータリジョイント３０３の回転部側は回転駆動装置３０４のラジアル走査モータ３０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ３０５の回転角度は、エンコーダ部３０６により検出される。更に、スキャナ／プルバック部１０２は、直線駆動装置３０７を備え、信号処理部３２３からの指示に基づいて、イメージングコア３０１の軸方向動作を規定している。   Note that the rotating portion side of the optical rotary joint 303 is rotationally driven by a radial scanning motor 305 of a rotational driving device 304. Further, the rotation angle of the radial scanning motor 305 is detected by the encoder unit 306. Further, the scanner / pullback unit 102 includes a linear drive device 307 and regulates the axial operation of the imaging core 301 based on an instruction from the signal processing unit 323.

一方、第２のシングルモードファイバ３３７の光カップラ部３３４より先端側には、参照光の光路長を微調整する光路長の可変機構３２５が設けられている。   On the other hand, an optical path length variable mechanism 325 for finely adjusting the optical path length of the reference light is provided on the tip side of the optical coupler section 334 of the second single mode fiber 337.

この光路長の可変機構３２５は光プローブ部１０１を交換して使用した場合の個々の光プローブ部１０１の長さのばらつきを吸収できるように、その長さのばらつきに相当する光路長を変化させる光路長変化手段を備えている。   The optical path length variable mechanism 325 changes the optical path length corresponding to the variation in length so that the variation in length of each optical probe unit 101 when the optical probe unit 101 is replaced and used can be absorbed. Optical path length changing means is provided.

第３のシングルモードファイバ３３１およびコリメートレンズ３２６は、その光軸方向に矢印３３３で示すように移動自在な１軸ステージ３３２上に設けられており、光路長変化手段を形成している。   The third single mode fiber 331 and the collimating lens 326 are provided on a uniaxial stage 332 that is movable as indicated by an arrow 333 in the optical axis direction, and form optical path length changing means.

具体的には、１軸ステージ３３２は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ部１０１の光路長のばらつきを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する光路長変化手段として機能する。さらに、１軸ステージ３３２はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、光プローブ部１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージにより光路長を微小変化させることにより、生体組織の表面位置からの反射光と干渉させる状態に設定することが可能となる。   Specifically, when the optical probe unit 101 is replaced, the uniaxial stage 332 functions as an optical path length changing unit having a variable range of optical path length that can absorb variations in the optical path length of the optical probe unit 101. Further, the uniaxial stage 332 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the optical probe unit 101 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length is minutely changed by the uniaxial stage, thereby setting the state to interfere with the reflected light from the surface position of the living tissue. It becomes possible.

光路長の可変機構３２５で光路長が微調整された光は第３のシングルモードファイバ３３１の途中に設けた光カップラ部３３４で第１のシングルモードファイバ３３０側から得られた光と混合されて、フォトダイオード３１９にて受光される。   The light whose optical path length is finely adjusted by the optical path length variable mechanism 325 is mixed with the light obtained from the first single mode fiber 330 side by the optical coupler unit 334 provided in the middle of the third single mode fiber 331. The light is received by the photodiode 319.

このようにしてフォトダイオード３１９にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ３２０により増幅された後、復調器３２１に入力される。この復調器３２１では干渉した光の信号部分のみを抽出する復調処理を行い、その出力は干渉光信号としてＡ／Ｄ変換器３２２に入力される。   The interference light received by the photodiode 319 in this way is photoelectrically converted, amplified by the amplifier 320, and then input to the demodulator 321. The demodulator 321 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and its output is input to the A / D converter 322 as an interference light signal.

Ａ／Ｄ変換器３２２では、干渉光信号を例えば１８０ＭＨｚで２０４８ポイント分サンプリングして、１ラインのデジタルデータ（干渉光データ）を生成する。なお、サンプリング周波数を１８０ＭＨｚとしたのは、波長掃引の繰り返し周波数を４０ｋＨｚにした場合に、波長掃引の周期（１２．５μｓｅｃ）の９０％程度を２０４８点のデジタルデータとして抽出することを前提としたものであり、特にこれに限定されるものではない。   The A / D converter 322 samples the interference light signal for 2048 points at 180 MHz, for example, and generates one line of digital data (interference light data). The sampling frequency of 180 MHz is based on the assumption that about 90% of the wavelength sweep cycle (12.5 μsec) is extracted as 2048 digital data when the wavelength sweep repetition frequency is 40 kHz. However, the present invention is not limited to this.

Ａ／Ｄ変換器３２２にて生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部３２３に入力される。測定モードの場合、信号処理部３２３では干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）により周波数分解して深さ方向のデータを生成し、これを座標変換することにより、血管内の各位置での断面画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ３１７（図１の参照番号１１３に対応する）に出力する。   The line-by-line interference light data generated by the A / D converter 322 is input to the signal processing unit 323. In the measurement mode, the signal processing unit 323 generates a depth direction data by frequency-resolving the interference light data by FFT (Fast Fourier Transform), and converts the cross-section at each position in the blood vessel. An image is formed and output to an LCD monitor 317 (corresponding to reference numeral 113 in FIG. 1) at a predetermined frame rate.

信号処理部３２３は、更に光路長調整手段制御装置３１８と接続されている。信号処理部３２３は光路長調整手段制御装置３１８を介して１軸ステージ３３２の位置の制御を行う。また、信号処理部３２３はモータ制御回路３２４と接続され、モータ制御回路３２４のビデオ同期信号を受信する。信号処理部３２３では、受信したビデオ同期信号に同期して断面画像の形成を行う。   The signal processing unit 323 is further connected to an optical path length adjusting unit control device 318. The signal processing unit 323 controls the position of the uniaxial stage 332 via the optical path length adjusting unit control device 318. The signal processing unit 323 is connected to the motor control circuit 324 and receives a video synchronization signal from the motor control circuit 324. The signal processing unit 323 forms a cross-sectional image in synchronization with the received video synchronization signal.

また、このモータ制御回路３２４のビデオ同期信号は、回転駆動装置３０４にも送られ、回転駆動装置３０４はビデオ同期信号に同期した駆動信号を出力する。   The video synchronization signal of the motor control circuit 324 is also sent to the rotation drive device 304, and the rotation drive device 304 outputs a drive signal synchronized with the video synchronization signal.

＜５．信号処理部２１４、３２３の詳細構成＞
次に、図４を用いて、画像診断装置１００の信号処理部２１４、３２３における処理の概要について説明する。図４は、信号処理部２１４、３２３の詳細構成ならびに関連する機能ブロックを示した図である。<5. Detailed Configuration of Signal Processing Units 214 and 323>
Next, an outline of processing in the signal processing units 214 and 323 of the diagnostic imaging apparatus 100 will be described with reference to FIG. FIG. 4 is a diagram illustrating a detailed configuration of the signal processing units 214 and 323 and related functional blocks.

Ａ／Ｄ変換器２１３、３２２で生成された干渉光データは、ラインメモリ部４０１において、モータ制御回路２２５、３２４から出力されるラジアル走査モータ２０５または３０５のエンコーダ部２０６または３０６の信号を用いてラジアル走査モータ１回転あたりのライン数が５１２本となるように処理された後、後段のラインデータ生成部４０２に出力される。   The interference light data generated by the A / D converters 213 and 322 is output from the encoder 206 or 306 of the radial scanning motor 205 or 305 output from the motor control circuit 225 or 324 in the line memory unit 401. After being processed so that the number of lines per rotation of the radial scanning motor is 512, it is output to the subsequent line data generation unit 402.

ラインデータ生成部４０２では、干渉光データに対してライン加算平均処理、フィルタ処理、対数変換処理等を施し、生体組織の深さ方向の干渉光強度データを生成することで、ラインデータを生成した後、該生成したラインデータを後段の信号後処理部４０３に出力する。信号後処理部４０３では、ラインデータに対してコントラスト調整、輝度調整、ガンマ補正、フレーム相関、シャープネス処理等を行い、画像構築部（ＤＳＣ）４０４に出力する。   The line data generation unit 402 generates line data by performing line addition averaging processing, filtering processing, logarithmic conversion processing, and the like on the interference light data, and generating interference light intensity data in the depth direction of the living tissue. Thereafter, the generated line data is output to the signal post-processing unit 403 at the subsequent stage. The signal post-processing unit 403 performs contrast adjustment, luminance adjustment, gamma correction, frame correlation, sharpness processing, and the like on the line data, and outputs the result to the image construction unit (DSC) 404.

画像構築部４０４では、極座標のラインデータ列をＲθ変換するこで断面画像を生成した後、ビデオ信号に変換し、該断面画像をＬＣＤモニタ２１５または３１７に表示する。なお、本実施形態では一例として、５１２ラインから断面画像を生成することとしているが、このライン数に限定されるものではない。   The image construction unit 404 generates a cross-sectional image by performing Rθ conversion on the polar coordinate line data string, converts it to a video signal, and displays the cross-sectional image on the LCD monitor 215 or 317. In the present embodiment, a cross-sectional image is generated from 512 lines as an example, but the number of lines is not limited to this.

判定領域設定部４０６は、操作パネル１１２を介してユーザにより指定された判定領域（ＲＯＩ）に対応する断面画像上の領域を動作開始判定部４０５に設定する。   The determination area setting unit 406 sets an area on the cross-sectional image corresponding to the determination area (ROI) designated by the user via the operation panel 112 in the operation start determination unit 405.

動作開始判定部４０５では、画像構築部４０４により生成された断面画像のうち、判定領域設定部４０６において設定された領域により特定される画像データの輝度値に基づいて、所定の動作を開始するか否かを判定するための評価値を算出する。動作開始判定部４０５では、算出した評価値が所定の条件を満たした場合に、所定の動作（画像構築部４０４において生成された断面画像の制御部４０７内のメモリ４０８への保存動作）の開始指示を制御部４０７に対して行う。   The operation start determination unit 405 determines whether to start a predetermined operation based on the luminance value of the image data specified by the region set by the determination region setting unit 406 among the cross-sectional images generated by the image construction unit 404. An evaluation value for determining whether or not is calculated. In the operation start determination unit 405, when the calculated evaluation value satisfies a predetermined condition, a predetermined operation (operation for storing the cross-sectional image generated in the image construction unit 404 in the memory 408 in the control unit 407) is started. An instruction is given to the control unit 407.

制御部４０７では、各部の動作を制御するとともに、動作開始判定部４０５からの開始指示に基づいて、画像構築部４０４にて生成された断面画像をメモリ４０８に保存する。   The control unit 407 controls the operation of each unit and stores the cross-sectional image generated by the image construction unit 404 in the memory 408 based on the start instruction from the operation start determination unit 405.

このように構成することによって血管内の血液の除去の程度が円周方向で均一でない場合や、測定光の出射方向に光プローブ部１０１の挿入に用いるガイドワイヤが存在する場合、あるいは測定光の送受信部と血管壁が密着しており光プローブ部１０１と血管壁の間に血液がほとんど存在しない場合であっても血管内の血液の除去が完了したか否かの判断を、高い精度で行うことが可能となる。   With this configuration, when the degree of blood removal in the blood vessel is not uniform in the circumferential direction, when there is a guide wire used for insertion of the optical probe unit 101 in the emission direction of the measurement light, or when the measurement light is Even if there is almost no blood between the optical probe unit 101 and the blood vessel wall, the transmitter / receiver and the blood vessel wall are in close contact with each other, and it is determined with high accuracy whether or not the blood in the blood vessel has been removed. It becomes possible.

なお、図４に示す信号処理部２１４、３２３では、動作開始判定部４０５及び判定領域設定部４０６を制御部４０７と異なる機能ブロックとして示しているが、制御部４０７の一機能としてソフトウェアにより実現するように構成してもよいことは言うまでもない。   In the signal processing units 214 and 323 illustrated in FIG. 4, the operation start determination unit 405 and the determination region setting unit 406 are illustrated as different functional blocks from the control unit 407, but are realized by software as one function of the control unit 407. Needless to say, it may be configured as described above.

＜６．断面画像の一例＞
図５は、イメージングコア２０１または３０１が軸方向動作を停止させかつ回転走査させている状態において、画像構築部４０４により生成された断面画像の一例を示す図である。図５において、５０１はイメージングコア２０１または３０１のハウジング１３１またはカテーテルシース１２１であり、５０２は血管の内壁を、また５０３は光プローブ部１０１の挿入に用いるガイドワイヤをそれぞれ示している。<6. Example of cross-sectional image>
FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a cross-sectional image generated by the image construction unit 404 in a state where the imaging core 201 or 301 stops the axial movement and is rotationally scanned. In FIG. 5, reference numeral 501 denotes the housing 131 or catheter sheath 121 of the imaging core 201 or 301, 502 denotes the inner wall of the blood vessel, and 503 denotes a guide wire used for insertion of the optical probe unit 101.

本実施形態にかかる画像診断装置では、操作パネル１１２を介して、血管の内壁５０２より内側の領域であって、光プローブ部１０１の領域５０１を除く領域を判定領域（ＲＯＩ）として指定し、該指定した判定領域（ＲＯＩ）に対応する断面画像上の画像データの輝度値に基づいて、断面画像の制御部４０７内のメモリ４０８への保存動作を開始するか否かを判定する。   In the diagnostic imaging apparatus according to the present embodiment, a region inside the inner wall 502 of the blood vessel and excluding the region 501 of the optical probe unit 101 is designated as a determination region (ROI) via the operation panel 112, Based on the luminance value of the image data on the cross-sectional image corresponding to the specified determination region (ROI), it is determined whether or not to start the operation of saving the cross-sectional image in the memory 408 in the control unit 407.

＜７．指定される判定領域の一例＞
図６は、操作パネル１１２を介して指定される判定領域の一例を示す図である。図６において５０２は血管の内壁であり、５０１は光プローブのハウジングである。また、斜線で示す領域は、判定領域（ＲＯＩ）を示している。<7. Example of specified judgment area>
FIG. 6 is a diagram illustrating an example of a determination area specified via the operation panel 112. In FIG. 6, reference numeral 502 denotes an inner wall of a blood vessel, and reference numeral 501 denotes an optical probe housing. A region indicated by hatching indicates a determination region (ROI).

図６の６Ａは、光プローブ部１０１の領域５０１を除く血管内の断面画像全体を判定領域として指定した様子を示している。   6A shows a state in which the entire cross-sectional image in the blood vessel excluding the region 501 of the optical probe unit 101 is designated as the determination region.

図６の６Ｂは、光プローブ部１０１の領域５０１を除く血管内の断面画像のうち、円周方向における所定の角度分を判定領域として指定した様子を示している。   6B shows a state in which a predetermined angle in the circumferential direction is designated as the determination region in the cross-sectional image in the blood vessel excluding the region 501 of the optical probe unit 101.

図６の６Ｃは、光プローブ部１０１の領域５０１を除く血管内の断面画像のうち、所定の円形領域を判定領域として指定した様子を示しており、図６の６Ｄは、光プローブ部１０１の領域５０１を除く血管内の断面画像のうち、所定の矩形領域を判定領域として指定した様子を示している。   6C shows a state in which a predetermined circular region is designated as a determination region in the cross-sectional image in the blood vessel excluding the region 501 of the optical probe unit 101, and 6D in FIG. A state in which a predetermined rectangular area is designated as a determination area among the cross-sectional images in the blood vessel excluding the area 501 is shown.

図６の６Ｅは、光プローブ部１０１の領域５０１を除く血管内の断面画像のうち、所定の矩形領域を判定領域として、複数指定した様子を示している。   6E of FIG. 6 shows a state in which a plurality of predetermined rectangular areas are designated as determination areas among cross-sectional images in the blood vessel excluding the area 501 of the optical probe unit 101.

図６の６Ｆは血管内の断層画像のうち、光プローブ部１０１の領域５０１及び光プローブ部１０１の領域５０１周辺の所定の円形領域を判定領域として指定した様子を示している。   6F shows a state in which the region 501 of the optical probe unit 101 and a predetermined circular region around the region 501 of the optical probe unit 101 are designated as determination regions in the tomographic image in the blood vessel.

図６の６Ｇは血管内の断層画像のうち、光プローブ部１０１の領域５０１を除く血管内の断層画像のうち、光プローブ部１０１の領域５０１周辺の所定の円形領域を判定領域として指定した様子を示している。   6G in FIG. 6 shows that a predetermined circular region around the region 501 of the optical probe unit 101 is designated as the determination region in the tomographic image in the blood vessel excluding the region 501 of the optical probe unit 101 in the tomographic image in the blood vessel. Is shown.

いずれの場合も、判定領域に対応する画像データの輝度値に基づいて、動作開始判定部４０５における動作開始判定処理に用いられる評価値が算出される。   In any case, an evaluation value used for the operation start determination process in the operation start determination unit 405 is calculated based on the luminance value of the image data corresponding to the determination region.

なお、算出される評価値としては、判定領域に対応する画像データの輝度値の総和を用いるものとする。ただし、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、評価値として、判定領域に対応する画像データの輝度値の平均値を用いるように構成してもよい。   As the calculated evaluation value, the sum of the luminance values of the image data corresponding to the determination area is used. However, the present invention is not limited to this. For example, an average value of luminance values of image data corresponding to the determination region may be used as the evaluation value.

あるいは、判定領域に対応する画像データの輝度値の分布の標準偏差を評価値として用いるように構成してもよい。   Alternatively, the standard deviation of the luminance value distribution of the image data corresponding to the determination area may be used as the evaluation value.

また、操作パネル１１２を介してユーザにより指定された判定領域（ＲＯＩ）に対応する断面画像上の領域を動作開始判定部４０５に設定する判定領域設定部４０６を有する構成とするのではなく、動作開始判定部で使用する判定領域（ＲＯＩ）を予め設定しておき、動作開始判定に用いる構成としてもよいことは言うまでもない。   Also, instead of having a determination area setting unit 406 for setting an area on the cross-sectional image corresponding to the determination area (ROI) designated by the user via the operation panel 112 in the operation start determination unit 405, the operation is not performed. It goes without saying that a determination region (ROI) used in the start determination unit may be set in advance and used for operation start determination.

＜８．動作開始判定部及び判定領域設定部における動作開始判定処理の流れ＞
次に、動作開始判定部４０５及び判定領域設定部４０６における動作開始判定処理の流れについて説明する。図７は、動作開始判定部４０５及び判定領域設定部４０６における動作開始判定処理の流れを示すフローチャートである。なお、図７に示すフローチャートは、血管内においてイメージングコア１３０の軸方向動作が停止し、回転走査が行われている状態において実行される。<8. Flow of operation start determination process in operation start determination unit and determination area setting unit>
Next, the flow of the operation start determination process in the operation start determination unit 405 and the determination area setting unit 406 will be described. FIG. 7 is a flowchart showing the flow of the operation start determination process in the operation start determination unit 405 and the determination region setting unit 406. Note that the flowchart shown in FIG. 7 is executed in a state where the axial movement of the imaging core 130 is stopped in the blood vessel and rotational scanning is performed.

ステップＳ７０１では、判定領域設定部４０６が操作パネル１１２を介して指定された判定領域を識別し、評価値の算出に用いられる断面画像上の領域を動作開始判定部４０５に設定する。ステップＳ７０２では、動作開始判定部４０５が画像構築部４０４において生成された断面画像を取得する。   In step S <b> 701, the determination region setting unit 406 identifies the determination region designated via the operation panel 112, and sets the region on the cross-sectional image used for calculation of the evaluation value in the operation start determination unit 405. In step S <b> 702, the operation start determination unit 405 acquires the cross-sectional image generated by the image construction unit 404.

ステップＳ７０３では、ステップＳ７０２において取得された断面画像のうち、ステップＳ７０１において設定された領域により特定される画像データの輝度値を用いて、評価値を算出する。   In step S703, an evaluation value is calculated using the luminance value of the image data specified by the region set in step S701 among the cross-sectional images acquired in step S702.

ステップＳ７０４では、ステップＳ７０３において算出された評価値が、所定の閾値以下であるか否かを判定する。なお、このとき用いられる閾値は、予め定められた固定値を用いるようにする。   In step S704, it is determined whether or not the evaluation value calculated in step S703 is equal to or less than a predetermined threshold value. Note that a predetermined fixed value is used as the threshold used at this time.

ただし、本発明はこれに限定されず、例えば、フラッシュ前の状態の断面画像を予め取得しておき、当該フラッシュ前の状態の断面画像の判定領域に対応する断面画像上の画像データの輝度値を用いて算出した評価値に所定係数を積算することで得られた値を、閾値として用いるようにしてもよい。   However, the present invention is not limited to this. For example, a cross-sectional image before the flash is acquired in advance, and the brightness value of the image data on the cross-sectional image corresponding to the determination region of the cross-sectional image before the flash You may make it use the value obtained by integrating | accumulating a predetermined coefficient to the evaluation value calculated using this as a threshold value.

ステップＳ７０４において評価値が閾値以下であると判定されなかった場合には、血管内に血液が残っていると判断し、ステップＳ７０２に戻り、次の断面画像を取得することで同様の処理を繰り返す。一方、ステップＳ７０４において、評価値が閾値以下であると判定された場合には、血管内に血液が残っていないと判断し、ステップＳ７０５に進む。   If it is not determined in step S704 that the evaluation value is equal to or less than the threshold value, it is determined that blood remains in the blood vessel, the process returns to step S702, and the same process is repeated by acquiring the next cross-sectional image. . On the other hand, if it is determined in step S704 that the evaluation value is equal to or less than the threshold value, it is determined that no blood remains in the blood vessel, and the process proceeds to step S705.

ステップＳ７０５では、制御部４０７に対して動作開始指示を行う。制御部４０７では、動作開始指示を受信すると、画像構築部４０４において生成された断面画像のメモリへの保存動作を開始する。これにより、診断に用いられる断面画像が取得されることとなる。   In step S705, an operation start instruction is issued to the control unit 407. When the control unit 407 receives the operation start instruction, the control unit 407 starts an operation of storing the cross-sectional image generated by the image construction unit 404 in the memory. Thereby, a cross-sectional image used for diagnosis is acquired.

以上の説明から明らかなように、本実施形態にかかる画像診断装置では、生成された断面画像の所定の判定領域に対応する画像データの輝度値に基づいて、血液の有無を判断し、血液が残っていないと判断された場合に、生成された断面画像のメモリへの保存動作を開始する構成とした。   As is clear from the above description, in the diagnostic imaging apparatus according to the present embodiment, the presence or absence of blood is determined based on the luminance value of the image data corresponding to the predetermined determination region of the generated cross-sectional image. When it is determined that there is no remaining image, the storage operation of the generated cross-sectional image in the memory is started.

この結果、プルバック開始時に、ユーザが断面画像の保存操作をする必要がなくなり、ユーザの作業負荷を軽減させることが可能となった。   As a result, it is not necessary for the user to perform a cross-sectional image saving operation at the start of pullback, and the user's workload can be reduced.

また、断面画像に基づいて血液の有無を判断するため、断面画像の画質劣化及び誤診断の原因を排除することが可能となった。   Further, since the presence or absence of blood is determined based on the cross-sectional image, it is possible to eliminate the cause of image quality deterioration and misdiagnosis of the cross-sectional image.

更に、血液が残っていないと判断された状態での断面画像のみを診断に用いられる断面画像としてメモリに保存する構成としているため、制御部内のメモリ容量を抑えることができるという付帯的効果も奏することとなる。   Furthermore, since only the cross-sectional image in a state where it is determined that no blood remains is stored in the memory as a cross-sectional image used for diagnosis, there is also an additional effect that the memory capacity in the control unit can be reduced. It will be.

［第２の実施形態］
上記第１の実施形態では、画像構築部（ＤＳＣ）４０４において生成された断面画像上の画像データに基づいて、動作開始判定を行う構成としたが、本発明はこれに限定されない。[Second Embodiment]
In the first embodiment, the operation start determination is performed based on the image data on the cross-sectional image generated by the image construction unit (DSC) 404, but the present invention is not limited to this.

例えば、画像構築部（ＤＳＣ）４０４において断面画像を生成するためにＲθ変換する前のラインデータに基づいて、動作開始判定を行うように構成してもよい。   For example, the image construction unit (DSC) 404 may be configured to perform the operation start determination based on line data before Rθ conversion in order to generate a cross-sectional image.

＜１．信号処理部２１４、３２３の詳細構成＞
図８は、本発明の第２の実施形態にかかる画像診断装置１００（光干渉断層画像診断装置または波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置）の信号処理部２１４、３２３の詳細構成を示す図である。<1. Detailed Configuration of Signal Processing Units 214 and 323>
FIG. 8 is a diagram showing a detailed configuration of the signal processing units 214 and 323 of the image diagnostic apparatus 100 (optical coherence tomographic image diagnostic apparatus or optical coherence tomographic image diagnostic apparatus using wavelength sweep) according to the second embodiment of the present invention. It is.

図４との違いは、動作開始判定部８０５が信号後処理部４０３からの出力に基づいて動作するように構成されている点である。   The difference from FIG. 4 is that the operation start determination unit 805 is configured to operate based on the output from the signal post-processing unit 403.

なお、判定領域設定部８０６は、操作パネル１１２を介してユーザにより指定された判定領域（ＲＯＩ）に対応するラインデータ上の範囲を動作開始判定部８０５に設定する。   Note that the determination region setting unit 806 sets a range on the line data corresponding to the determination region (ROI) designated by the user via the operation panel 112 in the operation start determination unit 805.

動作開始判定部８０５では、Ｒθ変換前のラインデータのうち、判定領域設定部８０６において設定された範囲により特定されるラインデータの信号値の総和または平均値に基づいて、評価値を算出し、該算出した評価値に基づいて制御部４０７に対して動作開始指示を行う。   The operation start determination unit 805 calculates an evaluation value based on the sum or average value of the signal values of the line data specified by the range set in the determination region setting unit 806 among the line data before Rθ conversion, An operation start instruction is issued to the control unit 407 based on the calculated evaluation value.

なお、図８に示す信号処理部２１４、３２３では、動作開始判定部８０５及び判定領域設定部８０６を制御部４０７と異なる機能ブロックとして示しているが、制御部４０７の一機能としてソフトウェアにより実現するように構成してもよいことは言うまでもない。   In the signal processing units 214 and 323 illustrated in FIG. 8, the operation start determination unit 805 and the determination region setting unit 806 are illustrated as different functional blocks from the control unit 407, but are realized by software as one function of the control unit 407. Needless to say, it may be configured as described above.

＜２．動作開始判定部及び判定領域設定部における動作開始判定処理の流れ＞
図９は、動作開始判定部８０５及び判定領域設定部８０６における動作開始判定処理の流れを示すフローチャートである。なお、図９に示すフローチャートは、血管内においてイメージングコア１３０の軸方向動作が停止し、回転走査が行われている状態において実行される。<2. Flow of operation start determination process in operation start determination unit and determination area setting unit>
FIG. 9 is a flowchart showing the flow of operation start determination processing in the operation start determination unit 805 and the determination area setting unit 806. Note that the flowchart shown in FIG. 9 is executed in a state where the axial movement of the imaging core 130 is stopped in the blood vessel and rotational scanning is performed.

ステップＳ９０１では、判定領域設定部８０６が操作パネル１１２を介して指定された判定領域を識別し、評価値の算出に用いられるラインデータ上の範囲を動作開始判定部８０５に設定する。ステップＳ９０２では、動作開始判定部８０５が信号後処理部４０３において生成されたラインデータを取得する。   In step S901, the determination area setting unit 806 identifies the determination area designated via the operation panel 112, and sets the range on the line data used for calculating the evaluation value in the operation start determination unit 805. In step S902, the operation start determination unit 805 acquires line data generated by the signal post-processing unit 403.

ステップＳ９０３では、ステップＳ９０２において取得されたラインデータのうち、ステップＳ９０１において設定された範囲により特定されるラインデータの信号値を用いて、評価値を算出する。   In step S903, an evaluation value is calculated using the signal value of the line data specified by the range set in step S901 among the line data acquired in step S902.

ステップＳ９０４では、ステップＳ９０３において算出された評価値が、所定の閾値以下であるか否かを判定する。なお、このとき用いられる閾値は、予め定められた固定値を用いるようにする。   In step S904, it is determined whether or not the evaluation value calculated in step S903 is equal to or less than a predetermined threshold value. Note that a predetermined fixed value is used as the threshold used at this time.

ただし、本発明はこれに限定されず、例えば、フラッシュ前の状態のラインデータを予め取得しておき、当該フラッシュ前の状態のラインデータのうち判定領域に対応するラインデータの信号値を用いて算出した評価値に所定係数を積算することで得られた値を、閾値として用いるようにしてもよい。   However, the present invention is not limited to this. For example, line data in a state before the flash is acquired in advance, and signal values of the line data corresponding to the determination area among the line data in the state before the flash are used. A value obtained by adding a predetermined coefficient to the calculated evaluation value may be used as the threshold value.

ステップＳ９０４において評価値が閾値以下であると判定されなかった場合には、血管内に血液が残っていると判断し、ステップＳ９０２に戻り、次のラインデータを取得することで同様の処理を繰り返す。一方、ステップＳ９０４において、評価値が閾値以下であると判定された場合には、血管内に血液が残っていないと判断し、ステップＳ９０５に進む。   If it is not determined in step S904 that the evaluation value is equal to or less than the threshold value, it is determined that blood remains in the blood vessel, the process returns to step S902, and the same processing is repeated by acquiring the next line data. . On the other hand, if it is determined in step S904 that the evaluation value is equal to or less than the threshold value, it is determined that no blood remains in the blood vessel, and the process proceeds to step S905.

ステップＳ９０５では、制御部４０７に対して動作開始指示を行う。制御部４０７では、動作開始指示を受信すると、画像構築部４０４において生成された断面画像のメモリへの保存動作を開始する。これにより、診断に用いられる断面画像が取得されることとなる。   In step S905, an operation start instruction is issued to the control unit 407. When the control unit 407 receives the operation start instruction, the control unit 407 starts an operation of storing the cross-sectional image generated by the image construction unit 404 in the memory. Thereby, a cross-sectional image used for diagnosis is acquired.

以上の説明から明らかなように、本実施形態にかかる画像診断装置では、生成されたラインデータのうち判定領域に対応するラインデータの信号値に基づいて、血液の有無を判断し、血液が残っていないと判断された場合に、生成された断面画像のメモリへの保存動作を開始する構成とした。   As is clear from the above description, in the diagnostic imaging apparatus according to the present embodiment, the presence or absence of blood is determined based on the signal value of the line data corresponding to the determination region in the generated line data, and blood remains. When it is determined that the cross-sectional image is not stored, the storage operation of the generated cross-sectional image in the memory is started.

この結果、プルバック開始時に、ユーザが断面画像の保存操作をする必要がなくなり、ユーザの作業負荷を軽減させることが可能となった。   As a result, it is not necessary for the user to perform a cross-sectional image saving operation at the start of pullback, and the user's workload can be reduced.

また、断面画像に基づいて血液の有無を判断するため、断面画像の画質劣化及び誤診断の原因を排除することが可能となった。   Further, since the presence or absence of blood is determined based on the cross-sectional image, it is possible to eliminate the cause of image quality deterioration and misdiagnosis of the cross-sectional image.

更に、血液が残っていないと判断された状態での断面画像のみを診断に用いられる断面画像としてメモリに保存する構成となっているため、制御部内のメモリ容量を抑えることができるという付帯的効果も奏することとなる。   Furthermore, since only the cross-sectional image in a state where it is determined that no blood remains is stored in the memory as a cross-sectional image used for diagnosis, an additional effect is that the memory capacity in the control unit can be suppressed. Will also play.

［第３の実施形態］
上記第１の実施形態では、評価値が閾値以下となった場合に行う動作開始指示として、生成された断面画像のメモリへの保存開始指示を行う構成としたが、本発明はこれに限定されない。例えば、断面画像のメモリへの保存開始指示とともに、プルバック開始指示を行うように構成してもよい。[Third Embodiment]
In the first embodiment, the operation start instruction to be performed when the evaluation value is equal to or less than the threshold value is configured to issue an instruction to start storing the generated cross-sectional image in the memory. However, the present invention is not limited to this. . For example, a pull back start instruction may be issued together with an instruction to start storing the cross-sectional image in the memory.

メモリへの保存開始指示とともにプルバック開始指示を行う構成とすることにより、ユーザの作業負荷が更に軽減できるとともに、血管内の血液の除去が完了してからプルバックが開始されるため、より低侵襲で断面画像の抽出を行うことが可能となる。   By adopting a configuration that issues a pullback start instruction together with a storage start instruction to the memory, the user's work load can be further reduced, and pullback is started after blood removal from the blood vessel is completed. It is possible to extract a cross-sectional image.

［第４の実施形態］
上記第１の実施形態では、動作開始の判定を自動的に行う場合について説明したが、本発明はこれに限られず、動作終了の判定についても自動で行うよう構成してもよい。[Fourth Embodiment]
In the first embodiment, the case where the operation start determination is automatically performed has been described. However, the present invention is not limited to this, and the operation end determination may be automatically performed.

図１０は、動作終了判定処理の流れを示すフローチャートである。図１０の１０Ａは、画像構築部４０４において生成された断面画像に基づいて、動作終了判定を行う場合のフローチャートである。   FIG. 10 is a flowchart showing the flow of the operation end determination process. 10A in FIG. 10 is a flowchart in the case where the operation end determination is performed based on the cross-sectional image generated in the image construction unit 404.

ステップＳ１００１では、判定領域設定部４０６が操作パネル１１２を介して指定された判定領域を識別し、評価値の算出に用いられる断面画像上の領域を動作開始判定部４０５に設定する。ステップＳ１００２では、動作開始判定部４０５が画像構築部４０４において生成された断面画像を取得する。   In step S <b> 1001, the determination area setting unit 406 identifies the determination area designated via the operation panel 112, and sets an area on the cross-sectional image used for calculating the evaluation value in the operation start determination unit 405. In step S <b> 1002, the operation start determination unit 405 acquires the cross-sectional image generated by the image construction unit 404.

ステップＳ１００３では、ステップＳ１００２において取得された断面画像のうち、ステップＳ１００１において設定された領域により特定される画像データの輝度値を用いて、評価値を算出する。   In step S1003, an evaluation value is calculated using the luminance value of the image data specified by the region set in step S1001 among the cross-sectional images acquired in step S1002.

ステップＳ１００４では、ステップＳ１００３において算出された評価値が、所定の閾値より大きいか否かを判定する。なお、このとき用いられる閾値は、予め定められた固定値を用いるようにする。   In step S1004, it is determined whether the evaluation value calculated in step S1003 is larger than a predetermined threshold value. Note that a predetermined fixed value is used as the threshold used at this time.

ただし、本発明はこれに限定されず、例えば、フラッシュ前の状態の断面画像を予め取得しておき、当該フラッシュ前の状態の断面画像の判定領域に対応する断面画像上の画像データの輝度値を用いて算出した評価値に所定係数を積算することで得られた値を、閾値として用いるようにしてもよい。   However, the present invention is not limited to this. For example, a cross-sectional image before the flash is acquired in advance, and the brightness value of the image data on the cross-sectional image corresponding to the determination region of the cross-sectional image before the flash You may make it use the value obtained by integrating | accumulating a predetermined coefficient to the evaluation value calculated using this as a threshold value.

ステップＳ１００４において評価値が閾値以下であると判定された場合には、血管内に血液が流入していないと判断し、ステップＳ１００２に戻り、次の断面画像を取得することで同様の処理を繰り返す。一方、ステップＳ１００４において、評価値が閾値より大きいと判定された場合には、血管内に血液が流入してきたと判断し、ステップＳ１００５に進む。   If it is determined in step S1004 that the evaluation value is equal to or less than the threshold value, it is determined that blood has not flowed into the blood vessel, the process returns to step S1002, and the same processing is repeated by acquiring the next cross-sectional image. . On the other hand, if it is determined in step S1004 that the evaluation value is greater than the threshold value, it is determined that blood has flowed into the blood vessel, and the process proceeds to step S1005.

ステップＳ１００５では、制御部４０７に対して動作終了指示を行う。制御部４０７では、動作終了指示を受信すると、画像構築部４０４において生成された断面画像のメモリへの保存動作を終了する。   In step S1005, an operation end instruction is issued to the control unit 407. When receiving the operation end instruction, the control unit 407 ends the operation of storing the cross-sectional image generated by the image construction unit 404 in the memory.

なお、図１０の１０Ａでは、画像構築部４０４において生成された断面画像に基づいて動作終了指示を行う構成としたが、本発明はこれに限定されず、上記第２の実施形態と同様に、ラインデータに基づいて、動作終了判定を行うように構成しても良いことは言うまでもない。   In addition, in 10A of FIG. 10, although it was set as the structure which performs an operation | movement completion instruction | indication based on the cross-sectional image produced | generated in the image construction part 404, this invention is not limited to this, As with the said 2nd Embodiment, Needless to say, the operation end determination may be performed based on the line data.

図１０の１０Ｂは、動作開始判定後、一定時間経過した場合に動作終了指示を出力する場合のフローチャートである。   10B in FIG. 10 is a flowchart in the case of outputting an operation end instruction when a predetermined time has elapsed after the operation start determination.

ステップＳ１０１１では、動作開始指示の出力に基づいて、動作開始タイミングを認識する。ステップＳ１０１２では、動作開始タイミングから所定時間経過したか否かを判定する。   In step S1011, the operation start timing is recognized based on the output of the operation start instruction. In step S1012, it is determined whether a predetermined time has elapsed from the operation start timing.

ステップＳ１０１２において、動作開始タイミングから所定時間経過していないと判定された場合には、所定時間経過するまで待機する。一方、ステップＳ１０１２において、所定時間経過したと判定された場合には、ステップＳ１０１３に進む。   If it is determined in step S1012 that the predetermined time has not elapsed since the operation start timing, the process waits until the predetermined time elapses. On the other hand, if it is determined in step S1012 that the predetermined time has elapsed, the process proceeds to step S1013.

ステップＳ１０１３では、制御部４０７に対して動作終了指示を行う。制御部４０７では、動作終了指示を受信すると、画像構築部４０４において生成された断面画像のメモリへの保存動作を終了する。   In step S1013, an operation end instruction is issued to the control unit 407. When receiving the operation end instruction, the control unit 407 ends the operation of storing the cross-sectional image generated by the image construction unit 404 in the memory.

図１０の１０Ｃは、制御部４０７内のメモリ４０８に保存された断面画像のデータ量が、所定のデータ量になった場合に動作終了指示を出力する場合のフローチャートである。   10C in FIG. 10 is a flowchart for outputting an operation end instruction when the data amount of the cross-sectional image stored in the memory 408 in the control unit 407 reaches a predetermined data amount.

ステップＳ１０２１では、動作開始指示の出力に基づいて、動作開始タイミングを認識する。ステップＳ１０２２では、メモリ使用量の監視を開始する。   In step S1021, the operation start timing is recognized based on the output of the operation start instruction. In step S1022, monitoring of memory usage is started.

ステップＳ１０２３では、制御部４０７内のメモリ使用量が所定量以上になったか否かを判定する。ステップＳ１０２３において、所定量以上になっていないと判定された場合には、断面画像のメモリへの保存動作を継続する。   In step S1023, it is determined whether the memory usage in the control unit 407 has reached a predetermined amount or more. If it is determined in step S1023 that the amount is not greater than the predetermined amount, the operation of saving the cross-sectional image in the memory is continued.

一方、ステップＳ１０２３において、所定量以上になったと判定された場合には、ステップＳ１０２３に進み、制御部４０７に対して動作終了指示を行う。制御部４０７では、動作終了指示を受信すると、画像構築部４０４において生成された断面画像のメモリへの保存動作を終了する。   On the other hand, if it is determined in step S1023 that the amount is equal to or larger than the predetermined amount, the process proceeds to step S1023 to instruct the control unit 407 to end the operation. When receiving the operation end instruction, the control unit 407 ends the operation of storing the cross-sectional image generated by the image construction unit 404 in the memory.

以上の説明から明らかなように、本実施形態では、動作終了の判定についても自動的に行うように構成した。この結果、本実施形態によれば、ユーザの作業負荷を更に軽減させることが可能となった。   As is clear from the above description, the present embodiment is configured to automatically determine whether the operation has ended. As a result, according to the present embodiment, it is possible to further reduce the user's work load.

なお、上記説明では、動作終了指示として、制御部のメモリへの保存動作の終了指示を行う構成としたが、本発明はこれに限定されず、保存動作の終了指示とともに、プルバック終了指示を行うように構成してもよい。   In the above description, the operation end instruction is configured to instruct the control unit to end the storage operation in the memory. However, the present invention is not limited to this, and the save operation end instruction is issued together with the pull back end instruction. You may comprise as follows.

メモリへの保存動作の終了指示とともにプルバック終了指示を行う構成とすることにより、適切なタイミングでプルバックが終了されることとなり、より低侵襲で断面画像の抽出を行うことが可能となる。   By adopting a configuration in which a pullback end instruction is issued together with an instruction to end the storage operation in the memory, the pullback is ended at an appropriate timing, and a cross-sectional image can be extracted with less invasiveness.

本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。   The present invention is not limited to the above-described embodiment, and various changes and modifications can be made without departing from the spirit and scope of the present invention. Therefore, in order to make the scope of the present invention public, the following claims are attached.

本願は、２００９年２月１９日提出の日本国特許出願特願２００９−０３７０４０を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てを、ここに援用する。   This application claims priority on the basis of Japanese Patent Application No. 2009-037040 filed on Feb. 19, 2009, the entire contents of which are incorporated herein by reference.

Claims (14)

光の送受信を連続的に行う送受信部を有するプローブを接続し、該送受信部を回転走査させながら体腔内を軸方向に移動させることで、該送受信部より体腔内での反射光を取得し、該取得した反射光に基づいて該体腔内の軸方向における複数の断面画像を生成・表示する画像診断装置であって、
前記体腔内において軸方向の動作を停止させかつ回転走査されている状態で前記送受信部より取得された反射光に基づいて生成した断面画像データを用いて、前記体腔内の体液の有無を判定するための評価値を算出する算出手段と、
前記算出手段により算出された評価値が、所定の条件を満たした場合に、診断に用いられる断面画像の取得を開始するための開始指示を行う指示手段と
を備えることを特徴とする画像診断装置。By connecting a probe having a transmission / reception unit that continuously transmits and receives light, and moving the inside of the body cavity in the axial direction while rotating and scanning the transmission / reception unit, the reflected light in the body cavity is obtained from the transmission / reception unit, An image diagnostic apparatus that generates and displays a plurality of cross-sectional images in the axial direction in the body cavity based on the acquired reflected light,
The presence / absence of body fluid in the body cavity is determined using cross-sectional image data generated based on the reflected light acquired from the transmission / reception unit in a state where axial movement is stopped and rotationally scanned in the body cavity. Calculating means for calculating an evaluation value for
An image diagnostic apparatus comprising: an instruction unit that issues a start instruction for starting acquisition of a cross-sectional image used for diagnosis when the evaluation value calculated by the calculation unit satisfies a predetermined condition . 前記断面画像データに対して、前記体腔内の体液の有無の判定に用いられるデータを特定するための領域を指定する指定手段を更に備え、
前記算出手段は、前記指定手段により指定された領域により特定されるデータを用いて、前記評価値を算出することを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。For the cross-sectional image data, further comprising a designation means for designating an area for identifying data used for the determination of the presence or absence of body fluid in the body cavity,
The image diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the calculation unit calculates the evaluation value using data specified by an area specified by the specification unit. 前記指定手段はユーザにより指定されるインタフェースを含むことを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。   The diagnostic imaging apparatus according to claim 2, wherein the designation unit includes an interface designated by a user. 前記指定手段は前記領域を記憶したメモリを含むことを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。   The diagnostic imaging apparatus according to claim 2, wherein the designation unit includes a memory storing the area. 前記開始指示は、前記生成された断面画像のメモリへの保存動作の開始指示を含むことを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。   The image diagnosis apparatus according to claim 2, wherein the start instruction includes an instruction to start storing the generated slice image in a memory. 前記開始指示は、更に、前記体腔内における前記送受信部の軸方向の移動の開始指示を含むことを特徴とする請求項５に記載の画像診断装置。   The diagnostic imaging apparatus according to claim 5, wherein the start instruction further includes an instruction to start movement of the transmission / reception unit in the body cavity in the axial direction. 前記特定されるデータとは、前記取得した反射光に基づいて生成されたラインデータをＲθ変換することにより得られた画像データのうち、前記指定手段により指定された領域に対応する画像データであることを特徴とする請求項５または６に記載の画像診断装置。   The specified data is image data corresponding to an area specified by the specifying means among image data obtained by performing Rθ conversion on line data generated based on the acquired reflected light. The diagnostic imaging apparatus according to claim 5 or 6, characterized in that 前記特定されるデータとは、前記取得した反射光に基づいて生成されたラインデータのうち、前記指定手段により指定された領域に対応する範囲のラインデータであることを特徴とする請求項５または６に記載の画像診断装置。   6. The specified data is line data in a range corresponding to an area designated by the designation unit among line data generated based on the acquired reflected light. 6. The diagnostic imaging apparatus according to 6. 前記指定手段により指定される領域は、前記断面画像に含まれる体腔内の領域全体、該体腔内の領域の一部の領域、または該体腔内の領域の一部の領域が複数含まれる領域群、のいずれかであることを特徴とする請求項５または６に記載の画像診断装置。   The region specified by the specifying means is a region group including a whole region in the body cavity included in the cross-sectional image, a part of the region in the body cavity, or a plurality of regions in the part of the body cavity. 7. The diagnostic imaging apparatus according to claim 5, wherein the diagnostic imaging apparatus is any one of the above. 前記算出手段は、前記特定されるデータの総和、平均値、または標準偏差のいずれかを評価値として算出することを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。   The image diagnostic apparatus according to claim 2, wherein the calculation unit calculates one of a sum, an average value, and a standard deviation of the identified data as an evaluation value. 前記指示手段は、前記算出手段により算出された評価値が、予め定められた閾値に対して所定の条件を満たした場合、または、前記体腔内の体液を除去する前の状態で算出された評価値に対して所定の条件を満たした場合に、前記開始指示を行うことを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。   The instructing means is an evaluation calculated when the evaluation value calculated by the calculating means satisfies a predetermined condition with respect to a predetermined threshold value, or in a state before the body fluid in the body cavity is removed The image diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the start instruction is performed when a predetermined condition is satisfied for the value. 前記指示手段は、前記開始指示が行われた後に、前記算出手段により算出された評価値が、前記所定の条件を満たさなくなった場合、前記診断に用いられる断面画像の取得を終了するための終了指示を行うことを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。   The instruction means ends when the evaluation value calculated by the calculation means does not satisfy the predetermined condition after the start instruction is given and ends acquisition of a cross-sectional image used for the diagnosis The diagnostic imaging apparatus according to claim 1, wherein an instruction is given. 前記指示手段は、前記開始指示が行われた後に、所定の時間が経過した場合、または診断に用いられる断面画像の容量が所定量を超えた場合、該診断に用いられる断面画像の取得を終了するための終了指示を行うことを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。   When the predetermined time has elapsed after the start instruction is given, or when the capacity of the cross-sectional image used for diagnosis exceeds a predetermined amount, the instruction unit ends the acquisition of the cross-sectional image used for the diagnosis The image diagnosis apparatus according to claim 1, wherein an end instruction for performing the operation is issued. 光の送受信を連続的に行う送受信部を有するプローブを接続し、該送受信部を回転走査させながら体腔内を軸方向に移動させることで、該送受信部より体腔内での反射光を取得し、該取得した反射光に基づいて該体腔内の軸方向における複数の断面画像を生成・表示する画像診断装置における制御方法であって、
前記体腔内において軸方向の動作を停止させかつ回転走査されている状態で前記送受信部より取得された反射光に基づいて生成した断面画像データを用いて、前記体腔内の体液の有無を判定するための評価値を算出する算出工程と、
前記算出工程において算出された評価値が、所定の条件を満たした場合に、診断に用いられる断面画像の取得を開始するための開始指示を行う指示工程と
を備えることを特徴とする画像診断装置の制御方法。By connecting a probe having a transmission / reception unit that continuously transmits and receives light, and moving the inside of the body cavity in the axial direction while rotating and scanning the transmission / reception unit, the reflected light in the body cavity is obtained from the transmission / reception unit, A control method in an image diagnostic apparatus for generating and displaying a plurality of cross-sectional images in the axial direction in the body cavity based on the acquired reflected light,
The presence / absence of body fluid in the body cavity is determined using cross-sectional image data generated based on the reflected light acquired from the transmission / reception unit in a state where axial movement is stopped and rotationally scanned in the body cavity. A calculation step for calculating an evaluation value for
An image diagnostic apparatus comprising: an instruction step for giving a start instruction for starting acquisition of a cross-sectional image used for diagnosis when the evaluation value calculated in the calculation step satisfies a predetermined condition Control method.
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