JP2011156086A - 医用画像収集装置 - Google Patents

Abstract

【課題】カテーテル術における治療時間の低減や治療精度の向上を可能とする医用画像収集装置の提供。
【解決手段】前方視ＩＶＵＳプローブ１２は、超音波を送受信する。超音波走査部１３は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２を介して、空間的に一部重複する２つの３次元領域を第１走査時刻と第１走査時刻よりも遅い第２走査時刻とにおいてそれぞれ超音波で走査する。３次元超音波画像発生部１６は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２からの超音波信号に基づいて、第１時刻に関する３次元超音波画像のデータと第２時刻に関する３次元超音波画像のデータとを発生する。移動量・移動方向算出部２３は、第１走査時刻に関する３次元超音波画像のデータと第２走査時刻に関する３次元超音波画像のデータとに基づいて第１走査時刻から第２走査時刻までの前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動量と移動方向とを算出する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、カテーテル術を支援するための医用画像収集装置に関する。

インターベンション（intervention）等のカテーテル術が治療に利用されている。インターベンションは、Ｘ線診断装置を用いて行なわれている。しかし、術者は、カテーテルの進行方向にある血管の性状をＸ線画像上で視認できない場合がある。これは、治療部位が慢性完全閉塞（ＣＴＯ：chronic total occlusion）等の場合、特に顕著である。この場合、術者はカテーテルの進行方向等を把握するために試行錯誤を繰り返すため、治療時間が延びたり、治療精度の悪化を招いたりしている。また、Ｘ線診断装置を利用した場合、被検体や術者は、被爆してしまう。

一方、インターベンション等のカテーテル術のために、前方視ＩＶＵＳ（intra-vascular ultrasound system：血管内超音波システム）等の３次元超音波画像収集装置が開発されている（例えば、特許文献１参照）。

特開２００１―２３８８８５号公報

本発明の目的は、カテーテル術における治療時間の低減や治療精度の向上を可能とする医用画像収集装置を提供することにある。

本発明の第１局面に係る医用画像収集装置は、超音波を送受信する超音波プローブと、前記超音波プローブを介して、空間的に一部重複する２つの３次元領域を第１時刻と前記第１時刻よりも遅い第２時刻とにおいてそれぞれ超音波で走査する超音波走査部と、前記超音波プローブからの出力に基づいて、前記第１時刻に関する第１超音波画像のデータと前記第２時刻に関する第２超音波画像のデータとを発生する発生部と、前記第１超音波画像のデータと前記第２超音波画像のデータとに基づいて前記第１時刻から前記第２時刻までの前記超音波プローブの移動量と移動方向とを算出する算出部と、を具備する。

本発明によれば、カテーテル術における治療時間の低減や治療精度の向上を可能とする医用画像収集装置を提供することが実現する。

本発明の第１実施形態に係る医用画像収集装置の構成を示す図。 図１のカテーテルと前方視ＩＶＵＳプローブとの概略構造を示す図。 図１の移動量・移動方向算出部による移動量・移動方向の算出処理の概要を示す図。 図１の前方視ＩＶＵＳプローブと走査領域との位置関係を示す図。 図１の前方視ＩＶＵＳプローブと走査領域との位置関係を示す図。 図１の画像合成部による画像合成部処理を説明するための図。 本発明の第２実施形態に係る医用画像収集装置のネットワーク環境を示す図。 図７の医用画像収集装置の構成を示す図。 本発明の第３実施形態に係る医用画像収集装置の構成を示す図。 図９の３次元位置同定部により行なわれる基準位置の同定処理を説明するための図。 ＣＴＯ（慢性完全閉塞）における閉塞領域を示す図。 本発明の第４実施形態に係る表示部により表示される硬さ画像の表示例を示す図。

以下、図面を参照しながら本発明の実施形態に係わる医用画像収集装置を説明する。

（第１実施形態）
図１は、医用画像収集装置１の構成を示す図である。図１に示すように、医用画像収集装置１は、前方視ＩＶＵＳ１０と３次元画像処理装置２０とを有する。前方視ＩＶＵＳ１０と３次元画像処理装置２０とは、例えば、ファイバーチャネルケーブル等のケーブルを介して接続される。

前方視ＩＶＵＳ１０は、血管壁の性状を観察するための装置である。前方視ＩＶＵＳ１０は、カテーテル１１を有する。カテーテル１１の先端には、図２に示すように、前方視ＩＶＵＳ用の超音波プローブ（以下、前方視ＩＶＵＳプローブと呼ぶことにする）１２が取り付けられている。前方視ＩＶＵＳプローブ１２の直径は、例えば、約２ｍｍ程度である。前方視ＩＶＵＳプローブ１２は、術者によりカテーテル１１を介して血管内に挿入される。前方視ＩＶＵＳプローブ１２は、その前面に円周状に配列された複数の振動子を有する。振動子は、超音波走査部１３（送信部１４）からの駆動パルスを受けて超音波を送信する。送信された超音波は、音響インピーダンスの不連続面で次々に反射される。反射された超音波は、振動子に受信される。受信された超音波は、振動子により電気信号（超音波信号）に変換される。超音波信号の振幅は、超音波が反射された不連続面を挟んで隣り合う生体組織等の音響インピーダンスの差に依存する。超音波信号は、超音波走査部１３（受信部１５）に供給される。

超音波走査部１３は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２を介して血管内の３次元的な走査領域を超音波で繰り返し３次元走査する。走査領域は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の前方（例えば、６ｍｍ程度）に位置する。第１の走査時刻に関する走査領域と、第１の走査時刻よりも遅い第２の走査時刻に関する走査領域とは、空間的に一部重複する。３次元走査により超音波走査部１３からは、走査領域に関するエコー信号が出力される。より詳細には、超音波走査部１３は、送信部１４と受信部１５とを有する。送信部１４は、複数の振動子のうちの送信用の振動子（発信器）に駆動パルスを供給する。受信部１５は、複数の振動子のうちの受信用の振動子（受信器）からの超音波信号を増幅し、増幅された超音波信号をデジタル変換する。デジタル変換された超音波信号は、３次元超音波画像発生部１６に供給される。

３次元超音波画像発生部１６は、超音波走査部１３からの超音波信号に基づいて走査領域に関する３次元超音波画像のデータ（ボリュームデータ）を発生する。具体的には、３次元超音波画像発生部１６は、走査領域に関する超音波信号に前方視ＩＶＵＳのための再構成処理を施して３次元超音波画像のデータを再構成する。第１の走査時刻に関する３次元超音波画像と第２の走査時刻に関する３次元超音波画像とは、空間的に一部分重複している。発生された３次元超音波画像のデータは、インターフェース１７と３次元画像処理装置２０のインターフェース２１とを介して３次元画像処理装置２０に供給される。

３次元画像処理装置２０は、インターフェース２１、記憶部２２、移動量・移動方向算出部２３、画像合成部２４、表示画像発生部２５、表示部２６、操作部２７、及びシステム制御部２８を有する。

記憶部２２は、前方視ＩＶＵＳ１０からの３次元超音波画像のデータを走査時刻に関連付けて記憶する。また、記憶部２２は、後述する画像合成部２４により生成された合成画像のデータや、表示画像発生部２５により発生された種々の表示画像のデータを記憶する。

移動量・移動方向算出部２３は、第１走査時刻に関する３次元超音波画像と第２走査時刻に関する３次元超音波画像とに基づいて、第１走査時刻から第２走査時刻までの超音波プローブの移動量と移動方向とを算出する。移動量と移動方向との算出には、第１走査時刻に関する３次元超音波画像と第２走査時刻に関する３次元超音波画像との重複領域が利用される。

画像合成部２４は、移動量と移動方向とに基づいて第１走査時刻に関する３次元超音波画像と第２走査時刻に関する３次元超音波画像とを位置整合して合成することによって合成画像のデータ（ボリュームデータ）を発生する。

表示画像発生部２５は、合成画像のデータに基づいて２次元の表示画像（以下、表示合成画像と呼ぶことにする）のデータを発生する。例えば、表示画像発生部２５は、３次元合成画像のデータに仮想内視鏡表示処理（血管内に視点が設定され、血管の進行方向を観察するための画像）やボリュームレンダリング、ＭＰＲを施して表示合成画像のデータを発生する。また、表示画像発生部２５は、３次元超音波画像のデータに基づいて２次元の表示画像（以下、表示単体画像と呼ぶことにする）のデータを発生してもよい。

表示部２６は、種々の表示画像を表示する。また、表示部２６は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動量や移動方向を種々の表示画像上に表示する。表示部２６としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が利用可能である。

操作部２７は、術者等の操作者からの各種指令や情報入力を受け付ける。操作部２７としては、キーボードやマウス、スイッチ等が利用可能である。

システム制御部２８は、３次元画像処理装置２０の中枢として機能する。例えば、システム制御部２８は、カテーテル術の支援のための各種の処理を行なうために各部を制御する。

以下、第１実施形態に係る医用画像収集装置１の動作例を、移動量・移動方向算出処理と画像合成処理とに分けて説明する。なお、以下の動作例は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２が取り付けられたカテーテル１１を治療部位に到達させるというカテーテル術のもとで行なわれるとする。このようなカテーテル術は、図示しないＸ線診断装置によりカテーテル１１をＸ線透視しながら行われる。術者は、Ｘ線透視により生成されるＸ線透視画像を観察しながら、目的の治療部位までカテーテル１１を進める。

［移動量・移動方向算出処理］
カテーテル術中において、カテーテル１１の先端に取り付けられた前方視ＩＶＵＳプローブ１２は、血管内に挿入される。超音波走査部１３は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２を介して一定時間毎に前方の走査領域を超音波で３次元走査し、超音波信号を生成する。３次元超音波画像発生部１６は、生成された超音波操作信号に基づいて走査領域に関する３次元超音波画像のデータを発生する。発生された３次元超音波画像のデータは、リアルタイムにファイバーチャネルケーブルを介して３次元画像処理装置２０に供給される。

図３は、移動量・移動方向の算出処理の概要を示す図である。図３に示すように、走査時刻ｔにおいて前方視ＩＶＵＳプローブ１２の先端は、位置Ｐ１に位置するとする。この時、超音波走査部１３は、位置Ｐ１の前方に位置する走査領域ＳＲ１を前方視ＩＶＵＳプローブを介して走査する。典型的には、前方視ＩＶＵＳプローブ１２と走査領域ＳＲとの間隔は、６ｍｍ程度である。この状態から前方視ＩＶＵＳプローブ１２は、期間Δｔ中に術者により直進移動され、走査時刻ｔ＋Δｔにおいて位置Ｐ２に位置するとする。走査時刻ｔ＋Δｔにおいて超音波走査部１３は、位置Ｐ２の前方に位置する第２の走査領域ＳＲ２を前方視ＩＶＵＳプローブ１２を介して走査する。換言すれば、走査領域は、走査時刻ｔから走査時刻ｔ＋Δｔにかけて平行移動する。本実施形態においては、隣り合う走査時刻に関する走査領域ＳＲ１と走査領域ＳＲ２とは、移動量と移動方向との算出のため、重複領域ＳＲＯを有している。従って、術者は、少なくとも隣り合う走査領域ＳＲ１とＳＲ２とが重複領域ＳＲＯを有するように、すなわち３次元超音波画像のフレームレートを考慮して、カテーテル１１を移動させる必要がある。なお、図３において走査領域は、２次元で表現されているが、実際には３次元である。

ここで、図３の（ｂ）に示すように、走査領域ＳＲ１に関する第１の３次元超音波画像をＵ_ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）と表現し、図３の（ｃ）に示すように、走査領域ＳＲ２に関する第２の３次元超音波画像をＵ_ｔ＋Δｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）と表現する。なお各３次元超音波画像は、ＸＹＺ直交座標系により規定されており、各３次元超音波画像の座標系は独立であるとする。θ_ｘ、θ_ｙ、及びθ_ｚは、それぞれ原点を中心としたＸ軸、Ｙ軸、及びＺ軸からの回転角度である。

まず、画像Ｕ_ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）のデータが前方視ＩＶＵＳ１０から３次元画像処理装置２０に供給されると、システム制御部２８は、供給された画像Ｕ_ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）のデータを記憶部２２に記憶する。次に、システム制御部２８は、Ｕ_ｔ＋Δｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）のデータが前方視ＩＶＵＳから３次元画像処理装置２０に供給されると、供給された画像Ｕ_ｔ＋Δｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）のデータを記憶部２２に記憶する。これと略同時にシステム制御部２８は、画像Ｕ_ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）のデータと画像Ｕ_ｔ＋Δｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）のデータとを記憶部２２から読み出し、移動量・移動方向算出部２３に供給する。

移動量・移動方向算出部２３は、画像Ｕ_ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）と画像Ｕ_ｔ＋Δｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）とに以下の（１）を適用し、重複領域に基づいて画像Ｕ_ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）と画像Ｕ_ｔ＋Δｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）との位置ずれ量と位置ずれ角度とを算出する。

より詳細には、移動量・移動方向算出部２３は、Δｘ、Δｙ、Δｚ、Δθ_ｘ、Δθ_ｙ、及びΔθ_ｚの各々の値を変えながら繰り返し（１）式を計算する。そして移動量・移動方向算出部２３は、Ｃ（Δｘ、Δｙ、Δｚ、Δθ_ｘ，Δθ_ｙ，Δθ_ｚ）を最小にするΔｘ、Δｙ、Δｚ、Δθ_ｘ、Δθ_ｙ、及びΔθ_ｚの組み合わせを同定する。Ｃ（Δｘ、Δｙ、Δｚ、Δθ_ｘ，Δθ_ｙ，Δθ_ｚ）を最小にするΔｘ、Δｙ、Δｚ、Δθ_ｘ、Δθ_ｙ、及びΔθ_ｚがそれぞれΔｘ_０、Δｙ_０、Δｚ_０、Δθ_ｘ０、Δθ_ｙ０、及びΔθ_ｚ０の場合、走査時刻ｔから走査時刻ｔ＋Δｔまでの間に前方視ＩＶＵＳプローブ１２が（Δｘ_０，Δｙ_０，Δｚ_０）だけ移動し、（Δθ_ｘ０，Δθ_ｙ０，Δθ_ｚ０）だけ回転していることを示している。このような対応関係を考慮して移動量・移動方向算出部２３は、（Δｘ_０，Δｙ_０，Δｚ_０）に基づいて走査領域の位置ずれ量を算出し、（Δθ_ｘ０，Δθ_ｙ０，Δθ_ｚ０）に基づいて走査領域の位置ずれ角度を算出する。算出された位置ずれ量は、走査時刻ｔから走査時刻ｔ＋Δｔまでの間の前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動量に対応する。移動量（位置ずれ量）は、例えば、ベクトルの長さとして算出される。また、算出された位置ずれ方向は、走査時刻ｔから走査時刻ｔ＋Δｔまでの間の前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動方向（前方視ＩＶＵＳプローブ１２の傾き角度）に対応する。移動方向（位置ずれ方向）は、例えば、ベクトルの方向及び向きとして算出される。

以上で移動量と移動方向との算出処理が終了する。

図４と図５とは、走査領域が回転する場合における、前方視ＩＶＵＳプローブ１２と走査領域との位置関係を示す図である。図４において前方視ＩＶＵＳプローブ１２は、走査時刻ｔにおいて位置Ｐ１に位置し、期間Δｔ中に位置Ｐ３に移動するものとする。また、カテーテル１１の先端部分の向きが変更されているものとする。この場合、時刻ｔ＋Δｔに関する走査領域ＳＲ３は、走査領域ＳＲ１を、その端を回転軸として回転されたものである。また、図５において前方視ＩＶＵＳプローブ１２は、走査時刻ｔにおいて位置Ｐ１に位置し、期間Δｔ中に位置Ｐ４に移動するものとする。また、カテーテル１１の先端部分の向きが変更されているものとする。この場合、時刻ｔ＋Δｔに関する走査領域ＳＲ４は、走査領域ＳＲ１の位置と角度とが移動し、回転されたものである。移動量・移動方向算出部２３は、このような走査領域が移動及び回転する場合にも上述の（１）式を画像Ｕ_ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）と画像Ｕ_ｔ＋Δｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）とに適用して、時刻ｔから時刻ｔ＋Δｔまでの前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動量と移動方向とを算出することができる。

［画像合成処理］
上述の移動量と移動方向との算出処理が終了するとシステム制御部２８は、算出された移動量のデータと移動方向のデータとを画像合成部２４に供給する。また、システム制御部２８は、移動量と移動方向との算出処理がなされた２つの３次元超音波画像のデータを画像合成部２４に供給する。

図６は、画像合成部２４による画像合成処理を説明するための図である。なお図６において３次元超音波画像Ｕ_ｔ及びＵ_ｔ＋Δｔは、説明の簡単のため２次元で表現されているが、実際には３次元である。また、図６における体内領域は、便宜的に複数の画素で分割して表現されている。図６の（ａ）は、走査時刻ｔにおける体内領域内での前方視ＩＶＵＳプローブ１２と３次元超音波画像（走査領域）との位置関係を示す図である。図６の（ｂ）は、走査時刻ｔ＋Δｔにおける体内領域内での前方視ＩＶＵＳプローブ１２と３次元超音波画像（走査領域）との位置関係を示す図である。図６の（ａ）と（ｂ）とに示すように、移動量・移動方向算出部２３により前方視ＩＶＵＳプローブ１２が画像上右方向（＋Ｚ方向）に１画素分、下方向（−Ｙ方向）に１画素分だけ移動された、すなわち、移動量がルート２（２の平方根）画素分、移動方向が右下であると算出されたとする。

画像合成部２４は、算出された移動量と移動方向とに基づいて画像Ｕ_ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）と画像Ｕ_ｔ＋Δｔ（ｘ，ｙ，ｚ，θ_ｘ，θ_ｙ，θ_ｚ）とを位置整合して合成し、図６の（ｃ）に示すような、合成画像のデータを生成する。

以上で画像合成処理が終了する。

リアルタイムに前方視ＩＶＵＳ１０から供給される３次元超音波画像に対して繰り返し画像合成処理が行なわれることにより、前方視ＩＶＵＳプローブ１２が通過した血管とその周囲とに関する合成画像が生成される。その後、表示画像発生部２５は、合成画像に基づいて２次元の表示合成画像のデータを発生し、表示部２６は、表示合成画像を表示する。術者は、表示合成画像を観察し、治療部位への経路を確認したり、治療部位を観察したりする。

［効果］
画像合成処理により３次元超音波画像を組み合わせることで前方視ＩＶＵＳプローブ１２の視野を大幅に拡大することができる。画像合成処理の後、前方視ＩＶＵＳプローブ１２が取り付けられたカテーテル１１とは異なる他のカテーテル（例えば、治療用カテーテル）が挿入され、治療部位まで進められる。治療用カテーテルを進める際には、既に合成画像により、血管の分岐点の位置や分岐方向等の血管の３次元構造が判明されている。従って術者は、合成画像に基づく表示合成画像を観察しながら治療用カテーテルを進めることにより、容易に治療用カテーテルを治療部位まで進めることができる。また、術者は、人体内でのカテーテル１１の先端部分（前方視ＩＶＵＳプローブ１２）の位置や角度を容易に把握し、また、人体内での３次元超音波画像の向きを容易に把握できる。

また、再度、前方視ＩＶＵＳプローブ１２が取り付けられたカテーテル１１を血管内に挿入する場合、移動量・移動方向算出部２３は、前の挿入において生成された合成画像と今回の挿入において生成された合成画像とに対して（１）式の相関演算を行なうことにより、今回挿入されている前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置や角度をリアルタイムにすることができる。このため、図示しないＸ線診断装置によるＸ線透視で前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置や角度を常に確認する必要がなくなる。すなわち、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の挿入時におけるＸ線透視のフレームレートを大幅に低下させることができる。あるいは、Ｘ線診断装置によりＸ線透視を行なう必要がなくなる。これによりカテーテル術における被検体の被爆量を従来に比して低減できる。

（変形例１）
例えば、腹部や心臓は、呼吸・拍動等による周期運動をする。周期運動による影響が及ぶ体内領域に対して単に本実施形態を適用する場合、周期運動による前方視ＩＶＵＳプローブ１２の動きを誤検出してしまうことがある。以下、第１実施形態に係る変形例に係る医用画像収集装置による、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の動きの誤検出の防止に関する２つの動作例を示す。なお以下の説明において、第１実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

第１の動作例：第１の動作例は、予め周期運動による影響が及ぶ領域を移動量・移動方向算出処理の処理対象外に設定する方法である。まず、術者は、操作部２７を介して３次元超音波画像の中から、周期運動による影響が及ぶ領域、又は周期運動による影響が及ばない領域を指定する。周期運動による影響が及ぶ領域が指定された場合、移動量・移動方向算出部２３は、指定された領域を処理対象外領域に設定し、指定された領域以外の領域を処理対象領域に設定する。そして移動量・移動方向算出部２３は、設定された処理対象領域について上記の移動量・移動方向算出処理を行なう。一方、周期運動による影響が及ばない領域が指定された場合、移動量・移動方向算出部２３は、指定された領域を処理対象領域に設定する。そして移動量・移動方向算出部２３は、設定された処理対象領域について上記の移動量・移動方向算出処理を行なう。第１の動作例によれば、周期運動による影響が及ばない処理対象領域が操作部２７を介して設定されるので、周期運動による前方視ＩＶＵＳプローブ１２の動きの誤検出を防止することができる。

第２の動作例：第２の動作例は、操作部２７介した領域指定を必要としない。例えば、医用画像収集装置１は、誤検出を防止するために、周期運動計測器（図示せず）を有する。周期運動計測器は、被検体による周期運動を計測する。周期運動計測器としては、例えば、心臓の鼓動の位相を検出する心電計や呼吸の位相を検出する呼吸センサの少なくとも一方が利用される。以下、説明を具体的に行なうため周期運動計測器は、心電計であるとする。心電計は、被検体に関する心電波形のデータを繰り返し生成する。心電波形のデータは、３次元画像処理装置２０に供給される。移動量・移動方向算出部２３は、心電計からの心電波形のデータを利用する。具体的には、移動量・移動方向算出部２３は、心電波形の中から所定の心電位相（例えば、Ｒ波等）を検出する。そして移動量・移動方向算出部２３は、リアルタイムに発生される３次元超音波画像のうちの同一の心電位相の３次元超音波画像のみに対して移動量・移動方向算出処理を行なう。第２の動作例によれば、同一の心電位相に関する３次元超音波画像のみを処理対象とするので、周期運動による前方視ＩＶＵＳプローブ１２の動きの誤検出を防止することができる。

（変形例２）
上述の実施形態において、超音波プローブ１２はカテーテルに取り付けられた前方視ＩＶＵＳプローブであるとした。しかしながら第１実施形態は、これに限定する必要はない。例えば、超音波プローブ１２は、超音波診断装置に取り付けられるタイプのもの、すなわち体表から超音波走査するタイプのものであっても良い。この場合も移動量・移動方向算出部２３により第１の走査時刻と第２の走査時刻との間の超音波プローブ１２の移動量と移動方向とを算出でき、従って第１の走査時刻に関する３次元超音波画像と第２の走査時刻に関する３次元超音波画像とを位置整合して合成することができる。従って超音波プローブ１２による３次元超音波走査の視野を従来に比して大幅に広くすることができる。

（第２実施形態）
第２実施形態に係る医用画像収集装置は、前方視ＩＶＵＳプローブの３次元空間上における位置を同定することによって、カテーテル術における治療時間の低減や治療精度の向上を実現する。以下に第２実施形態に係る医用画像収集装置について説明する。なお以下の説明において、第１実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

図７は、本発明の第２実施形態に係る医用画像収集装置２のネットワーク環境を示す図である。図７に示すように、医用画像収集装置２は、ネットワークインターフェース２０１を介して院内ネットワーク等のネットワークに接続されている。ネットワークには、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置２０３や磁気共鳴イメージング装置２０５、ＰＡＣＳ（picture archiving and communication system）２０７が接続されている。医用画像収集装置２は、ネットワークインターフェース２０１を介してＸ線コンピュータ断層撮影装置２０３や磁気共鳴イメージング装置２０５、ＰＡＣＳ２０７からＣＴ画像のデータやＭＲＩ画像のデータ等の３次元医用画像のデータ（ボリュームデータ）を収集する。

図８は、第２実施形態に係る医用画像収集装置２の構成を示す図である。図８に示すように、医用画像収集装置２の３次元画像処理装置３０は、さらに３次元位置同定部３１と関連付け部３２とを有している。

３次元位置同定部３１は、３次元医用画像上における前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置を同定する。これにより前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元空間上における位置を同定する。具体的には、３次元位置同定部３１は、例えば、操作部２７を介して入力された３次元医用画像上の位置を、第１の走査時刻における３次元医用画像上での前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置として同定する。さらに３次元超音波画像に含まれる解剖学構造上の２点と、３次元医用画像に含まれる同一解剖学構造上の２点とを同定する。これにより３次元医用画像の３次元座標と３次元超音波画像の３次元座標とを関連付けることができる。第１の走査時刻における３次元位置は、それ以後の走査時刻に関する前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置の同定処理の基準となる。次に、３次元位置同定部３１は、第１の走査時刻から第２の走査時刻までの移動量及び移動方向と第１の走査時刻に関する３次元位置とに基づいて、３次元医用画像上での第２の走査時刻における３次元位置を同定する。

関連付け部３２は、３次元医用画像上の３次元位置の画素と、その３次元位置に前方視ＩＶＵＳプローブ１２が位置する時に生成された３次元超音波画像のデータとを関連付ける。

以下、第２実施形態に係る医用画像収集装置２の動作例を３次元位置同定処理と関連付け処理とに分けて説明する。以下の動作例は、第１実施形態と同様に、前方視ＩＶＵＳプローブ１２が取り付けられたカテーテル１１を治療部位に到達させるというカテーテル術のもとで行なわれるとする。

［３次元位置同定処理］
まず、３次元位置同定部３１は、カテーテル術の開始時等において、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元医用画像上における基準位置を同定する。具体的には、まず、術者は、操作部２７を介して３次元医用画像上における現在の前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置を指定する。より詳細には、表示画像発生部２５により発生された、３次元医用画像に基づく表示画像（以下、表示医用画像と呼ぶことにする）上において前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置が指定される。指定された位置は、基準時刻における前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置（基準位置）として３次元位置同定部３１により同定される。

さらに術者は、操作部２７を介して３次元超音波画像に含まれる解剖学構造上に最低２点を指定する。より詳細には、表示画像発生部２５により発生された、３次元超音波画像に基づく前方視ＩＶＵＳ画像（表示合成画像や表示単体画像）上において２点を指定する。次いで術者は、操作部２７を介して３次元医用画像上に、３次元超音波画像上で指定された構造と全く解剖学的に一致する構造を２点指定する。これにより３次元医用画像の３次元座標と３次元超音波画像の３次元座標とを関連付けることができる。

次に、術者は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２を治療部位まで進める。この期間中、移動量・移動方向算出部２３は、上述の移動量・移動方向算出処理を行い、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動量と移動方向とをリアルタイムに繰り返し算出する。算出された移動量と移動方向とのデータは、システム制御部２８により走査時刻に関連付けられて３次元位置同定部３１に供給される。

移動量と移動方向とのデータが供給されると３次元位置同定部３１は、３次元医用画像上における前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置を更新する。より詳細には、３次元位置同定部３１は、１つ前の走査時刻に関する３次元位置と現在の走査時刻に関する移動量及び移動方向とに基づいて、３次元医用画像上における前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置をリアルタイムに同定する。例えば、基準時刻の次の走査時刻（現在の走査時刻）に関する移動量（現在の移動量）と移動方向（現在の移動方向）とのデータが、３次元位置同定部３１に供給されるとする。この場合、３次元位置同定部３１は、基準位置から現在の移動方向に沿って現在の移動量だけ離れた位置を現在の走査時刻に関する３次元位置に同定する。さらに次の走査時刻に関する移動量と移動方向とが供給された場合、３次元位置同定部３１は、同定された現在の走査時刻に関する３次元位置を基準時刻の３次元位置として同様の処理を行なうことにより３次元位置を更新する。

３次元位置が同定されると表示部２６は、表示医用画像や表示合成画像上に３次元位置を表示する。３次元位置の表示例として、例えば、表示医用画像や表示合成画像上に３次元位置を指し示すマークが表示される。また、表示部２６は、表示医用画像や表示合成画像上に移動量と移動方向とを表示してもよい。また、３次元医用画像に血管情報（例えば、造影剤により造影された血管に関する画素領域）が含まれる場合、表示画像発生部３１は、この３次元医用画像のデータに基づいて仮想内視鏡画像（透視投影法により血管内に視点が設定された画像）のデータや血管に関するボリュームレンダリング画像のデータを発生してもよい。この場合、表示部２６は、仮想内視鏡画像上に３次元位置や移動量、移動方向を表示する。さらに表示部２６は、仮想内視鏡画像と血管に関するボリュームレンダリング画像とを同時に表示し、これら画像上に現在の３次元位置を表示する。これにより術者は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の現在位置と血管との位置関係を視覚的に明瞭に確認できる。

なお、基準時刻以降の３次元位置の位置精度を向上させるため、同定された３次元位置を補正してもよい。例えば、３次元位置同定部３１は、３次元医用画像上の解剖学的形状の特徴量に基づいて３次元位置を補正する。解剖学的形状の特徴量は、例えば、血管の分岐点、狭窄部位、血管に付着している物質（カルシウム等）の少なくとも１つである。

［関連付け処理］
３次元位置が同定されると関連付け部３２は、関連付け処理を行なう。関連付け処理において関連付け部３２は、同定された現在の走査時刻に関する３次元位置の３次元医用画像上の画素と、前方視ＩＶＵＳプローブがこの３次元位置に位置する時に発生された３次元超音波画像（換言すれば、現在の走査時刻に関する３次元超音波画像）のデータとを関連付ける。画素と３次元超音波画像との関連付け情報は、記憶部２２に記憶される。

表示医用画像を表示する際、表示部２６は、３次元超音波画像のデータが関連付けられた画素を明示する。システム制御部２８は、術者により操作部２７を介して画素が指定されることを契機として、指定された画素に関連付けられた３次元超音波画像のデータを記憶部２２から読み出す。そしてシステム制御部２８は、読み出された３次元超音波画像のデータを表示画像発生部２５に供給する。表示画像発生部２５は、供給された３次元超音波画像に基づいて表示単体画像のデータを発生する。そして表示部２６は、表示単体画像を表示する。

［効果］
第２実施形態に係る医用画像収集装置２は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置を３次元医用画像上でリアルタイムに同定する。そして医用画像収集装置２は、同定された３次元位置を表示医用画像や表示合成画像上に表示する。また、医用画像収集装置２は、表示医用画像や表示合成画像上に前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動量や移動方向を表示する。これらの表示により術者は、人体内での前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置、移動量、及び移動方向を容易に確認することができる。また、従来のようにＸ線診断装置によりＸ線透視を行なうことで前方視ＩＶＵＳプローブ１２の人体内での位置を確認していた場合に比して、Ｘ線透視のフレームレートを低減できたり、あるいはＸ線透視をする必要がなくなったりする。これに伴いカテーテル術における被検体の被爆量を従来に比して低減できる。また、関連付け処理により術者は、表示させたい位置における表示単体画像をより直感的に選択し、表示させることができる。

（第３実施形態）
第３実施形態に係る医用画像収集装置は、Ｘ線撮影により発生されたＸ線画像を利用して前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元空間上における位置を同定することによって、カテーテル術における治療時間の低減や治療精度の向上を実現する。以下に第３実施形態に係る医用画像収集装置について説明する。なお以下の説明において、第１実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

図９は、本発明の第３実施形態に係る医用画像収集装置３の概略的な構成を示す図である。図９に示すように、医用画像収集装置３は、３次元画像処理装置４０に加え、さらにＸ線診断装置５０を有している。すなわち、３次元画像処理装置４０は、ファイバーチャネル転送系をさらにもう１系統有しており、ファイバーチャネルケーブルを介してＸ線診断装置５０と接続されている。

Ｘ線診断装置５０は、Ｘ線撮影機構５１とＸ線撮影制御部５２とインターフェース５３とを有する。

Ｘ線撮影機構５１は、アームを有する。アームは、Ｘ線管とＸ線検出器とを回転可能に支持する支持機構である。Ｘ線管は、Ｘ線を発生する。Ｘ線検出器は、Ｘ線管から発生され被検体を透過してＸ線を検出し、Ｘ線画像のデータを発生する。Ｘ線撮影機構５１は、Ｘ線撮影制御部５２による制御に従って、カテーテル術中に複数の撮影角度で被検体をＸ線撮影し、複数の撮影角度に関する複数のＸ線画像のデータを発生する。複数のＸ線画像のデータは、ファイバーチャネルケーブルを介して３次元画像処理装置４０に供給される。Ｘ線撮影制御部５２は、Ｘ線条件に従ってＸ線撮影機構５１を制御し、被検体をＸ線撮影する。

第３実施形態に係る３次元画像処理装置４０は、さらに３次元位置同定部４１と２次元位置同定部４２とを有している。

３次元位置同定部４１は、複数の撮影角度に関する複数のＸ線画像に基づいて、第１の走査時刻に関する前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置を同定する。複数のＸ線画像に基づいて同定された３次元位置は、それ以後の前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置同定処理の基準位置となる。３次元位置同定部４１は、第２実施形態と同様に、移動量・移動方向算出部２３により算出された移動量・移動方向と基準位置とに基づいて、第２の走査時刻に関する前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置を同定する。

２次元位置同定部４２は、同定された３次元位置を複数のＸ線画像の各々に投影し、各Ｘ線画像上における前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置（２次元位置）を同定する。

以下、第３実施形態に係る医用画像収集装置３の動作例を３次元位置同定処理と２次元位置同定処理とに分けて説明する。以下の動作例は、第１実施形態と同様に、前方視ＩＶＵＳプローブ１２が取り付けられたカテーテル１１を治療部位に到達させるというカテーテル術のもとで行なわれるとする。

［３次元位置同定処理］
まず、Ｘ線撮影機構５１は、カテーテル術の開始時等において、例えば正面方向と側面方向との２方向（２つの撮影角度）から被検体をＸ線撮影し、２つの撮影角度に関する２つのＸ線画像のデータを発生する。発生された２つのＸ線画像のデータは、３次元画像処理装置４０に供給される。

次に３次元位置同定部４１は、２つのＸ線画像に基づいて前方視ＩＶＵＳプローブ１２の基準位置を同定する。図１０は、基準位置の同定処理を説明するための図である。まず、術者は、図１０に示すように、操作部２７を介して２つのＸ線画像ＩＡとＸ線画像ＩＢとに現在の前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置をそれぞれ指定する。例えば、カテーテルの先端（前方視ＩＶＵＳプローブ）の位置と、先端から数ｍｍ分手元側の位置とが指定されるとよい。ここで、Ｘ線画像ＩＡ上に点Ｐ１Ａと点Ｐ２Ａとが指定され、Ｘ線画像ＩＢ上に点Ｐ１Ｂと点Ｐ２Ｂとが指定されたとする。この位置指定により前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置が各Ｘ線画像上において指定されることとなる。

２つのＸ線画像ＩＡ，ＩＢ上の各々に前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置Ｐ１Ａ，Ｐ２Ａ，Ｐ１Ｂ，Ｐ２Ｂが指定されると３次元位置同定部４１は、図１０に示すように、位置Ｐ１Ａ，Ｐ２Ａ，Ｐ１Ｂ，Ｐ２Ｂにエピポーラ幾何理論を適用し、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置Ｐ１，Ｐ２を同定する。同定された３次元位置Ｐ１は、例えば、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の先端位置をＸ線撮影機構５１における３次元座標系上で規定し、さらにＰ２からＰ１への方向ベクトルが前方視ＩＶＵＳプローブ１２の進行方向をＸ線撮影機構５１における３次元座標系上で規定する。次に術者は、前方視ＩＶＵＳ画像診断装置（表示合成画像や表示単体画像）上で、人体前面方向を示す方向を同定する。これにより３次元超音波画像における３次元座標系とＸ線撮影機構５１における３次元座標系とを一致させることができる。３次元超音波画像における人体前面方向の同定は、血管の分岐など解剖学的な位置関係で既知の位置で実施するのが容易である。同定された３次元位置と方向とが以降の３次元位置同定処理の基準位置となる。

次に、術者は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２を治療部位まで進める。この期間中、移動量・移動方向算出部２３は、第１実施形態の移動量・移動方向算出処理を行い、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動量と移動方向とをリアルタイムに繰り返し算出する。算出された移動量と移動方向とのデータは、システム制御部２８により走査時刻に関連付けられて３次元位置同定部４１に供給される。

移動量と移動方向とのデータが供給されると３次元位置同定部４１は、第２実施形態と同様の方法で、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置を更新する。

［２次元位置同定処理］
前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置が同定される２次元位置同定部４２は、同定された３次元位置を２つのＸ線画像上に投影する。これにより各Ｘ線画像上における前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置が同定される。表示部２６は、同定された前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置を強調してＸ線画像を表示する。また、表示部２６は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動量と移動方向とを各Ｘ線画像上に表示してもよい。

［効果］
上述のように第３実施形態によれば、Ｘ線透視をし続けることなくＸ線画像上に前方視ＩＶＵＳプローブの位置をリアルタイムに表示できる。従ってＸ線撮影の時間間隔（Ｘ線画像のフレームレート）を大幅に低減できる。例えば、撮影領域（発生予定のＸ線画像）上の端（カテーテル１１の挿入部に近いほうの端）に前方視ＩＶＵＳプローブ１２が描出される時にＸ線撮影をし、Ｘ線画像を表示する。そして術者は、治療部位に向けてカテーテルを進める。この間Ｘ線撮影をする必要は無く、移動量・移動方向算出部２３によりカテーテル１１の先端部分（すなわち前方視ＩＶＵＳプローブ１２）の位置をリアルタイムに追跡する。前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置は、既に表示されているＸ線画像上に重ねてリアルタイムに表示される。そして前方視ＩＶＵＳプローブ１２がＸ線画像の他端（治療部位に近いほうの端）に到達する頃に、アームや寝台を移動させて、新たな撮影領域でＸ線撮影を行なう。この操作を繰り返すことにより、被爆量を大幅に低減した上で前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置をＸ線画像上にリアルタイムに表示することができる。

（変形例）
第３実施形態の変形例に係る医用画像収集装置３は、上述の方法とは異なるＸ線撮影タイミングでＸ線撮影する。以下、第３実施形態の変形例に係る医用画像収集装置３について説明する。なお以下の説明において、第３実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

例えば、Ｘ線撮影制御部５２は、前方視ＩＶＵＳプローブ１２の解剖学的な位置に応じてＸ線撮影機構５１を制御する。具体的には、Ｘ線撮影制御部５２は、３次元画像処理装置４０からの前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置の解剖学的位置に応じてＸ線撮影タイミングを制御する。例えばＸ線撮影制御部５２は、Ｘ線画像上において前方視ＩＶＵＳプローブ１２の３次元位置が血管の分岐点に到達した場合、Ｘ線撮影機構５１にＸ線撮影を行わせるとよい。

Ｘ線撮影の他のタイミングとしては、典型的なＸ線透視のフレームレートよりも大幅に低いフレームレートで自動的にＸ線撮影されてもよい。また、前方視ＩＶＵＳプローブ１２のある位置からの移動量が一定値に到達したことを契機として、Ｘ線撮影が行われてもよい。また。アームや寝台が移動されたことを契機として、Ｘ線撮影が行われてもよい。このように第３実施形態の変形例によれば、従来のようにＸ線透視を行なっていた場合に比して、被爆量を低減することができる。

（第４実施形態）
第４実施形態は、ＣＴＯに対する治療のためのカテーテル術を臨床応用例に挙げて説明する。図１１は、ＣＴＯにおける閉塞領域を示す図である。図１１に示すように、閉塞領域は、例えば、カルシウム化された硬い部分とカルシウム化されていない軟らかい部分とを含んでいる。閉塞領域において血管は、完全に塞がっており、血液が流れない。従って血管に造影剤を注入した状態でＸ線撮影をした場合であっても、Ｘ線画像に描出されない。そのため、閉塞領域を挟んでカテーテル１１とは反対側の血管を造影剤で造影してＸ線画像を生成し、このＸ線画像をもとに閉塞領域の位置を予想する。そして予想した閉塞領域にカテーテル１１（あるいはガイドワイヤ）を移動させ、閉塞領域にカテーテル１１を抜き差ししながら軟らかい部分を突き破ることにより、閉塞領域を貫通させる。しかし、反対側から造影するには、小さい血管（側副血行路：完全閉塞部以降に血液が通らないために緊急的に人体により形成された血管）にカテーテルを通す必要があり、術者に高度の技術が要求され、また、この作業は時間がかかる。また、完全閉塞部の位置はあくまでも予想であるため、この予想に従ってカテーテル１１を進めても血管内腔を突き破ってしまい、危険な事態を引き起こしてしまう危険性がある。

第４実施形態に係る医用画像収集装置は、このような危険性を低減することを主目的としている。以下、第４実施形態に係る医用画像収集装置について説明する。なお以下の説明において、第１実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

第４実施形態に係る医用画像収集装置の構成は、第１実施形態と同様である。

第４実施形態に係る表示画像発生部２５は、３次元超音波画像のデータに基づいて硬さ画像のデータを発生する。以下、硬さ画像について説明する。３次元超音波画像の画素値は、生体組織間の音響インピーダンス差に応じて決定されるので、３次元超音波画像は、生体組織の硬さを反映した画像であるということができる。硬さ画像のデータは、例えば、以下のように発生される。まず表示画像発生部２５は、３次元超音波画像に所定投影方向に沿って投影処理を実行し、ＭＩＰ画像等の投影画像のデータを発生する。所定投影方向は、例えば、血管の傾きや、カテーテル１１の傾き、ガイドワイヤの傾き、血管芯線に沿う方向、移動量・移動方向算出部２３により算出された移動方向等に設定される。そして表示画像発生部２５は、画素値に応じた色情報を投影画像の画素に割り付ける。この色情報が割り付けられた投影画像が硬さ画像である。硬さ画像は、表示部２６により表示される。

図１２は、硬さ画像ＩＣの表示例を示す図である。図１２に示すように、硬さ画像ＩＣは、生体組織の硬さに応じて色づけされた（図１２においてはハッチングで示されている）画素領域を有している。また、硬さ画像ＩＣの横には、硬さ（画素値）と色との関係を示す表ＩＤが表示される。硬さ画像ＩＣは、硬さ画像上の解剖学的位置を容易に把握可能にするため、例えば、硬さ画像と同じ視線方向に関する表示単体画像等に重ねて表示されるとよい。

［効果］
図１２に示すように、硬さ画像ＩＣは、生体組織の硬さに応じて色分けされているといえる。従った硬さ画像を観察することで術者は、血管中の軟らかい部分と硬い部分とを視覚的に容易に判別することができる。軟らかい部分と硬い部分とを判別できることにより、術者は、適切にカテーテル１１やガイドワイヤの進行方向を決定することができる。

（変形例）
第４実施形態の変形例に係る表示画像発生部２５は、硬さ画像の画素各々について、画素に対応する前方視ＩＶＵＳプローブ１２の位置と血管壁との間の前方視ＩＶＵＳプローブ１２の移動方向に沿う距離間隔を計算する。そして表示画像発生部２５は、計算された距離に応じた輝度を硬さ画像の画素に割り付ける。この硬さ画像を観察することで術者は、生体組織の硬さだけでなく、生体組織までの距離を視覚的に容易に判別するこができる。従って術者は、より容易に、より迅速に、より正確にカテーテル１１やガイドワイヤの進行方向を決定することができる。

かくして本実施形態によれば、カテーテル術における治療時間の低減や治療精度の向上を可能とする医用画像収集装置を提供することができる。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

以上本発明によれば、カテーテル術における治療時間の低減や治療精度の向上を可能とする医用画像収集装置の提供が実現する。

１…医用画像収集装置、１０…前方視ＩＶＵＳ、１１…カテーテル、１２…前方視ＩＶＵＳプローブ、１３…超音波走査部、１４…送信部、１５…受信部、１６…３次元超音波画像発生部、１７…インターフェース、２０…３次元画像処理装置、２１…インターフェース、２２…記憶部、２３…移動量・移動方向算出部、２４…画像合成部、２５…表示画像発生部、２６…表示部、２７…操作部、２８…システム制御部

Claims (13)

1. 超音波を送受信する超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して、空間的に一部重複する２つの３次元領域を第１時刻と前記第１時刻よりも遅い第２時刻とにおいてそれぞれ超音波で走査する超音波走査部と、
   前記超音波プローブからの出力に基づいて、前記第１時刻に関する第１超音波画像のデータと前記第２時刻に関する第２超音波画像のデータとを発生する発生部と、
   前記第１超音波画像のデータと前記第２超音波画像のデータとに基づいて前記第１時刻から前記第２時刻までの前記超音波プローブの移動量と移動方向とを算出する算出部と、
   を具備する医用画像収集装置。
2. 前記第１超音波画像のデータと前記第２超音波画像のデータとを前記移動量と前記移動方向とに基づいて位置整合して合成することによって合成画像のデータを発生する合成部、をさらに備える請求項１記載の医用画像収集装置。
3. 前記超音波プローブは、前方視ＩＶＵＳプローブである、請求項１記載の医用画像収集装置。
4. 前記第１時刻における前記超音波プローブの３次元的な第１の位置と、前記第１位置と前記移動量と前記移動方向とに基づいて前記第２時刻における前記超音波プローブの３次元的な第２位置を同定する同定部、をさらに備える請求項１記載の医用画像収集装置。
5. 前記同定部は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置又は磁気共鳴イメージング装置により予め発生された３次元医用画像に基づいて前記第１位置を同定する、請求項４記載の医用画像収集装置。
6. 前記３次元医用画像上の前記第２位置の画素と前記第２超音波画像のデータとを関連付ける関連付け部、をさらに備える請求項５記載の医用画像収集装置。
7. 前記同定部は、Ｘ線診断装置により発生された複数の撮影角度に関する複数のＸ線画像に基づいて前記第１の位置を同定する、請求項４記載の医用画像収集装置。
8. 前記被検体にＸ線撮影を行い、Ｘ線画像のデータを発生するＸ線撮影機構と、
   前記Ｘ線画像上における前記超音波プローブの前記第２の位置が血管分岐点に到達したことを契機としてＸ線撮影機構を制御し、Ｘ線撮影を行わせるＸ線撮影制御部と、
   をさらに備える請求項４記載の医用画像収集装置。
9. 前記第１超音波画像、前記第２超音波画像、又は前記合成画像に基づいて投影画像を発生し、前記投影画像上の画素に画素値に応じた色情報を割り付けることによって第１色画像のデータを発生する発生部と、
   前記第１色画像を表示する表示部と、
   をさらに備える請求項２記載の医用画像収集装置。
10. 前記発生部は、前記第１色画像の画素各々に対して、前記画素に対応する前方視ＩＶＵＳプローブの位置と血管壁との間の距離を割り付けることによって、第２色画像のデータを発生し、
    前記表示部は、前記第２色画像を表示する、
    請求項９記載の医用画像収集装置。
11. 前記移動量と移動方向との少なくとも一方を表示する表示部、をさらに備える請求項１記載の医用画像収集装置。
12. 前記算出部は、術者により前記第１超音波画像と前記第２超音波画像とに指定された注目領域に基づいて前記移動量と前記移動方向とを算出する、請求項１記載の医用画像収集装置。
13. 心臓の鼓動の位相と呼吸の位相との少なくとも一方に関する位相を繰り返し検出する検出部をさらに備え、
    前記算出部は、前記検出された位相のうちの同一位相に関する前記第１超音波画像と前記第２超音波画像とに基づいて前記移動量と前記移動方向とを算出する、
    請求項１記載の医用画像収集装置。

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