JP2012010776A - 断層画像処理装置及び方法、並びに光干渉断層画像診断装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】光干渉断層画像から血管の構造を明確に識別可能とする。
【解決手段】3次元光干渉断層画像から血管・リンパ管等の管状構造を抽出する(S130)。また、同じ観察エリアの表面から、少なくとも2つの波長領域による2次元の分光反射画像(表面画像)を取得する(S120)。2つの波長領域として、ヘモグロビンの光吸収スペクトルを考慮して、中心波長545nm及び中心波長650nmの狭帯域光(半値幅20nm以下)を用いることが好ましい。取得した分光反射画像から、ヘモグロビン濃度が高い部分を抽出し(S140)、血管検出画像を得る。血管検出画像と管状構造抽出画像との画像間で位置合わせの処理を行い(S150)、これら画像間の相関を取ることにより、管状構造抽出画像から、血管とそれ以外の管状構造とを分離し、血管部のみを抽出する(ステップS160)。
【選択図】図13
【解決手段】3次元光干渉断層画像から血管・リンパ管等の管状構造を抽出する(S130)。また、同じ観察エリアの表面から、少なくとも2つの波長領域による2次元の分光反射画像(表面画像)を取得する(S120)。2つの波長領域として、ヘモグロビンの光吸収スペクトルを考慮して、中心波長545nm及び中心波長650nmの狭帯域光(半値幅20nm以下)を用いることが好ましい。取得した分光反射画像から、ヘモグロビン濃度が高い部分を抽出し(S140)、血管検出画像を得る。血管検出画像と管状構造抽出画像との画像間で位置合わせの処理を行い(S150)、これら画像間の相関を取ることにより、管状構造抽出画像から、血管とそれ以外の管状構造とを分離し、血管部のみを抽出する(ステップS160)。
【選択図】図13
Description
本発明は断層画像処理装置及び方法、並びに光干渉断層画像診断装置に係り、特に、光コヒーレンストモグラフィ(OCT:Optical Coherence Tomography)によって取得される光断層画像信号から血管構造を区別して描出可能な表示画像を得るのに好適な画像信号処理技術に関する。
近年、光干渉断層画像計測装置(OCT装置)の高速化により、短時間で対象の3次元断層画像データが取得できるようになった(特許文献1)。それに伴い、信号処理によって3次元断層画像データから血管など特定の構造情報の抽出を行い、これを見やすく表示することで、医療診断に有効な情報を提示する機能の実現が期待されている。
一方で、従来、分光情報を用いて血管の分布を計測する方法として、血管に含まれるヘモグロビン成分を分光によってセンシングし、血管の深さを大まかに区別して可視化する手法(狭帯域光観察;NBI:Narrow Band Imaging)や、ヘモグロビンの局所的な濃度分布を計測する手法(ヘモグロビンインデックス:IHb)などが知られている。NBIについては特許文献2、IHbについては特許文献3がある。
ところが、OCTの計測結果においては、得られる情報が構造情報のみであり、例えば、血管とリンパ管など、同じ管状構造でありながら機能が異なる器官の信号に大きな差はない。そのため、信号処理によって血管を検出する際に、リンパ管など血管以外の管状構造も同時に検出されてしまう問題がある。
図19(a)は組織内の血管とリンパ管の分布を例示した図であり、図19(b)は図19(a)を測定対象としてOCT計測して得られた3次元OCT画像データから管状構造を抽出した結果を示す図である。図19(b)に示したとおり、3次元OCT抽出された管状構造では、血管とリンパ管を区別できない。
その一方で、分光情報を利用するNBIやIHbの手法では、深さ分解能が落ちるため、OCTで実現される高い分解能で血管の深さ情報を得ることはできない。
本発明はこのような事情に鑑みてなされたもので、注目器官である血管とその他の構造を確実に分離し、血管の3次元構造を明確に表示することが可能な断層画像処理装置及び方法、並びにその画像処理技術を適用した光干渉断層画像診断装置を提供することを目的とする。
前記目的を達成するために以下の発明態様を提供する。
(発明1):発明1に係る断層画像処理装置は、3次元光干渉断層画像のデータを取得する断層画像取得手段と、前記3次元光干渉断層画像の測定対象となっている被検体の観察エリアの表面から、少なくとも2つの波長領域による2次元の分光反射画像を取得する分光反射画像取得手段と、前記断層画像取得手段で取得したデータから信号処理によって管状構造を抽出する管状構造抽出手段と、前記分光反射画像取得手段で取得した分光反射画像から血液成分の分布を抽出する血液成分分布抽出手段と、前記血液成分分布抽出手段により抽出された前記血液成分の分布を示す情報を用いて、前記管状構造の抽出結果から血管部と非血管部とを分離する分離手段と、を備えることを特徴とする。
この発明によれば、OCT計測によって得られる3次元光干渉断層画像から管状構造が抽出される。ここで抽出される管状構造には、血管のみならず、リンパ管など他の脈管も含まれ得る。この抽出された管状構造から、血管部とそれ以外を分離するために、分光反射画像を利用する。血液成分は、波長によって異なる吸収特性があるため、特定の波長による反射画像(分光反射画像)を撮ると、この2次元反射画像では、血管部だけが映っている情報が得られる。
したがって、この2次元反射画像と、管状構造の抽出結果(OCT抽出画像)とを比較することにより、管状構造の抽出結果からリンパ管等の非血管部を分離除去して、血管部の情報を取り出すことができる。
「断層画像取得手段」の態様として、既に生成されている断層画像のデータを受入するデータ入力インターフェースや信号入力端子がある。また、「断層画像取得手段」の他の態様として、測定対象に対して測定光を射出し、その測定光から分割した参照光と、測定対象からの戻り光との干渉光を検出してその干渉信号を基に断層画像のデータを生成する信号処理手段を含んだ構成も可能である。
(発明2):発明2に係る断層画像処理装置は、発明1において、前記分離手段によって分離された前記血管部を描出するための表示画像を生成する表示画像生成手段を備えることを特徴とする。
かかる態様によれば、血管と血管以外の管状構造とを分離し、血管を明確に識別可能な表示画像を描出することが可能である。
(発明3):発明3に係る断層画像処理装置は、発明2において、前記分離手段による前記分離の処理に先立ち、前記3次元光干渉断層画像から抽出された管状構造抽出画像と前記分光反射画像との位置合わせを行う位置合わせ処理手段を備えることを特徴とする。
3次元光干渉断層画像を得るためのOCT計測の撮像系と、分光反射画像を得る撮像系の位置が異なる場合、また、各撮像系が異なる時間タイミングで撮像(計測)をしている場合、それぞれの系で取得される画像間で血管の位置がずれる。かかる問題に対処するため、発明3の態様のように、これら画像間で位置合わせを行い、両画像の位置関係を一致させる変換処理を行うことが好ましい。
(発明4):発明4に係る断層画像処理装置は、発明3において、前記位置合わせ処理手段は、予め用意されている視野変換行列を用いて前記分光反射画像のデータを変換することを特徴とする。
OCT計測の撮像系と、分光反射画像(表面画像)の撮像系の両者における光軸の位置関係の変化が無視できる程度に十分小さい場合は、事前に視野変換行列を計算しておき、毎回その行列を用いて位置合わせ処理を行うことで、位置合わせ処理を簡略化できる。
(発明5):発明5に係る断層画像処理装置は、発明3において、前記位置合わせ処理手段は、前記3次元光干渉断層画像から抽出された前記管状構造抽出画像と、前記分光反射画像とからそれぞれ特徴点を抽出する特徴点抽出手段と、前記特徴点抽出手段により抽出された前記管状構造抽出画像の特徴点と、前記分光反射画像の特徴点から変換行列を求める変換行列生成手段と、を備え、前記変換行列を用いて前記分光反射画像のデータを変換することを特徴とする。
発明5に記載のように、分光反射画像とOCT画像の画像間で変換行列を計算する態様は、両者の光軸の位置関係が頻繁に変化する場合に特に有効である。
(発明6):発明6に係る断層画像処理装置は、発明3乃至5のいずれか1項において、前記分離手段は、前記管状構造抽出画像と前記位置合わせ処理後の前記分光反射画像との相関をとり、前記血管部を抽出することを特徴とする。
管状構造抽出画像と分光反射画像の位置合わせを行い、両画像で相関のある部分を血管部として判定することができる。
(発明7):発明7に係る断層画像処理装置は、発明1乃至6のいずれか1項において、前記血液成分は、ヘモグロビンであり、前記2つの波長領域は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの光吸収係数が同程度に高い第1波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第1波長領域と、前記第1波長よりも長波長側で、かつ酸化ヘモグロビンの光吸収係数が0に近い値となる第2波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第2波長領域であることを特徴とする。
ヘモグロビンの吸収特性に合わせて、中心波長の異なる2以上の狭帯域光(第1波長領域光と第2波長領域光)による分光反射画像を取得する態様が好ましい。
(発明8):発明8に係る断層画像処理装置は、請求項1乃至7のいずれか1項において、前記3次元光干渉断層画像は、波長掃引光源から射出される光を測定光と参照光に分割し、前記測定光にて前記測定対象に照射し、該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波し、前記反射光と前記参照光が合波したときの干渉光を干渉信号として検出し、該干渉信号から生成された断層画像であることを特徴とする。
(発明9):発明9は、前記目的を達成する方法発明を提供する。すなわち、発明9に係る断層画像処理方法は、3次元光干渉断層画像のデータを取得する断層画像取得ステップと、前記3次元光干渉断層画像の測定対象となっている被検体の観察エリアの表面から、少なくとも2つの波長領域による2次元の分光反射画像を取得する分光反射画像取得ステップと、前記断層画像取得ステップで取得したデータから信号処理によって管状構造を抽出する処理を行う管状構造抽出処理ステップと、前記分光反射画像取得ステップで取得した分光反射画像から血液成分の分布を抽出する処理を行う血液成分分布抽出処理ステップと、前記血液成分分布抽出処理ステップにより抽出された前記血液成分の分布を示す情報を用いて、前記管状構造の抽出結果から血管部と非血管部とを分離する処理を行う分離処理ステップと、を含むことを特徴とする。
なお、発明2乃至8で言及した特徴は発明9の方法発明に対して同様に組み込むことができる。
(発明10):発明10に係る断層画像処理方法は、発明9において、前記断層画像取得ステップは、第1の光源から射出される光を測定光と参照光に分割し、前記測定光にて前記測定対象となる被検体に照射し、該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波し、前記反射光と前記参照光が合波したときの干渉光を干渉信号として検出し、該干渉信号を用いて前記測定対象の断層画像を取得するステップを含み、前記分光反射画像取得ステップは、第1波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第1波長領域の光を前記被検体の前記観察エリアに照射し、該被検体からの反射光を表面反射画像信号として検出して第1分光反射画像を得るステップと、前記第1波長よりも長波長の第2波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第2波長領域の光を前記被検体の前記観察エリアに照射し、該被検体からの反射光を表面反射画像信号として検出して第2分光反射画像を得るステップと、を含むことを特徴とする。
(発明11):発明11は前記目的を達成する光干渉断層画像診断装置を提供する。すなわち、発明11に係る光干渉断層画像診断装置は、第1の光源と、前記第1の光源から射出された光を測定光と参照光に分割する光分割手段と、前記光分割手段により分割された前記測定光が測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波する合波手段と、前記合波手段により合波された前記反射光と前記参照光との干渉光を検出する光干渉検出手段と、前記光干渉検出手段により検出された干渉信号から前記測定対象の深さ方向の情報を含む3次元の断層画像のデータを生成する断層画像取得手段と、第1波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第1波長領域及び前記第1波長よりも長波長側の第2波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第2波長領域の少なくとも2つの波長領域の光を射出し得る第2の光源と、前記第2の光源から射出された光を前記断層画像の測定対象となっている被検体の観察エリアに照射して得られる当該測定対象の表面からの反射光を検出する反射光検出手段と、前記反射光検出手段により検出された表面反射信号から、前記少なくとも2つの波長領域による2次元の分光反射画像を生成する分光反射画像取得手段と、前記断層画像取得手段で取得したデータから信号処理によって管状構造を抽出する管状構造抽出手段と、前記分光反射画像取得手段で取得した分光反射画像から血液成分の分布を抽出する血液成分分布抽出手段と、前記血液成分分布抽出手段により抽出された前記血液成分の分布を示す情報を用いて、前記管状構造の抽出結果から血管部と非血管部とを分離する分離手段と、前記分離手段によって分離された前記血管部を描出するための表示画像を生成する表示画像生成手段と、前記表示画像生成手段により生成された表示画像を表示する表示手段と、を備えることを特徴とする。
発明11は、発明1に記載の断層画像処理装置を適用した光干渉断層画像診断装置に相当している。発明11において、更に、発明2乃至8のいずれか1項に記載の断層画像処理装置を適用することが可能である。
本発明によれば、OCT画像から抽出した管状構造から、注目器官である血管と、それ以外の管状構造とを確実に分離し、血管を明確に表示することが可能になる。
以下、添付図面に従って本発明の好ましい実施の形態について詳説する。
<光干渉断層画像診断装置の外観>
図1は本発明の実施形態に係る断層画像処理装置を適用した画像診断装置の外観図である。図1に示すように、画像診断装置10は、主として内視鏡100、内視鏡プロセッサ200、光源装置300、断層画像処理装置としてのOCTプロセッサ400、及びモニタ装置500とから構成されている。なお、内視鏡プロセッサ200は、光源装置300を内蔵するように構成されていてもよい。
図1は本発明の実施形態に係る断層画像処理装置を適用した画像診断装置の外観図である。図1に示すように、画像診断装置10は、主として内視鏡100、内視鏡プロセッサ200、光源装置300、断層画像処理装置としてのOCTプロセッサ400、及びモニタ装置500とから構成されている。なお、内視鏡プロセッサ200は、光源装置300を内蔵するように構成されていてもよい。
内視鏡100は、手元操作部112と、この手元操作部112に連設される挿入部114とを備える。術者は手元操作部112を把持して操作し、挿入部114を被検者の体内に挿入することによって観察を行う。
手元操作部112には、鉗子挿入部138が設けられており、この鉗子挿入部138が先端部144の鉗子口156に連通されている。本実施形態では、OCTプローブ600を鉗子挿入部138から挿入することによって、OCTプローブ600を鉗子口156から導出する。OCTプローブ600は、鉗子挿入部138から挿入され、鉗子口156から導出される挿入部602と、術者がOCTプローブ600を操作するための操作部604、及びコネクタ610を介してOCTプロセッサ400と接続されるケーブル606から構成されている。
<内視鏡、内視鏡プロセッサ、光源装置の構成>
[内視鏡]
内視鏡100の先端部144には、観察光学系150、照明光学系152、及びCCD(不図示)が配設されている。
[内視鏡]
内視鏡100の先端部144には、観察光学系150、照明光学系152、及びCCD(不図示)が配設されている。
観察光学系150は、被検体を図示しないCCDの受光面に結像させ、CCDは受光面上に結像された被検体像を各受光素子によって電気信号に変換する。本実施形態のCCDは、3原色の赤(R)、緑(G)、青(B)のカラーフィルタが所定の配列(ベイヤー配列、ハニカム配列)で各画素ごとに配設されたカラーCCDである。なお、符号154は、観察光学系150に向けて洗浄液や加圧エアを供給するための洗浄ノズルである。
[光源装置]
光源装置300は、可視光を図示しないライトガイドに入射させる。ライトガイドの一端はLGコネクタ120を介して光源装置300に接続され、ライトガイドの他端は照明光学系152に対面している。光源装置300から発せられた光は、ライトガイドを経由して照明光学系152から出射され、観察光学系150の視野範囲を照明する。
光源装置300は、可視光を図示しないライトガイドに入射させる。ライトガイドの一端はLGコネクタ120を介して光源装置300に接続され、ライトガイドの他端は照明光学系152に対面している。光源装置300から発せられた光は、ライトガイドを経由して照明光学系152から出射され、観察光学系150の視野範囲を照明する。
また、この光源装置300は、中心波長λ1=545nm、半値幅が20nm以下の第1波長領域光と、中心波長λ2=650nm、半値幅が20nm以下の第2波長領域光と、の少なくとも2種類の照明光を発生させることができる。光源装置300は、可視光の出力、第1波長領域光の出力、第2波長領域光の出力を切り換えることが可能である。
[内視鏡プロセッサ]
内視鏡プロセッサ200には、CCDから出力される画像信号が電気コネクタ110を介して入力される。このアナログの画像信号は、内視鏡プロセッサ200内においてデジタルの画像信号に変換され、モニタ装置500の画面に表示するための必要な処理が施される。
内視鏡プロセッサ200には、CCDから出力される画像信号が電気コネクタ110を介して入力される。このアナログの画像信号は、内視鏡プロセッサ200内においてデジタルの画像信号に変換され、モニタ装置500の画面に表示するための必要な処理が施される。
このように、内視鏡100で得られた観察画像のデータが内視鏡プロセッサ200に出力され、内視鏡プロセッサ200に接続されたモニタ装置500に画像が表示される。
また、本実施形態では、CCDを介して取得された分光反射画像のデータがOCTプロセッサ400に供給され、3次元光干渉断層画像(3D−OCT画像)から血管部を抽出する処理に利用される。その処理内容について詳細は後述する。
<OCTプロセッサ、OCTプローブの内部構成>
[OCTプロセッサ]
図2は図1のOCTプロセッサの内部構成を示すブロック図である。図2に示すOCTプロセッサ400及びOCTプローブ600は、光干渉断層(OCT:Optical Coherence Tomography)計測法による測定対象の光断層画像を取得するためのものである。
[OCTプロセッサ]
図2は図1のOCTプロセッサの内部構成を示すブロック図である。図2に示すOCTプロセッサ400及びOCTプローブ600は、光干渉断層(OCT:Optical Coherence Tomography)計測法による測定対象の光断層画像を取得するためのものである。
OCTプロセッサ400は、測定のための光Laを射出する第1の光源部(第1の光源ユニット)12と、第1の光源部12から射出された光Laを測定光(第1の光束)L1と参照光L2に分岐するとともに、被検体である測定対象Sからの戻り光L3と参照光L2を合波して干渉光L4を生成する光ファイバカプラ(分岐合波部)14と、光ファイバカプラ14で分岐された測定光L1をOCTプローブ600の光コネクタ18に導くとともに、OCTプローブ600内の回転側光ファイバFB1によって導波された戻り光L3を導波する固定側光ファイバFB2と、光ファイバカプラ14で生成された干渉光L4を干渉信号として検出する干渉光検出部20と、この干渉光検出部20によって検出された干渉信号を処理して光断層画像(以下、単に「断層画像」とも言う。)を取得する信号処理部22を有する。信号処理部22で取得された光断層画像はモニタ装置500に表示される。
また、OCTプロセッサ400は、測定の目印を示すためのエイミング光(第2の光束)Leを射出する第2の光源部(第2の光源ユニット)13と、参照光L2の光路長を調整する光路長調整部26と、第1の光源部12から射出された光Laを分光する光ファイバカプラ28と、光ファイバカプラ14で合波された戻り光(干渉光)L4およびL5を検出する検出部30aおよび30bと、信号処理部22への各種条件の入力、設定の変更等を行う操作制御部32とを有する。
OCTプロセッサ400に接続されるOCTプローブ600は、固定側光ファイバFB2を介して導波された測定光L1を測定対象Sまで導波するとともに測定対象Sからの戻り光L3を導波する回転側光ファイバFB1と、この回転側光ファイバFB1を固定側光ファイバFB2に対して回転可能に接続し、測定光L1および戻り光L3を伝送する光コネクタ18と、を備える。
なお、図2に示したOCTプロセッサ400及びOCTプローブ600においては、上述した射出光La、エイミング光Le、測定光L1、参照光L2および戻り光L3などを含む種々の光を各光デバイスなどの構成要素間で導波し、伝送するための光の経路として、回転側光ファイバFB1および固定側光ファイバFB2を含め種々の光ファイバFB(FB3、FB4、FB5、FB6、FB7、FB8など)が用いられている。
第1の光源部12は、OCTの測定のための光(例えば、赤外領域の波長可変レーザ光、あるいは低コヒーレンス光)を射出するものである。本例の第1の光源部12は、赤外の波長域で光周波数(波長)を一定の周期で掃引させながらレーザ光La(例えば、波長1.3μmを中心とするレーザ光)を射出する波長可変光源である。
この第1の光源部12は、レーザ光あるいは低コヒーレンス光Laを射出する光源12aと、光源12aから射出された光Laを集光するレンズ12bとを備えている。また、詳しくは後述するが、第1の光源部12から射出された光Laは、光ファイバFB4、FB3を介して光ファイバカプラ14で測定光L1と参照光L2に分割され、測定光L1は光コネクタ18に入力される。
また、第2の光源部13は、エイミング光Leとして測定部位を確認しやすくするために可視光を射出するものである。例えば、波長660nmの赤半導体レーザ光、波長630nmのHe−Neレーザ光、波長405nmの青半導体レーザ光などを用いることができる。本実施形態における第2の光源部13としては、例えば赤色あるいは青色あるいは緑色のレーザ光を射出する半導体レーザ13aと、半導体レーザ13aから射出されたエイミング光Leを集光するレンズ13bを備えている。第2の光源部13から射出されたエイミング光Leは、光ファイバFB8を介して光コネクタ18に入力される。
光コネクタ18では、測定光(第1の光束)L1とエイミング光(第2の光束)Leとが合波され、OCTプローブ600内の回転側光ファイバFB1に導波される。
光ファイバカプラ(分岐合波部)14は、例えば2×2の光ファイバカプラで構成されており、固定側光ファイバFB2、光ファイバFB3、光ファイバFB5、光ファイバFB7とそれぞれ光学的に接続されている。
光ファイバカプラ14は、第1の光源部12から光ファイバFB4およびFB3を介して入射した光Laを測定光(第1の光束)L1と参照光L2とに分割し、測定光L1を固定側光ファイバFB2に入射させ、参照光L2を光ファイバFB5に入射させる。
さらに、光ファイバカプラ14は、光ファイバFB5に入射され後述する光路長調整部26によって周波数シフトおよび光路長の変更が施されて光ファイバFB5を戻った参照光L2と、後述するOCTプローブ600で取得され固定側光ファイバFB2から導波された光L3とを合波し、光ファイバFB3(FB6)および光ファイバFB7に射出する。
OCTプローブ600は、光コネクタ18を介して、固定側光ファイバFB2と接続されており、固定側光ファイバFB2から、光コネクタ18を介して、エイミング光Leと合波された測定光L1が回転側光ファイバFB1に入射される。入射されたこのエイミング光Leと合波された測定光L1を回転側光ファイバFB1によって伝送して測定対象Sに照射する。そして測定対象Sからの戻り光L3を取得し、取得した戻り光L3を回転側光ファイバFB1によって伝送して、光コネクタ18を介して、固定側光ファイバFB2に射出するようになっている。
干渉光検出部20は、光ファイバFB6および光ファイバFB7と接続されており、光ファイバカプラ14で参照光L2と戻り光L3とを合波して生成された干渉光L4およびL5を干渉信号として検出するものである。
光ファイバカプラ28から分岐させた光ファイバFB6の光路上には、干渉光L4の光強度を検出する検出器30aが設けられ、光ファイバFB7の光路上には干渉光L5の光強度を検出する検出器30bが設けられている。干渉光検出部20は、検出器30aおよび検出器30bの検出結果に基づいて、干渉信号を生成する。
信号処理部22は、干渉光検出部20で検出した干渉信号から断層画像を取得し、取得した断層画像をモニタ装置500へ出力する。なお、本実施形態では、干渉光検出部20で検出した干渉信号に基づいて、断層画像から血管部分を抽出して立体的な血管画像を生成し、血管の立体構造を示す画像がモニタ装置500に出力されるようになっている。これを実現するための信号処理部22の詳細な構成は後述する。
参照光L2の光路長を可変するための光路長調整部26は、光ファイバFB5の参照光L2の射出側(すなわち、光ファイバFB5の光ファイバカプラ14とは反対側の端部)に配置されている。
光路長調整部26は、光ファイバFB5から射出された光を平行光にする第1光学レンズ80と、第1光学レンズ80で平行光にされた光を集光する第2光学レンズ82と、第2光学レンズ82で集光された光を反射する反射ミラー84と、第2光学レンズ82および反射ミラー84を支持する基台86と、基台86を光軸方向に平行な方向に移動させるミラー移動機構88とを有する。第1光学レンズ80と第2光学レンズ82との距離を変化させることにより参照光L2の光路長が調整される。
第1光学レンズ80は、光ファイバFB5のコアから射出された参照光L2を平行光にするとともに、反射ミラー84で反射された参照光L2を光ファイバFB5のコアに集光する。
また、第2光学レンズ82は、第1光学レンズ80により平行光にされた参照光L2を反射ミラー84上に集光するとともに、反射ミラー84により反射された参照光L2を平行光にする。このように、第1光学レンズ80と第2光学レンズ82とにより共焦点光学系が形成されている。
さらに、反射ミラー84は、第2光学レンズ82で集光される光の焦点に配置されており、第2光学レンズ82で集光された参照光L2を反射する。
これにより、光ファイバFB5から射出した参照光L2は、第1光学レンズ80により平行光になり、第2光学レンズ82により反射ミラー84上に集光される。その後、反射ミラー84により反射された参照光L2は、第2光学レンズ82により平行光になり、第1光学レンズ80により光ファイバFB5のコアに集光される。
また、基台86は、第2光学レンズ82と反射ミラー84とを固定し、ミラー移動機構88は、基台86を第1光学レンズ80の光軸方向(図2矢印A方向)に移動させる。
ミラー移動機構88で、基台86を矢印A方向に移動させることで、第1光学レンズ80と第2光学レンズ82との距離を変更することができ、参照光L2の光路長を調整することができる。
操作制御部32は、キーボード、マウス等の入力手段と、入力された情報に基づいて各種条件を管理する制御手段とを有し、信号処理部22に接続されている。操作制御部32は、入力手段から入力されたオペレータの指示に基づいて、信号処理部22における各種処理条件等の入力、設定、変更等を行う。
なお、操作制御部32は、操作画面をモニタ装置500に表示させてもよいし、別途表示部を設けて操作画面を表示させてもよい。また、操作制御部32で、第1の光源部12、第2の光源部13、光コネクタ18、干渉光検出部20、光路長ならびに検出部30aおよび30bの動作制御や各種条件の設定を行うようにしてもよい。
[OCTプローブ]
図3はOCTプローブ600の断面図である。図3に示すように、挿入部602の先端部は、プローブ外筒(シース)620と、キャップ622と、回転側光ファイバFB1と、バネ624と、固定部材626と、光学レンズ628とを有している。
図3はOCTプローブ600の断面図である。図3に示すように、挿入部602の先端部は、プローブ外筒(シース)620と、キャップ622と、回転側光ファイバFB1と、バネ624と、固定部材626と、光学レンズ628とを有している。
プローブ外筒620は、可撓性を有する筒状の部材であり、光コネクタ18においてエイミング光Leが合波された測定光L1および戻り光L3が透過する材料からなっている。なお、プローブ外筒620は、測定光L1(エイミング光Le)および戻り光L3が通過する先端(光コネクタ18と反対側の回転側光ファイバFB1の先端、以下プローブ外筒620の先端と言う)側の一部が全周に渡って光を透過する材料(透明な材料)で形成されていればよく、先端以外の部分については光を透過しない材料で形成されていてもよい。
キャップ622は、プローブ外筒620の先端に設けられ、プローブ外筒620の先端を閉塞している。
回転側光ファイバFB1は、線状部材であり、プローブ外筒620内にプローブ外筒620に沿って収容されている。回転側光ファイバFB1は、光コネクタ18で合波された測定光L1とエイミング光Leとを光学レンズ628まで導波するとともに、測定光L1(エイミング光Le)を測定対象Sに照射して光学レンズ628で取得した測定対象Sからの戻り光L3を光コネクタ18まで導波する。この戻り光L3は、光コネクタ18を介して固定側光ファイバFB2に入射する。回転側光ファイバFB1は、プローブ外筒620に対して回転自在、及びプローブ外筒620の軸方向に移動自在な状態で配置されている。
バネ624は、回転側光ファイバFB1の外周に固定されている。回転側光ファイバFB1およびバネ624は、回転筒656とともに光コネクタ18に接続されている。
光学レンズ628は、回転側光ファイバFB1の測定側先端(光コネクタ18と反対側の回転側光ファイバFB1の先端)に配置されている。光学レンズ628の先端部(光出射面)は、回転側光ファイバFB1から射出された測定光L1(エイミング光Le)を測定対象Sに対し集光するために略球状の形状で形成されている。
光学レンズ628は、回転側光ファイバFB1から射出した測定光L1(エイミング光Le)を測定対象Sに対し照射し、測定対象Sからの戻り光L3を集光し回転側光ファイバFB1に入射する。
固定部材626は、回転側光ファイバFB1と光学レンズ628との接続部の外周に配置されており、光学レンズ628を回転側光ファイバFB1の端部に固定する。固定部材626による回転側光ファイバFB1と光学レンズ628の固定方法は、特に限定されず、接着剤により、固定部材626と回転側光ファイバFB1および光学レンズ628を接着させて固定してもよいし、ボルト等を用い機械的構造で固定してもよい。なお、固定部材626は、ジルコニアフェルールやメタルフェルールなど光ファイバの固定や保持あるいは保護のために用いられるものであれば、如何なるものを用いてもよい。
回転側光ファイバFB1およびバネ624は、回転筒656に接続されており、回転筒656によって回転側光ファイバFB1およびバネ624を回転させることで、光学レンズ628をプローブ外筒620に対し、矢印R2方向(回転側光ファイバFB1の光軸を回転中心とする回転方向)に回転させる。また、光コネクタ18は、回転エンコーダを備える。回転エンコーダからの信号に基づいて光学レンズ628の位置情報(角度情報)から測定光L1の照射位置が検出される。つまり、回転している光学レンズ628の回転方向における基準位置に対する角度を検出して、測定位置を検出する。
さらに、回転側光ファイバFB1、バネ624、固定部材626、及び光学レンズ628は、モータ660を含む駆動機構により、プローブ外筒620内部を矢印S1方向(鉗子口方向)、及びS2方向(プローブ外筒620の先端方向)に移動可能に構成されている。
図3の左側には、OCTプローブ600の操作部604における回転側光ファイバFB1等の駆動機構の概略構成が示されている。
プローブ外筒620は、固定部材670に固定されているのに対し、回転側光ファイバFB1およびバネ624の基端部は、回転筒656に接続されている。回転筒656は、モータ652の回転に応じてギア654を介して回転するように構成されている。回転筒656は、光コネクタ18に接続されており、測定光L1及び戻り光L3は、光コネクタ18を介して回転側光ファイバFB1と固定側光ファイバFB2間を伝送される。
回転筒656、モータ652、ギア654、及び光コネクタ18を内蔵するフレーム650は、支持部材662を備えている。支持部材662は、図示しないネジ孔を有しており、該ネジ孔には進退移動用ボールネジ664が咬合している。進退移動用ボールネジ664には、モータ660が接続されている。モータ660を回転駆動することによりフレーム650を進退移動させ、これにより回転側光ファイバFB1、バネ624、固定部材626、及び光学レンズ628を図3のS1及びS2方向(プローブ外筒620の長手方向に沿った軸方向、すなわち、回転側光ファイバFB1の光軸に沿った方向)に移動させることが可能となっている。
OCTプローブ600は、以上のような構成であり、モータ660の駆動によって回転側光ファイバFB1およびバネ624が、図3中矢印R2方向に回転されることで、光学レンズ628から射出される測定光L1(エイミング光Le)を測定対象Sに対し、矢印R2方向(プローブ外筒620の円周方向)に対し走査しながら照射し、戻り光L3を取得する。エイミング光Leは、測定対象Sに対し、例えば青色、赤色あるいは緑色のスポット光として照射される。このエイミング光Leの反射光(測定対象Sからの反射光)は、モニタ装置500に表示された観察画像に輝点としても表示される。
このような回転方向に沿った光走査により、プローブ外筒620の円周方向の全周において、測定対象Sの所望の部位を正確にとらえることができ、測定対象Sを反射した戻り光L3を取得することができる。
さらに、3次元ボリュームデータを生成するための複数の断層画像を取得する場合は、モータ66を含む駆動機構により回転側光ファイバFB1及び光学レンズ628が矢印S1方向の移動可能範囲の終端まで移動され、断層画像を取得しながら所定量ずつS2方向に移動し、又は断層画像取得とS2方向への所定量移動を交互に繰り返しながら、移動可能範囲の終端まで移動する。
このように測定対象Sに対して所望の範囲で複数の断層画像を得て、取得した複数の断層画像に基づいて3次元ボリュームデータを得ることができる。
図4は、測定対象Sに対して光走査がラジアル走査の場合の断層画像のスキャン面を示す図であり、図5は図4の断層画像により構築される3次元ボリュームデータを示す図である。干渉信号により測定対象Sの深さ方向(第1の方向)の断層画像を取得し、測定対象Sに対し図3矢印R2方向(プローブ外筒620の円周方向)に走査(ラジアル走査)することで、図4に示すように、第1の方向と該第1の方向と直交する第2の方向とからなるスキャン面での断層画像を取得することができる。またさらに、このスキャン面に直交する第3の方向に沿ってスキャン面を移動させることで、図5に示すように、3次元ボリュームデータを生成するための複数の断層画像が取得できる。
図6は内視鏡100の鉗子口156から導出されたOCTプローブ600を用いて断層画像を得る様子を示す図である。図6に示すように、OCTプローブ600の挿入部602の先端部を、測定対象Sの所望の部位に近づけて、断層画像を得る。所望の範囲の複数の断層画像を取得する場合は、必ずしもOCTプローブ600本体を移動させる必要はなく、前述の駆動機構によりプローブ外筒620内で光学レンズ628を移動させればよい。
上記の説明では、測定光L1(エイミング光Le)を測定対象Sにラジアル走査するとしたが、これに限らない。
図7は測定対象Sに対してセクタ走査を行って断層画像を取得する構成を示す図であり、図8は図7の断層画像により構築される3次元ボリュームデータを示す図である。図7に示すように、ガルバノミラー900を使用し、測定対象Sの上方からセクタ走査を行って断層画像を取得する構成にも適用でき、この場合もスキャン面を移動させることで(X方向及びY方向に走査することで)、図8に示すように、3次元ボリュームデータを生成するための複数の断層画像(フレーム1,2,3・・・・)が取得できる。
[3D−OCTの走査軸と計測画像の対応]
図9は3次元OCT計測の走査軸(XYZ軸)と、計測によって得られる断層画像との対応関係を示した模式図である。本例の説明においては、図9のように、計測対象の深さ方向をZ軸、OCTの一次スキャン(走査)方向をX軸、OCTの二次スキャン(走査)方向をY軸に定義する。3次元OCT計測によって、XZ平面の断層画像がY方向に多数枚繋ぎ合わされた画像系列の3次元光干渉断層画像のデータが得られる。
図9は3次元OCT計測の走査軸(XYZ軸)と、計測によって得られる断層画像との対応関係を示した模式図である。本例の説明においては、図9のように、計測対象の深さ方向をZ軸、OCTの一次スキャン(走査)方向をX軸、OCTの二次スキャン(走査)方向をY軸に定義する。3次元OCT計測によって、XZ平面の断層画像がY方向に多数枚繋ぎ合わされた画像系列の3次元光干渉断層画像のデータが得られる。
なお、図9中、符号810で示した黒丸は、粘膜内に存在する管状構造(血管やリンパ管などの脈管)を表している。
[撮像系の構成]
図10は、本実施形態の要部構成を示すブロック図である。本実施形態における画像診断装置10において被検体から画像信号を取得する手段となる撮像系は、図10に示すように、3次元光干渉断層画像を得るOCT計測系11と、分光反射画像を得る分光反射画像計測系16の組み合わせとして構成される。OCT計測系11は、図2で説明したOCTプロセッサ400とOCTプローブ600を含む計測系であり、測定光を発生させるOCT光源(図2で説明した第1の光源12aに相当)と、干渉光検出部20とを備える。
図10は、本実施形態の要部構成を示すブロック図である。本実施形態における画像診断装置10において被検体から画像信号を取得する手段となる撮像系は、図10に示すように、3次元光干渉断層画像を得るOCT計測系11と、分光反射画像を得る分光反射画像計測系16の組み合わせとして構成される。OCT計測系11は、図2で説明したOCTプロセッサ400とOCTプローブ600を含む計測系であり、測定光を発生させるOCT光源(図2で説明した第1の光源12aに相当)と、干渉光検出部20とを備える。
一方、図10の分光反射画像計測系16は、第1波長領域光及び第2波長領域光を発生させる光源302(「第2の光源」に相当)と、当該光源302が発する光を被検体の測定対象位置に導く導波光学系(不図示)と、被検体からの反射光を受光して電気信号に変換する反射光検出部340と、を備える。光源302は、図1で説明した光源装置300に組み込まれている。なお、図10では、光源302を1つのブロックとして描いたが、第1波長領域光を発生させる光源と、第2波長領域光を発生させる光源を別々に設けても良い。この場合、これら複数の光源部によって「第2の光源」が構成される。
反射光検出部340は、図1の観察光学系150を介して被検体を撮像する撮像素子(例えば、CCD撮像デバイス)である。
図10に示したとおり、干渉光検出部20で検出された干渉信号と、反射光検出部340で検出された撮像信号は、信号処理部22に送られる。
[信号処理部]
図11は図3及び図10の信号処理部22の構成を示すブロック図である。
図11は図3及び図10の信号処理部22の構成を示すブロック図である。
図11に示すように、本実施形態の信号処理部22は、干渉光検出部20から入力される干渉信号と反射光検出部340から入力される撮像信号(反射信号)からモニタ装置500に出力される画像を生成するための信号処理を行う処理部である。信号処理部22は、主として、フーリエ変換部410、対数変換部420、断層画像構築部430、管状構造抽出処理部440、血液成分分布抽出処理部450、位置合わせ処理部460、血管部分離処理部(血管部抽出処理部)470、3次元表示画像生成部480、及び制御部490を備えて構成される。なお、制御部490は、操作制御部32からの操作信号に基づき信号処理部22の各部を制御する。
干渉光検出部20には、波長掃引光源としての第1の光源部12から射出された光が測定光と参照光に分割され、OCTプローブ600から測定対象Sに測定光を照射したときに得られる反射光と参照光とが合波したときの干渉光が入力される。この干渉光検出部20は、入力された干渉光(光信号)を干渉信号(電気信号)に変換する干渉信号生成部20aと、干渉信号生成部20aで生成された干渉信号をアナログ信号からデジタル信号に変換するAD変換部20bとから構成される。
AD変換部20bでは、例えば、80MHz程度のサンプリングレートで14bit程度の分解能でアナログ信号からデジタル信号への変換が実施されるが、これらの値に特に限定されるものではない。AD変換部20bにおいてデジタル信号に変換された干渉信号は、信号処理部22のフーリエ変換部410に入力される。
フーリエ変換部410は、干渉光検出部20のAD変換部20bにおいてデジタル信号に変換された干渉信号をFFT(高速フーリエ変換)により周波数解析を行い、測定対象Sの各深さ位置における反射光(戻り光)L3の強度、すなわち深度方向の反射強度データ(断層情報)を生成する。フーリエ変換部410でフーリエ変換されたデータ(断層情報)は、対数変換部420で対数変換される。対数変換されたデータは、断層画像構築部430に入力される。
断層画像構築部430は、対数変換部420で対数変換されたデータに対して輝度、コントラスト調整、表示サイズにあわせたリサンプル、ラジアル走査、セクタ走査等の走査方法に合わせての座標変換などを行い、断層画像を構築する。断層画像構築部430によって3次元光干渉断層画像データが生成される。この3次元光干渉断層画像データは管状構造抽出処理部440に入力される。
管状構造抽出処理部440は、断層画像構築部430で構築された3次元光干渉断層画像データを基に、血管及びリンパ管その他の管状構造の情報を抽出する処理を行う。管状構造抽出処理部440の処理内容については後述する。
なお、ここで抽出される管状構造の情報には、血管部の他、リンパ管などの非血管部も含まれている。本例ではこの混在した情報から血管部と非血管部を分離し、血管部のみの情報を取り出す。その分離処理のために、反射光検出部340からの信号が利用される。
反射光検出部340には、図10で説明した光源302から出力された照明光(第1波長領域光、第2波長領域光)を測定対象Sに照射したときに得られる反射光が入力される。反射光検出部340は、入力された光(光信号)を電気信号に変換する分光反射信号生成部340aと、分光反射信号生成部340aで生成された画像信号(分光画像信号)をアナログ信号からデジタル信号に変換するAD変換部340bとから構成される。AD変換部340bにおいてデジタル信号に変換された分光反射画像信号は、信号処理部22の血液成分分布抽出処理部450に入力される。
血液成分分布抽出処理部450は、第1波長領域光の照射によって得られた第1分光反射画像と、第2波長領域光の照射によって得られた第2分光反射画像から、ヘモグロビン濃度が高い部分を抽出する処理を行う。
図12はヘモグロビンの吸収スペクトルを示す。図12に示すように、波長545nmはヘモグロビンの光吸収が比較的強い波長であり、かつヘモグロビンの酸素飽和度に影響を受けない波長である。一方、これよりも長波長の波長650nmではヘモグロビンの吸収が殆ど0に近くなり、反射強度がヘモグロビン濃度に依存しなくなる。したがって、これら二つの波長の反射強度の比を取ることで、ヘモグロビンが集中的に分布する血管の位置を反射画像から抽出できる。図11の血液成分分布抽出処理部450は、かかる抽出原理に基づいて、ヘモグロビン濃度の分布を計算し、血管の平面画像(以下、「反射血管画像」という。)を生成する。
ここでは、中心波長545nmの狭帯域光と、中心波長650nmの狭帯域光の2つの波長による分光反射画像を得ているが、分光波長の選択は、本例の2種類に限定されない。また、2つの波長に限らず、2以上さらに複数の波長領域の分光反射画像を取得してもよい。
なお、中心波長545nmの場合、500nmで酸化ヘモグロビンの吸収係数の極小値が来るので(図12参照)、波長の半値幅は40nm未満とすることが好ましい。より好ましくは、半値幅30nm未満、さらに好ましくは半値幅20nm以下とする。分光反射画像を得るための波長の半値幅は狭いほど望ましいが、注目血管と粘膜のコントラストが中心波長650nmの場合に比べ有意差がある範囲で決定するとよい。
図11の位置合わせ処理部460は、OCT計測系から取得した管状構造のデータと、分光反射画像計測系から取得した反射血管画像との位置合わせを行うための変換処理を行う。OCT計測と分光反射画像計測では、撮像系の中心光軸が一致しないため、それぞれの撮像系から得られる画像において血管の位置がずれてしまう(図16(a)(b)参照)。この問題に対応するため、位置合わせ処理部460において、画像間の位置合わせを行う。位置合わせ処理部460にて、反射血管画像をOCT画像の視点に変換した画像を生成する。
血管部分離処理部470は、位置合わせ処理部460にて生成した変換後の反射血管画像と、管状構造抽出処理部440で生成した管状構造の抽出結果画像の相関をとり、管状構造の抽出結果画像の中から、血管部と非血管部とを分離し、血管部のみを抽出する処理を行う。
3次元表示画像生成部480は、血管部分離処理部470にて抽出された血管構造の情報を基に、3次元血管画像の表示用画像を生成する。
このようにして生成された3次元血管画像は、LCDモニタ等のモニタ装置500に出力される。なお、3次元血管画像の表示出力に代えて、又は3次元血管画像の表示とともに、断層画像構築部430で構築された断層画像をモニタ装置500に表示させることも可能である。
<全体処理のフローチャート>
図13は、上記構成からなる本実施形態の全体処理のフローチャートである。
図13は、上記構成からなる本実施形態の全体処理のフローチャートである。
図13のステップS110では、3次元光干渉断層画像を取得する。ステップS120では、ステップS110の計測範囲が含まれるように、対象の表面に中心波長545nm、かつ半値幅が20nm以下の光(第1波長領域光)及び中心波長650nmかつ半値幅20nm以下の光(第2波長領域光)を照射し、それぞれの反射画像(分光反射画像)を取得する。
ステップS130では、ステップS110で取得した光干渉断層画像から、血管部の候補領域となる管状構造を抽出する。管状構造(血管部候補領域)の抽出方法の例を図14に示す。
まず、3次元光干渉断層画像を取得し(ステップS310)、XZ平面のフレームとして取得された断層画像のデータ群をXY平面の画像系列に再構成する(ステップS312)。ここでいうXY平面の画像系列は、測定光L1の入射方向(Z方向)に対して垂直な断面の画像群である。
このようにXY平面画像の画像系列に再構成する主な理由は、本例のOCT計測対象となる粘膜内血管は粘膜表面に対して水平に分布しているため(粘膜内血管は、概ね、粘膜表面と並行な面に沿って走行しているため)、XY平面で血管抽出処理を行った方が有利であるからである。
このXY平面画像系列に再構成されたデータから、血管部の候補領域(管状構造の領域)を抽出する処理を行う。例えば、2次元画像から周辺より信号強度が低い線状構造を抽出することで実施される。具体的な手段としては、例えば、エッジ検出、テンプレートマッチングなど公知技術の様々な組み合わせが可能である。ここでは、その一例として、エッジ検出を用いるフローチャートを示した(図14)。
図14のステップS314では入力XY平面画像に対して前処理を施す。具体的には、平均化や低周波フィルタリングなどによるノイズ抑制処理や、抽出対象信号を強調するためのヒストグラム強調などを行う。
ステップS316では、血管部の候補領域を抽出するためのエッジ検出を行う。エッジ検出処理の具体的な手段として、例えば、DOG(Difference OfGaussian)フィルタやTop−Hat変換など、抽出対象血管の信号周波数に対応する周波数フィルタリング処理を行う。
ステップS318では、ステップS314のフィルタリング処理結果に2値化を行い、管状構造部と非管状構造部を分離する。しかしながら、OCT特有のノイズや計測対象の不均一構造の影響などにより、この過程の分離性能には限界がある。その結果、ステップS316の処理後に得られるデータには、非管状構造部が含まれていたり、或いは、管状構造部であるのに管状構造部として検出されていない部分(管状構造部の非検出部)が発生したりする。
ステップS320では、ステップS318の結果を元に、各画素に対して管状構造(血管候補領域)の判定を行う。具体的には、血管の直線性、連結性などを評価する評価関数により、ステップS318の過程で残った非管状構造部を除去し、検出されなかった管状構造部を補完する処理を行う。すなわち、管状構造(血管部候補領域)の判定処理(ステップS320)には、残った非管状構造部の除去処理、及び、管状構造の非検出部を補う補完処理が含まれる。
こうして、血管部を含む管状構造(血管部の候補領域)の画像データが生成される。
図13のステップS140では、ステップS120で取得した分光反射画像から、ヘモグロビン濃度が高い部分を抽出する。図11の符号450及び図12で説明したとおり、波長545nm、650nmの反射強度の比を取ることで、ヘモグロビンが集中的に分布する血管の位置を反射画像から抽出する。
図13のステップS150では、ステップS130で取得した管状構造の抽出画像と、ステップS140の血液濃度分布の計算から得られた血管検出画像との画像間で位置合わせの処理を行う。この位置合わせ処理のフローチャートを図15に示す。また、図16に位置合わせ処理の概念図を示す。
図15のステップS510では、OCT計測の画像において、測定対象の表面からある深さdsまでの深さ範囲を平均した画像A(XY平面画像)を作成する(図16(a)参照)。ここの深さdsは、波長545nmの光が、計測対象組織において進達可能な平均深さで決めることが望ましい。
この画像Aは、OCT画像をZ方向に積分したものに相当している。図16(a)にその一例を示す。
図15のステップS512では、ステップS510で取得した画像Aと、波長545nmの分光反射画像(図16(b)参照、以下、「画像B」という。)の各画像から、それぞれ特徴点を検出する。図16(c)は画像Aから抽出された特徴点、図16(d)は画像Bから抽出された特徴点を表す。なお、二次元画像(画像A,B)から特徴点を抽出する方法は、公知技術(例えば、金澤 靖, 金谷健一, 「コンピュータビジョンのための画像の特徴点抽出」, 電子情報通信学会誌, vol.87, no. 12, pp.1043-1048, Dec. 2004.
参照)を適用することができる。
参照)を適用することができる。
図15のステップS514では、ステップS512で取得した特徴点の組み合わせから、画像Bを、画像Aの計測視点に変換するための行列Fを計算する。この変換行列Fを求める原理は、2台のカメラを用いたステレオ視における位置合わせの原理と同じであり、公知技術である(例えば、A. Bartoli and P. Sturm, “Nonlinear estimation of fundamental matrix with minimal parameters,” IEEE Trans. Pattern Analysis and Machine Intelligence, vol. 26, no. 3, pp. 426-432, March 2004.参照)。この行列Fの計算に用いる特徴点は、最低8点以上必要であることが知られている。
ステップS514で変換行列Fを求めた後、ステップS516では、次式(数1)にしたがって画像Bを変換し、画像Aの視点に変換した画像B’を得る。
ステップS516による位置合わせ変換後の画像例を図16(e)に示す。
次に、図13のステップS160では、ステップS150(図15のステップS516)の処理で得た画像B’と、ステップS130で抽出したOCTの血管抽出結果画像の相関をとり、血管部と非血管部とを分離する処理(すなわち、非血管管状構造を除去して血管部のみを抽出する処理)を行う。
図17は、ステップ160における非血管管状構造の除去処理(分離処理)の概念図である。図17(a)は位置合わせ処理を行った後の血管濃度画像(画像B’)である。図17(b)は、深さdのOCT管状構造抽出結果(XY平面によるスライス画像から管状構造を抽出した画像)である。
図13のステップS160では、画像B’(図17(a))と、深さdのOCT管状構造抽出結果画像(図17(b))との画像間の相関を取り、その相関のある部分を抽出して、図17(c)に示すように、画像B’において血液濃度の評価値がある閾値以上であり、かつOCT画像で管状構造として抽出された部分のみを血管部として残す。
以上の処理により、OCTで抽出した3次元管状構造から、血管とその他の構造(リンパ管等)を分離でき、図18のように血管のみの走行情報を可視化できる。
図18は、図13のステップS160で抽出された血管部のみの情報に基づいて生成される3次元表示画像の例である。
図13のステップS170において、図18のような血管の立体的な情報がモニタ装置500の画面上に表示される。
また、血管の立体的な表示に加え、血液中の酸素飽和濃度の情報を合わせて表示させてもよい。
本実施形態によれば、図18と図19を比較すると明らかなように、血管と血管以外の管状構造を明確に分離し、観察に適した3次元血管構造を描画することができる。
図13〜図15で説明した各処理ステップの演算機能は、ソフトウエア(プログラム)又はハードウエア回路、若しくはこれらの組み合わせからなる手段により実現される。
<変形例1>
上述の実施形態では、図13のステップS110及びステップS120で得られた画像情報から分光反射画像とOCT画像間の変換行列Fを計算している。これは分光反射画像の撮像系とOCT画像の撮像系の光軸の関係が頻繁に変化する場合に有効である。
上述の実施形態では、図13のステップS110及びステップS120で得られた画像情報から分光反射画像とOCT画像間の変換行列Fを計算している。これは分光反射画像の撮像系とOCT画像の撮像系の光軸の関係が頻繁に変化する場合に有効である。
しかし、光軸の位置関係の変化が無視できるほど小さい場合は、計測前に変換行列(視野変換行列)Fを計算し、その行列を毎回の変換に用いることで、位置合わせ処理を簡単化できる。この場合、特徴点がはっきりしている対象を計測し、その結果から変換行列を求めることで、より精度の高い変換行列を得ることができる。
<変形例2>
上述した実施形態では、OCTプロセッサ400としてSS−OCT(Swept Source OCT)装置を用いて説明したが、これに限らず、OCTプロセッサ400をSD−OCT(Spectral Domain OCT)装置、タイムドメインOCT装置など、他の方式のOCT装置としても適用可能である。
上述した実施形態では、OCTプロセッサ400としてSS−OCT(Swept Source OCT)装置を用いて説明したが、これに限らず、OCTプロセッサ400をSD−OCT(Spectral Domain OCT)装置、タイムドメインOCT装置など、他の方式のOCT装置としても適用可能である。
10…画像診断装置、12…第1の光源部、20…干渉光検出部、20a…干渉信号生成部、20b…AD変換部、22…信号処理部、100…内視鏡、150…観察光学系150、200…内視鏡プロセッサ、300…光源装置、302…光源、340…反射光検出部、400…OCTプロセッサ、410…フーリエ変換部、420…対数変換部、430…断層画像構築部、440…管状構造抽出処理部、450…血液成分分布抽出処理部、460…位置合わせ処理部、470…血管部分離処理部、480…3次元表示画像生成部、490…制御部、500…モニタ装置、600…OCTプローブ、810…血管
Claims (11)
- 3次元光干渉断層画像のデータを取得する断層画像取得手段と、
前記3次元光干渉断層画像の測定対象となっている被検体の観察エリアの表面から、少なくとも2つの波長領域による2次元の分光反射画像を取得する分光反射画像取得手段と、
前記断層画像取得手段で取得したデータから信号処理によって管状構造を抽出する管状構造抽出手段と、
前記分光反射画像取得手段で取得した分光反射画像から血液成分の分布を抽出する血液成分分布抽出手段と、
前記血液成分分布抽出手段により抽出された前記血液成分の分布を示す情報を用いて、前記管状構造の抽出結果から血管部と非血管部とを分離する分離手段と、
を備えることを特徴とする断層画像処理装置。 - 前記分離手段によって分離された前記血管部を描出するための表示画像を生成する表示画像生成手段を備えることを特徴とする請求項1に記載の断層画像処理装置。
- 前記分離手段による前記分離の処理に先立ち、前記3次元光干渉断層画像から抽出された管状構造抽出画像と前記分光反射画像との位置合わせを行う位置合わせ処理手段を備えることを特徴とする請求項2に記載の断層画像処理装置。
- 前記位置合わせ処理手段は、予め用意されている視野変換行列を用いて前記分光反射画像のデータを変換することを特徴とする請求項3に記載の断層画像処理装置。
- 前記位置合わせ処理手段は、
前記3次元光干渉断層画像から抽出された前記管状構造抽出画像と、前記分光反射画像とからそれぞれ特徴点を抽出する特徴点抽出手段と、
前記特徴点抽出手段により抽出された前記管状構造抽出画像の特徴点と、前記分光反射画像の特徴点から変換行列を求める変換行列生成手段と、
を備え、
前記変換行列を用いて前記分光反射画像のデータを変換することを特徴とする請求項3に記載の断層画像処理装置。 - 前記分離手段は、前記管状構造抽出画像と前記位置合わせ処理後の前記分光反射画像との相関をとり、前記血管部を抽出することを特徴とする請求項3乃至5のいずれか1項に記載の断層画像処理装置。
- 前記血液成分は、ヘモグロビンであり、
前記2つの波長領域は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの光吸収係数が同程度に高い第1波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第1波長領域と、前記第1波長よりも長波長側で、かつ酸化ヘモグロビンの光吸収係数が0に近い値となる第2波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第2波長領域であることを特徴とする請求項1乃至6のいずれか1項に記載の断層画像処理装置。 - 前記3次元光干渉断層画像は、波長掃引光源から射出される光を測定光と参照光に分割し、前記測定光にて前記測定対象に照射し、該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波し、前記反射光と前記参照光が合波したときの干渉光を干渉信号として検出し、該干渉信号から生成された断層画像であることを特徴とする請求項1乃至7のいずれか1項に記載の断層画像処理装置。
- 3次元光干渉断層画像のデータを取得する断層画像取得ステップと、
前記3次元光干渉断層画像の測定対象となっている被検体の観察エリアの表面から、少なくとも2つの波長領域による2次元の分光反射画像を取得する分光反射画像取得ステップと、
前記断層画像取得ステップで取得したデータから信号処理によって管状構造を抽出する処理を行う管状構造抽出処理ステップと、
前記分光反射画像取得ステップで取得した分光反射画像から血液成分の分布を抽出する処理を行う血液成分分布抽出処理ステップと、
手段と、
前記血液成分分布抽出処理ステップにより抽出された前記血液成分の分布を示す情報を用いて、前記管状構造の抽出結果から血管部と非血管部とを分離する処理を行う分離処理ステップと、
を含むことを特徴とする断層画像処理方法。 - 前記断層画像取得ステップは、第1の光源から射出される光を測定光と参照光に分割し、前記測定光にて前記測定対象となる被検体に照射し、該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波し、前記反射光と前記参照光が合波したときの干渉光を干渉信号として検出し、該干渉信号を用いて前記測定対象の断層画像を取得するステップを含み、
前記分光反射画像取得ステップは、
第1波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第1波長領域の光を前記被検体の前記観察エリアに照射し、該被検体からの反射光を表面反射画像信号として検出して第1分光反射画像を得るステップと、
前記第1波長よりも長波長の第2波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第2波長領域の光を前記被検体の前記観察エリアに照射し、該被検体からの反射光を表面反射画像信号として検出して第2分光反射画像を得るステップと、を含むことを特徴とする請求項9に記載の断層画像処理方法。 - 第1の光源と、
前記第1の光源から射出された光を測定光と参照光に分割する光分割手段と、
前記光分割手段により分割された前記測定光が測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波する合波手段と、
前記合波手段により合波された前記反射光と前記参照光との干渉光を検出する光干渉検出手段と、
前記光干渉検出手段により検出された干渉信号から前記測定対象の深さ方向の情報を含む3次元の断層画像のデータを生成する断層画像取得手段と、
第1波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第1波長領域及び前記第1波長よりも長波長側の第2波長を中心波長とする半値幅40nm未満の第2波長領域の少なくとも2つの波長領域の光を射出し得る第2の光源と、
前記第2の光源から射出された光を前記断層画像の測定対象となっている被検体の観察エリアに照射して得られる当該測定対象の表面からの反射光を検出する反射光検出手段と、
前記反射光検出手段により検出された表面反射信号から、前記少なくとも2つの波長領域による2次元の分光反射画像を生成する分光反射画像取得手段と、
前記断層画像取得手段で取得したデータから信号処理によって管状構造を抽出する管状構造抽出手段と、
前記分光反射画像取得手段で取得した分光反射画像から血液成分の分布を抽出する血液成分分布抽出手段と、
前記血液成分分布抽出手段により抽出された前記血液成分の分布を示す情報を用いて、前記管状構造の抽出結果から血管部と非血管部とを分離する分離手段と、
前記分離手段によって分離された前記血管部を描出するための表示画像を生成する表示画像生成手段と、
前記表示画像生成手段により生成された表示画像を表示する表示手段と、
を備えることを特徴とする光干渉断層画像診断装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2010148032A JP2012010776A (ja) | 2010-06-29 | 2010-06-29 | 断層画像処理装置及び方法、並びに光干渉断層画像診断装置 |
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JP2010148032A JP2012010776A (ja) | 2010-06-29 | 2010-06-29 | 断層画像処理装置及び方法、並びに光干渉断層画像診断装置 |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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US9759545B2 (en) | 2013-01-24 | 2017-09-12 | Hitachi-Lg Data Storage, Inc. | Optical tomograph and optical tomographic method |
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-
2010
- 2010-06-29 JP JP2010148032A patent/JP2012010776A/ja active Pending
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