JP2015181701A - 画像診断装置及びその制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 格別な知識を求めず、利用するフラッシュ液の屈折率を高い精度で設定できるようにする。【解決手段】 初期屈折率を設定した上で、フラッシュ液を満たした既知の形状のジグ内にカテーテルを位置させて、断面画像を再構成させる。そして、ユーザは、利用したジグがどのような形状であったのかを指示する。再構成された断面画像中のジグの形状が、指示したジグの形状に一致させるための正しい屈折率を算出する。【選択図】 図７

Description

本発明は光干渉を用いた画像診断装置及びその制御方法に関するものである。

画像診断装置、とりわけ、血管内腔の画像を取得する装置として光干渉断層診断装置（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）等がある。また、ＯＣＴの改良型として、波長掃引を利用した光干渉断層診断装置（ＳＳ−ＯＣＴ:Swept-source Optical coherence Tomography）も開発されている（特許文献１）。

特開２００７−２６７８６７号公報

血液の光の透過性は低い。よって、光干渉断層診断装置では、カテーテルの先端部から透明な液体を放出して、血管を局所的に透明な状態にした上でスキャンを行う。この放出する処理もしくは操作は、一般にフラッシュ（若しくはフラッシュ処理、フラッシュ操作）と呼び、その際に利用する液体をフラッシュ液と呼ぶ。

フラッシュ液は、造影剤、生理食塩水、又は、その混合液等を用いることができるが、光の屈折率はそれぞれで異なる。光干渉断層診断装置は、スキャンして得られたデータに基づき演算によって血管断層画像を再構成するが、その演算にはスキャン時に用いたフラッシュ液の屈折率が含まれる。従って、ユーザ（技師若しくは医師）は、光干渉断層診断装置に対して利用するフラッシュ液の屈折率を設定する。ユーザが、決まったメーカの製品のフラッシュ液を利用する場合は、屈折率は固定と見なせるので、それをそのまま利用できる。しかし、利用経験のない新たなフラッシュ液、または、ユーザが造影剤と生理食塩水を混合させた場合、正確な屈折率を設定することは難しい。

本発明者は上記点に鑑み、格別な知識を必要とせずとも、利用するフラッシュ液の屈折率を高い精度で設定でき、もって高い精度の血管断層像を再構成することを可能ならしめる技術を提供しようとするものである。

上記課題を解決するため、本発明の診断装置は以下の構成を有する。すなわち、
光送受信部を先端近傍に回転自在に収納したカテーテルを用いて、血管内の断面画像を再構成する光干渉を利用した画像診断装置であって、
フラッシュ液を収容し、かつ、既知の形状を持つジグ内に、前記カテーテルの先端を浸した状態で、前記光送受信部を回転させて光の送受信を行わせ、仮の屈折率を用いて前記光送受信部の回転軸に直交する断面画像を生成する画像生成手段と、
該画像生成手段で生成した画像内に出現する前記ジグの形状と、前記ジグの形状との差と、前記仮の屈折率から、前記画像生成手段で生成する際に用いたフラッシュ液の屈折率を算出する算出手段とを有する。

本発明によれば、ユーザには、格別な知識を求めず、利用するフラッシュ液の屈折率を高い精度で設定できるようになる。従って、得られる血管断層像も高精度で、かつ、高い信頼性も維持できる。

実施形態における画像診断装置の外観図である。 画像診断のブロック構成図である。 光断面画像の生成にかかる処理を説明するための図である。 実施形態におけるカテーテルの先端部の断面構造図である。 実施形態におけるキャリブレーション処理時の表示画面の例を示す図である。 実施形態における屈折率検出用テーブルの例を説明するための図である。 画像診断装置の全体の処理手順を示すフローチャートである。 （ａ）は屈折率算出の処理手順、（ｂ）はその原理を説明するための図である。 （ａ）は他の屈折率算出の処理手順、（ｂ）はその原理を説明するための図である。 （ａ）は他の屈折率算出の処理手順、（ｂ）はその原理を説明するための図である。 （ａ）は第２の実施形態における屈折率算出の処理手順、（ｂ）はその原理を説明するための図である。 第３の実施形態における屈折率算出の処理手順を示すフローチャートである。 第３の実施形態における屈折率算出を適用した場合の処理の例を示す図である。

以下、本発明に係る実施の形態について添付図面を参照して詳細に説明する。

［第１の実施形態］
図１は、本発明の一実施の形態に係わる光断層像診断装置（以下、単に画像診断装置）１００の全体構成の一例を示す図である。なお、実施形態では波長掃引光源を利用する装置を例にするが、単一波長光源を用いる装置に適用できるので、波長掃引光源を利用するのはあくまで一例であると認識されたい。

画像診断装置１００は、カテーテル１０１と、プルバック部１０２と、操作制御装置１０３で構成され、プルバック部１０２と操作制御装置１０３は、コネクタ１０５を介してケーブル１０４で接続されている。このケーブル１０４には、光ファイバ、並びに各種信号線が収容されている。

カテーテル１０１は、光ファイバを回転自在に収容する。この光ファイバの先端には、操作制御装置１００からプルバック部１０２を介在して伝送された光（測定光）を、光ファイバの中心軸に対してほぼ直行する方向に送信するとともに、送信した光の外部からの反射光を受信するための光送受信部を有するイメージングコアが設けられている。

プルバック部１０２は、カテーテル１０１に設けられたアダプタを介して、カテーテル１０１内の光ファイバを保持する。そして、プルバック部１０２に内蔵されたモータを駆動させることでカテーテル１０１内の光ファイバを回転させることで、その先端に設けられたイメージングコアを回転させることが可能になっている。また、プルバック部１０２は、内蔵の直線駆動部に設けられたモータを駆動して、カテーテル１０１内の光ファイバを所定速度で引っ張る（プルバック部と呼ばれる所以である）処理も行う。

上記構成により、カテーテル１０１を患者の血管内に案内し、プルバック部１０２に内蔵したラジアル走査モータ（図２の符号２４１）を駆動して、カテーテル１０１内の光ファイバを回転させることで、血管内の内腔面を３６０度に渡ってスキャンすることが可能になる。さらに、プルバック部１０２がカテーテル１０１内の光ファイバを所定速度で引っ張ることで、血管軸に沿ったスキャンが行われる。これによって、血管の内側から見た、血管軸に沿った断層像を複数枚得ることができ、それらを接続して３次元の血管像を再構成することも可能となる。

操作制御装置１０３は、画像診断装置１００の動作を統括制御する機能を有する。操作制御装置１０３は、例えば、ユーザ（医師）指示に基づく各種設定値を装置内に入力する機能や、測定により得られたデータを処理し、体腔内の断層画像として表示する機能を備える。

操作制御装置１０３には、本体制御部１１１、プリンタ／ＤＶＤレコーダ１１１−１、操作パネル１１２及びＬＣＤモニタ１１３、等が設けられている。本体制御部１１１は、光断層画像を生成する。光断層画像は、測定により得られた反射光と光源からの光を分離することで得られた参照光とを干渉させることで干渉光データを生成するとともに、当該干渉光データに基づいて生成されたラインデータを処理することにより生成される。

プリンタ／ＤＶＤレコーダ１１１−１は、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。操作パネル１１２は、ユーザーが各種設定値及び指示の入力を行うユーザーインターフェースである。ＬＣＤモニタ１１３は、表示装置として機能し、例えば、本体制御部１１１において生成された断層画像を表示する。１１４は、ポインティングデバイス（座標入力装置）としてのマウスである。

次に、画像診断装置１００の機能構成について説明する。図２は、画像診断装置１００のブロック構成図である。以下、同図を用いて波長掃引型、画像診断装置の機能構成について説明する。

図中、２０１は画像診断装置の全体の制御を司る信号処理部であり、マイクロプロセッサをはじめ、いくつかの回路で構成される。２０２は信号処理部２０１内に設けられたメモリ（ＲＡＭ）である。２１０は、信号処理部２０１が実行するためのプログラムや各種データ（後述のテーブル、屈折率を算出する複数のプログラムを含む）を格納している外部記憶装置であり、典型的にはハードディスクである。２０３は波長掃引光源であり、異なる波長の光を時間掃引する。

波長掃引光源２０３から出力された光は、第１のシングルモードファイバ２７１の一端に入射され、先端側に向けて伝送される。第１のシングルモードファイバ２７１は、途中の光ファイバカップラ２７２において第４のシングルモードファイバ２７５と光学的に結合されている。

第１のシングルモードファイバ２７１における光ファイバカップラ２７２より先端側に発した光は、コネクタ１０５を介して、第２のシングルモードファイバ２７３に導かれる。この第２のシングルモードファイバ２７３の他端はプルバック部１０２内の光ロータリージョイント２３０に接続されている。

一方、カテーテル１０１はプルバック部１０２と接続するためのアダプタ１０１ａを有する。そして、このアダプタ１０１ａによりカテーテル１０１をプルバック部１０２に接続することで、カテーテル１０１が安定してプルバック部１０２に保持される。さらに、カテーテル１０１内に回転自在に収容された第３のシングルモードファイバ２７４の端部が、光ロータリージョイント２３０に接続される。この結果、第２のシングルモードファイバ２７３と第３のシングルモードファイバが光学的に結合される。第３のシングルモードファイバ２７４の他方端（カテーテル１０１の先頭部分側）には、光を回転軸に対してほぼ直行する方向に出射するミラーとレンズを搭載したイメージングコア２５０が設けられている。上記の結果、波長掃引光源２０３が発した光は、第１のシングルモードファイバ２７１、第２のシングルモードファイバ２７３、第３のシングルモードファイバ２７４を介して、第３のシングルモードファイバ２７４の端部に設けられたイメージングコア２５０に導かれる。イメージングコア２５０は、この光を、ファイバの軸に直行する方向に出射するとともに、その反射光を受信し、その受信した反射光が今度は逆に導かれ、操作制御装置１０３に返される。

一方、光ファイバカップラ２７２に結合された第４のシングルモードファイバ２７５の反対の端部には、参照光の光路長を微調整する光路長調整機構２２０が設けられている。この光路長可変機構２２０は、カテーテル１０１を交換して使用した場合の個々のカテーテル１０１の長さのばらつきを吸収できるよう、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更手段として機能する。そのため、第４のシングルモードファイバ２７５に端部に位置するコリメートレンズ２２５が、その光軸方向である矢印２２６で示すように移動自在な１軸ステージ２２４上に設けられている。

具体的には、１軸ステージ２２４はカテーテル１０１を交換した場合に、カテーテル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更手段として機能する。さらに、１軸ステージ２２４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、カテーテル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である。

１軸ステージ２２４で光路長が微調整され、グレーティング２２１、レンズ２２２を介してミラー２２３にて反射された光は再び第４のシングルモードファイバ２７５に導かれ、光ファイバカップラ２７２にて、第２のシングルモードファイバ２７３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２０４（以下、ＰＤ）にて受光される。

このようにしてＰＤ２０４にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２０５により増幅された後、復調器２０６に入力される。この復調器２０６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２０７に入力される。

Ａ／Ｄ変換器２０７では、干渉光信号を例えば９０ＭＨｚ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９０ＭＨｚ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（２５μｓｅｃ）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。

Ａ／Ｄ変換器２０７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２０１に入力され、一旦、メモリ２０２に格納される。そして、信号処理部２０１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（ラインデータ）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光断面画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。

信号処理部２０１は、更に光路長調整用駆動部２０９、通信部２０８と接続されている。信号処理部２０１は光路長調整用駆動部２０９を介して１軸ステージ２２４の位置の制御（光路長制御）を行う。

通信部２０８は、いくつかの駆動回路を内蔵するとともに、信号処理部２０１の制御下にてプルバック部１０２と通信する。具体的には、プルバック部１０２内の光ロータリージョイント２３０による第３のシングルモードファイバの回転を行うためのラジアル走査モータ２４１への駆動信号の供給、ラジアル走査モータ２４１の回転位置を検出するためのエンコーダ部２４２からの信号受信、並びに、第３のシングルモードファイバ２７４の所定速度で引っ張るための直線駆動部２４３への駆動信号の供給である。

なお、信号処理部２０１における上記処理も、所定のプログラムがコンピュータによって実行されることで実現されるものとする。

図４はカテーテル１０１の先端近傍の断面構造図である。カテーテル１０１は、透明な部材で構成されるカテーテルシース４１０で構成され、かつ、その内部には、回転自在で、かつ、カテーテル１０１の軸に沿って移動可能なイメージングコア２５０を収容している。このイメージングコア２５０は、光送受信部４１２と、それを収容するハウジング４１１で構成される。また、このハウジング４１１は駆動シャフト４１４に支持される。駆動シャフト４１４は柔軟で、かつ回転をよく伝送できる特性の素材であり、例えば、ステンレス等の金属により構成されている。そして、駆動シャフト４１４の内部には第３のシングルモードファイバ２７４が収容されている。また、ハウジング４１１は円筒状の金属パイプの一部に切り欠き部を有する。光送受信部４１２は、その切欠き部を介して光の送信と受信を行うことになる。

光送受信部４１２は、第３のシングルモードファイバ２７４の端部に設けられ、同図の垂直面に対し球体を略４５度の角度で切った半球体形状を成し、その傾斜面にはミラー部が形成されている。また、この光送受信部４１２は半球体形状を有することで、レンズの機能を兼ね備えている。第３のシングルモードファイバ２７４を介して供給された光は、このミラー部で反射され、図示の矢印４７２ａに沿って血管組織に向けて出射される。スキャン時には血管内での出射となる。光送受信部４１２は、図示の矢印４７２ｂで示される血管組織からの反射光を受信し、ミラー部で反射して、第３のシングルモードファイバ２７４にその反射光を返すことになる。

上記構成において、カテーテル１０１の先端を、患者の診断対象の患部（冠動脈）に位置させるまで挿入すると、ユーザは、不図示のガイディングカテーテルを介してフラッシュ液を、ガイディングカテーテルの先端から放出する操作を行う。そして、操作パネル１１２を走査して、スキャン開始を指示入力することになる。この指示入力を検出すると、信号処理部２０１は、波長掃引光源２０３を駆動して光を発生させ、測定光をイメージングコア２５０内の光送受信部４１２に供給する。さらに、信号処理部２０１は、スキャナ及びプルバック部１０２内のラジアル走査モータ２４１、直線駆動部２４３を駆動してスキャン処理（イメージングコア２５０を回転させると共に、所定速度で引っ張る処理）を行う。この結果、メモリ２０２には、光干渉データが格納されていき、設定したフラッシュ液の屈折率をパラメータとして用いて、血管断層像の再構成処理が行われることになる。

ここで、１枚の光断面画像の生成にかかる処理を図３を用いて説明する。同図はイメージングコア２５０が位置する血管３０１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。イメージングコア２５０の１回転（３６０度）する間に、複数回の測定光の送信と受信を行う。１回の光の送受信により、その光を照射した方向の１ラインのデータを得ることができる。従って、１回転の間に、例えば５１２回の光の送受信を行うことで、回転中心３０２から放射線状に延びる５１２個のラインデータを得ることができる。この５１２個のラインデータは、高速フーリエ変換が施され、１ラインの各画素の値が決定されていく。各ラインは、回転中心位置の近傍では密で、回転中心位置から離れるにつれて互いに疎になっていく。そこで、この各ラインの空いた空間における画素については、周知の補間処理を行なって生成していき、人間が視覚できる２次元の断面画像を生成することになる。そして、生成された２次元断面画像を互いに接続することで、３次元血管画像を得ることができる。なお、光断面画像を再構成すると、イメージングコア２５０の回転中心３０２の近傍に３本の同心円３０３ａ乃至３０３ｃが生成される。これらは、光送受信部４１２が出射した光が、そのレンズ表面、カテーテルシース４１０の内側面と外側面の境界面で反射したことに起因する像である。また、図示の符号３０４は、カテーテル１０１を患部まで案内するガイドワイヤの像である。実際には、ガイドワイヤは金属製であり、光を透過しないので、回転中心位置３０２から見てガイドワイヤの裏側部分の画像を得ることができない。図示はあくまで概念図であると認識されたい。

次に、実施形態における信号処理部２０１の処理内容を図７のフローチャートに従って説明する。同図に対応するプログラムは、本装置の電源がＯＮになった際に、信号処理部２０１が外部記憶装置２１０からメモリ２０２に読み込み実行するものでもある。

まず、ステップＳ７０１にて、初期の屈折率ｎを設定する。ここで設定する初期屈折率ｎは、利用し得るフラッシュ液の屈折率の範囲内であればば良いが、実施形態では、その範囲内の最小値とする。

次に、ステップＳ７０２にて、キャリブレーション処理を行う。このキャリブレーションの目的は、測定光及び参照光のそれぞれの光路長を一致させることにある。実施形態では、フラッシュ液の屈折率の設定もスムースに行うため、実際に利用するフラッシュ液で満たした「ジグ」内にカテーテル１０１の先端部を浸した上で行うものとする（その理由は、後述する）。かかる環境ができた後、ユーザは操作パネル１１２を介してキャリブレーションの開始指示を入力する。この入力を検出すると、信号処理部２０１は波長掃引光源２０３を駆動すると共に、プルバック部１０２内のラジアル走査モータ２４１を駆動して、イメージングコア２５０を回転を行わせる。なお、キャリブレーション処理期間中は、プルバック部１０２内の直線駆動部２４３の駆動は行わない。すなわち、イメージングコア２５０は、軸方向に対して固定の状態で回転することになる。

上記の結果、イメージングコア２５０から出射した光は、ジグに当たり、その反射光を受信することになる。そして、その反射光と参照光との合成である干渉光はＰＤ２０４にて、電気的な干渉光データに変換される。信号処理部２０１はその干渉光データを受信しては、メモリ２０２に格納し、フーリエ変換を経て、先に説明した光断面画像を再構成し、それをモニタ１１３に表示する。ユーザは、その光断面画像を見て、カテーテルシース４１０の外側面での反射によって生成される円（図３の円３０３ｃ）のサイズを、予め設定したサイズに合わせる作業を行う。

図５（ａ）はキャリブレーション中のモニタ１１３の表示画面を示している。図示において、符号５２１、５２２、５２３の円は、図３の円３０３ａ，３０３ｂ，３０３ｃにそれぞれ対応するものであり、レンズ表面、カテーテルシース４１０の内側面、並びに、カテーテルシース４１０の外側面の境界面の像を表している。また、符号５３１はキャリブレーションを行う際に利用したジグの像を示しているが、詳細は後述する。符号５１１乃至５１４はキャリブレーション用のマーカであって、断面画像とは独立して作成されたものであって、その表示位置及びサイズは固定である。ユーザは、図５（ａ）の断面画像の倍率（拡縮率）の指示を与え、円５２３（カテーテルシース４１０の外側面）を、マーカ５１１乃至５１４に接する操作を行う。断面画像の倍率の指示は、制御信号となって光路長調整駆動部２０９に供給される。光路長調整駆動部２０９は、この制御信号に従って光路長調整機構２２０を駆動し、参照光の光路長が調整される。この間、波長掃引光源２０３、ラジアル走査モータ２４１は駆動を継続している。従って、信号処理部２０１は、参照光の光路長が調整されつつある状況の中で、断面画像の再構成処理と表示処理を継続することになる。参照光の光路長が変動すると、それに応じて得られる断面画像のサイズも変動する。この変動を見ながら、ユーザは図５（ｂ）に示すように、円５２３が、マーカ５１１乃至５１４に接するようさせる。この状態、すなわち、マーカ５１１乃至５１４に、円５２３が接する状態となると、その際に利用するカテーテル１０１の長さを加味した測定光の光路長と、参照光の光路長とを一致した状態になったことになる。すなわち、キャリブレーションを終えたことになる。なお、上記例では、マーカ５１１乃至５１４が固定であるものとして説明し、断面画像のサイズが変化するものとしたが、逆でも構わない。

上記のようにして、測定光と参照光の光路差を一致させる処理を終えると、ユーザは、操作パネル１１２やマウス１１４を操作して、キャリブレーション処理を終えたことを信号処理部２０１に伝える。信号処理部２０１は、この操作を検出すると、光路長調整駆動部２０９への制御信号の出力を停止することで、光路長調整機構２２０における参照光の光路長を固定化することになる。以上が、ステップＳ７０２のキャリブレーション処理の内容である。

そして、次のステップＳ７０３では、ジグの選択処理に進む。この選択は、モニタ１１３にプルダウンメニューとして表示される中から、利用したジグをユーザが操作パネル１１２やマウス１１４を介して選択するものとする。この選択がなされたことをトリガに、ステップＳ７０４に処理を進める。なお、ステップＳ７０１乃至Ｓ７０３の順序は、いかなる順番でも構わない。例えば、Ｓ７０１、Ｓ７０３、Ｓ７０２の順番でも構わない。この場合、ステップＳ７０４の処理は、キャリブレーション処理の完了指示の検出をトリガにして実行されることになる。

ステップＳ７０４では、選択したジグに対応する処理プログラムを実行することで、カテーテル１０１が浸されているフラッシュ液の屈折率の自動計算処理を行う（詳細後述）。ステップＳ７０５では、カテーテル１０１を患者の血管内に案内させ、先に用いたのと同じフラッシュ液を用いてのスキャン処理を行い、血管断面画像の再構成処理を行うことになる。この断層画像の再構成処理では、ステップＳ７０４で算出した屈折率を用いることになるが、その再構成処理そのものは、既に説明した通りであり、尚且つ、本願発明には直接には関係がないので、これ以上の詳述はしない。

図６は、実施形態における屈折率検出用テーブルを示している。このテーブルは、外部記憶装置２１０にファイルとして格納されている。このテーブルの第１フィールドは「ジグの断面形状」、第２フィールドは「プログラム名（実行プログラムファイル名）」で構成される。第１フィールドは、ジグを特定できれば良いのでジグの名称や型番でも構わず、場合によっては断面形状を示す図形やマークでも構わない。第２フィールドに記述されているプログラム名のファイルは、やはり外部記憶装置２１０に格納されている。このようにテーブル形式にし、実行プログラムも独立にさせたのは、未知のジグに対応するプログラムを新たに開発した場合、メインプログラムを変更せずとも、テーブルを更新と、そのジグ専用のプログラムを外部記憶装置２１０に格納すれば済み、拡張も容易なためである。また、既存のプログラムを改良した場合（所謂、バージョンアップした場合）、テーブルを変更することなく、プログラムファイルを新しいプログラムで上書きすれば済むからでもある。先に説明した図７のステップＳ７０３の利用ジグの選択処理は、この第１フィールドの各ジグ形状を選択項目とするメニューをモニタ１１３に表示し、ユーザに選択させる処理でもある。そして、ステップＳＳ７０４の処理は、選択したジグに対応付けられたプログラムを実行する処理ということができる。

図５（ａ），（ｂ）は、断面形状が「正方形」のジグを用いた場合の断面画像の例でもある。図示では、わかりやすくするために歪みを誇張しているが、屈折率が正しくないと正確な正方形とはならないことも事実である。今、ユーザが、断面形状が「正方形」のジグを用いたことをメニューにて選択したとする。この場合、図６のテーブルから、「正方形用処理プログラム」で示されるプログラムファイルが外部記憶装置２１０からメモリ２０２に読み出され、ステップＳ７０４として実行されることになる。

図８（ａ）は正方形用処理プログラムを実行した際の信号処理部２０１の処理手順（ステップＳ７０４）を示し、同図（ｂ）はそのプログラムにおけるアルゴリズムを説明するための図であり、以下、これらを用いて断面形状が正方形のジグを用いた場合の屈折率算出処理を説明する。

まず、ステップＳ８０１にて、キャリブレーションを開始する際に設定した初期屈折率ｎを読み込む。

次に、ステップＳ８０２にて、断面画像（キャリブレーションが完了している図５（ｂ）の断面画像）において、カテーテルシース４１０の外面より外側の領域から、ジグの像５３１の辺が多少は歪むことを許容しつつも、４頂点を検出する。その４頂点から、解析対象の一辺を規定する２頂点を決定する。実施形態では、イメージングコアの回転中心に最も近い「一辺」を規定する２頂点を決定し、その２頂点で挟まれる辺を着目辺として決定する。回転中心に最も近い一辺を処理対象とするのは、回転中心に近いほど、その信頼性が高いためである。

なお、ここでは正方形の例であるが、正方形以外の多角形の場合にも適用できることは明らかである。なぜなら、例えば５角形の場合、その断面画像中の各頂点の相関と、ジグが持つ既知の頂点とをマッチングすれば、断面画像内のジグが、どのように回転しているかを算出できるし、最寄りの辺がどの位置にあるのかも算出できるからである。

説明を元に戻す。図８（ｂ）はイメージングコアの回転中心位置８５１、並びに、カテーテルシース４１０の外側面の像８５２、並びに、上記のようにして特定した断面画像中の断面形状が正方形の一辺の像８５３との関係を示している。

図８（ａ）に示す処理手順は正方形を前提にした処理プログラムである。特定した一辺８５３は、図示の符号８５４に示すように、本来は直線となるはずである。しかるに、設定した屈折率が不正確であると、再構成した像の辺は歪んだものとなる。

今、回転中心位置８５１を「Ｏ」，断面画像中の辺８５３上における回転中心位置８５１との距離が最短なる点を「Ｐ」、断面画像中の辺８５３上におけるＰから十分に離れた点（正方形の頂点でも良い）を「Ｑ」とする。２点「Ｏ、Ｐ」間の距離をＬmin、２点「Ｏ、Ｑ」間の距離をＬmaxとし、角度「∠ＰＯＱ」をθと定義する。なお、このθは、点Ｐ，点Ｑがそれぞれどのラインデータ上にあるのかが分かれば容易に判定できるのは明らかである。

ステップＳ８０３では、これらＬmin、Ｌmax、θを求める処理を行うことになる。ここで、もし正しい屈折率を用いた場合には、点Ｐ，Ｑは直線上に位置するはずなので、次式が成り立つ。
Ｌmin＝Ｌmax・ｃｏｓ（θ） …（１）
しかるに、この関係にない場合、初期値屈折率ｎに誤りがあったことになる。ここで、カテーテルシース４１０の外側面を示す像８５２が表す円は、フラッシュ液とは無関係に規定され、尚且つ、その半径Ｒcatheは既知である。それ故、真の屈折率をｎ’と定義した場合、式（１）は次式（２）のように表現できる。
Ｒcathe＋(Ｌmin−Ｒcathe)×ｎ／ｎ'＝{Ｒcathe＋(Ｌmax-Ｒcathe)×ｎ／ｎ')}・ｃｏｓ(θ） …（２）
上記の式（２）において、ｎ’以外は既知もしくは実測値であるので、式（２）から、真の屈折率ｎ’を逆算すればよい。かかる処理を行っているのが、ステップＳ８０４の処理である。

以上は、利用したジグが正方形の場合の例であった。以下は、断面が平行線となるようなジグを選択した場合の処理を説明する。この場合、図６のテーブルから、「平行線用処理プログラム」が外部記憶装置２１０からメモリ２０２に読み込まれ実行されることになる。この場合の処理内容を図９（ａ）、（ｂ）に従って説明する。

なお、断面が平行線の場合でも、一方の辺のみを特定すれば、図８のＳ８０３、Ｓ８０４と同様の処理で屈折率を求めることができるが、ここでは別なアプローチの例を説明する。

まず、ステップＳ９０１にて、初期屈折率ｎを読み込む。次いで、ステップＳ９０２にて、平行線であるから、その２辺上の、回転中心８５１に最近接する点Ｐ、Ｑを求め、回転中心８５１との距離をＬ1、Ｌ2とする。ステップＳ９０３では、これらＬ1、Ｌ2を求める処理を行うことになる。

ここで、もし正しい屈折率を用いた場合には、平行線の距離Ｌ（既知）に対し、次式（３）が成立することは明らかである。
Ｌ1＋Ｌ2＝Ｌ …（３）
しかるに、この関係にない場合、初期値屈折率ｎに誤りがあったことになる。図８と同様に、カテーテルシース４１０の外側面を示す像８５２が表す円の半径Ｒcatheは既知である。それ故、真の屈折率をｎ’と定義した場合、式（３）は次式（４）のように表現できる。
Ｒcathe＋(Ｌ1−Ｒcathe)×ｎ／ｎ'＋Ｒcathe＋(Ｌ2-Ｒcathe)×ｎ／ｎ'＝Ｌ …（４）
上記の式（４）において、ｎ’以外は既知もしくは実測値であるので、式（４）から、真の屈折率ｎ’を逆算すればよい。かかる処理を行っているのが、ステップＳ９０３の処理である。

以上、ジグの断面形状が、正方形、平行線の例を説明したが、他の断面形状であっても、その形状や寸法が既知である限り、真の屈折率を求めることが可能になるのは明らかである。よって、本第１の実施形態によれば、ユーザは、利用するフラッシュ液の屈折率を知らなくても、単にキャリブレーション時に利用したジグを選択するという作業だけで、正しい屈折率が設定できるようになる。

［第２の実施形態］
上記実施形態における各形状のジグから、目的とする屈折率を算出するアルゴリズムは、対象とするジグの像上の２つの代表点を特定して、理想とする式から逆算することで求めるものであった。しかしながら、２つの代表点の少なくとも一方が、ノイズの影響を含んでしまっている場合には、算出した屈折率が正しい値からずれたものとなる可能性がある。そこで、本第２の実施形態では、係る問題を解決する例を説明する。

以下は、ユーザが断面形状が正方形であるジグを選択した場合の処理である。図１１（ａ）は、その処理手順を示すフローチャート、同図（ｂ）はその原理を示す図である。

まず、ステップＳ１１０１にて、初期屈折率ｎをロードする。次に、ステップＳ１１０２にて、断面画像（キャリブレーションが完了している図５（ｂ）の断面画像）において、カテーテルシース４１０の外面より外側の領域から、ジグの像の辺が多少は歪むことを許容しつつ、４頂点を検出する。そして、そのうちの一辺に着目する。ここでは、第１の実施形態と同様に、イメージングコアの回転中心に最も近い一辺を規定する２頂点を決定し、その２頂点で挟まれる辺を着目辺８５３として決定する。そして、その特定した辺８５３上に並ぶ画素の個数をｍを求め、そのｍ個の画素とその座標をＰ1(x1,y1),Ｐ2（x2,y2),…，Ｐm（xm,ym)として求める。

本来、これらのｍ個の画素Ｐ1,Ｐ2,…，Ｐmは直線上に並ぶはずである。そこで、ステップＳ１１０３では、これらの点の、直線（線形）近似関数に対する決定係数Ｒ²を算出する。決定係数Ｒ²の求め方は公知であるのでその詳述は省略するが、その値が“１”に近いほど、Ｐ1,Ｐ2,…，Ｐmの並びが、近似対象である直線に近いこと示していると考えて良い。

故に、ステップＳ１１０４では、予め設定した許容閾値εに対して次式（７）を満たすか否かを判定する。
１−Ｒ²＜ε …（７）
式（７）を満たさない場合、処理はステップＳ１１０５に進む。

このステップＳ１１０５では、現在の屈折率ｎは真の屈折率に対してまだ差が大きいので、その値に予め設定した値Δｎを加算することで更新する。そして、更新後の屈折率ｎに基づいて断面画像を再構成し直し、ステップＳ１１０２に処理を戻す。そして、このループを、式（７）が満たされると判定するまで繰り返す。

さて、式（７）が満たされると判定した場合、その際の屈折率ｎを、真の屈折率として決定し、本処理を終える。

以上は、断面形状が正方形である例であったが、他の形状の場合にも適用できる。例えば、断面が平行線の場合には、平行となっている２辺の直線に対する決定係数Ｒ²の和をもとめ、“２”に最も近似した際の屈折率と求めればよい。

以下、ジグの断面が円形の場合を図１０に従って説明する。図１０（ａ）は円形用処理プログラムを実行した際の信号処理部２０１の処理手順（ステップＳ７０４）を示し、同図（ｂ）はそのプログラムにおけるアルゴリズムを説明するための図である。以下、これらを用いて断面形状が正方形のジグを用いた場合の屈折率算出処理を説明する。

まず、ステップＳ１００１にて、初期屈折率ｎをロードする。次に、ステップＳ１００２にて、断面画像（キャリブレーションが完了している図５（ｂ）の断面画像）において、カテーテルシース４１０の外面の円の重心を求める。重心は、ジグの画像を構成する各画素Ｐ1(x1,y1),Ｐ2（x2,y2),…，座標位置の平均値から算出すれば良い。なお、真円の場合、重心位置＝中心位置となるが、屈折率が正しくないと楕円形状になるので、重心位置を求めている。そして、求めた重心位置を通る直線と円周上の点の交点Ｐ，Ｑを求め、その間の距離が最大になる長軸Ｒ１を求める。

次に、ステップＳ１００３にて、求めた長軸Ｒ１とジグの既知の直径Ｒとの差分ΔＲ（絶対値）を算出し、ステップＳ１００４にて差分ΔＲが予め設定した閾値より小さくなったか否かを判定する。否の場合には、現在の屈折率ｎは真の屈折率に対してまだ差が大きいので、その値に予め設定した値Δｎを加算することで更新する。そして、更新後の屈折率ｎに基づいて断面画像を再構成し直し、ステップＳ１００２に処理を戻す。そして、このループを、条件「ΔＲ＜ε」が満たされると判定するまで繰り返す。

さて、式（７）が満たされると判定した場合、その際の屈折率ｎを、真の屈折率として決定し、本処理を終える。

なお、上記は長軸を求める例であったが、短軸であっても構わない。また、ジグの断面が楕円の場合には、ジグの画像の長軸Ｒ１と短軸Ｒ２の両方を算出し、それぞれと真の長軸と真の短軸との差の合計が最小となる屈折率を求めれば良い。

［第３の実施形態］
上記第２の実施形態によれば、ノイズなどの影響をなくし、真の屈折率に対して許容範囲内の屈折率を安定して得ることができる。１回のループで変化させるΔｎを小さくすればするほど、高い精度で屈折率を得ることができるのは理解できよう。しかしながら、Δｎを小さくすればするほど、ループする回数が増えて、結果的に、処理を終えるまでに多くの時間を必要とする、という問題が発生する。そこで、本第３の実施形態では、係る点を解決する例を説明する。

屈折率を求める処理は、利用するジグの形状に特化したものとなる点で互いに異なる部分があるが、それを求める思想は、スキャンして得られたジグの断面形状又は寸法を、既知のジグの形状又は寸法に一致させるものである。そこで、本第３の実施形態では、ジグ形状に共通する処理として説明する。

以下の説明において、用いる３つの変化量Δｎ１、Δｎ２、Δｎ３は、互いに正の値であって、Δｎ１＞Δｎ２＞Δｎ３の関係にあるものとする。

典型的には、Δｎ１＝１０×Δｎ２＝１００×Δｎ３の関係である。これは、Δｎ２は、Δｎ１の１／１０の細かさ、Δｎ３はΔ１の１／１００の細かさを持つことを示している。端的に言えば、Δｎ１が小数点第１位、Δｎ２は小数点第２位、Δｎ３は小数点第３位の精度を持つものとすると分かりやすい。なお、ここではΔｎ１乃至Δｎ３の３段階を例にして説明するが、この段数は２つでも良いし、４以上あっても構わない。また、収束判定のための閾値εも、各変化量毎に異なることになる。

図１２は、本第３の実施形態における屈折率算出のアルゴリズムを示すフローチャートである。

まず、ステップＳ１２０１にて、初期屈折率ｎをロードする。次に、ステップＳ１２０２にて、１回のループで増加させる変化量をΔｎ１として、収束判定に基づく目標屈折率ｎを求める。ここで、求めた屈折率ｎは、真の屈折率に対して±ｎ１の誤差を含んでいるものと見なせる。つまり、真の屈折率は、ｎ−Δｎ１乃至ｎ＋Δｎ１の範囲内にあるものと推定できる。

そこで、ステップＳ１２０３では、初期値としてｎ−Δｎ１を設定し、変化量Δｎ２を用いて、収束判定に基づく目標屈折率ｎを求める。ここで、求めた屈折率ｎは、真の屈折率に対して±ｎ２の誤差を含んでいるものと見なせる。つまり、目標とする屈折率は、ｎ−Δｎ２乃至ｎ＋Δｎ２の範囲内にあるものと推定できる。

そこで、今度は、ステップＳ１２０４では、初期値としてｎ−Δｎ２を設定し、変化量Δｎ３を用いて、同様にして屈折率を求める。ここで、求めた屈折率ｎは、十分な精度となっているものとみなし、求める屈折率として採用する。

上記のアルゴリズムを利用した例を図１３を参照して説明する。ここでは、類似性マッチング処理に適用した例を説明する。

図１３（ａ）の符号１３０１は、断面形状が既知のジグのデータ（外部記憶装置２１０に格納されている）から導かれる基準画像を示している。同図（ｂ）の符号１３０２は実際にスキャンして得られた光干渉データに対して、初期屈折率ｎで再構成した断面画像を示している。断面画像１３０２の向きは、ユーザが利用する環境によって不定であるので、図示のように傾いたものとなる。そこで、まず基準画像１３０１の向きとスキャンして得られた画像との向きを合せるため、断面画像１３０２とを所定角度ずらしながら回転処理を行い、各回転処理における画像と基準画像とのマッチング処理を行い、角度が最もマッチングした画像１３０３を決定する。なお、このマッチングでは、相似関係を許容するマッチングあれば、どのような手法でも構わない。

回転角度が決定されると、今後は、初期値の屈折率ｎに対してとり得る範囲、例えば｛０．８〜１．７｝を、０．１を刻みに断面画像を再構成する処理を行い、基準画像１３０１に対する差分が最小となる屈折率ｎを求める。図示では、この段階で屈折率ｎ＝１．３が求まった例を示している。

次いで、この屈折率１．３に対して±０．０５の範囲内で、今度は０．０１刻みで同様に求める。図示では、この結果、屈折率ｎ＝１．３１が求められた例を示している。次いで、この屈折率１．３１に対して±０．００５の範囲内で、今度は０．００１刻みで同様に求める。図示では、この結果、屈折率ｎ＝１．３１２が求められた例を示している。

ここで、屈折率の精度として小数点第３位まで要求するのであれば、この段階で得られた屈折率ｎ＝１．３１２を求める屈折率として決定する。

以上の説明のように、本第３の実施形態によれば、未知の屈折率を求める際に最初から変化量Δｎ３を用いるのではなく、段階的に精度を上げて屈折率を求めることで、処理ループ回数が無駄に多くなることを抑制でき、短時間で、高い精度の屈折率を求めることができるようになる。

以上第１乃至第３の実施形態を説明したが、本実施形態によれば、キャリブレーション処理、ジグの選択の順番で行う場合には、そのジグの選択という作業をトリガに、一方、ジグの選択、キャリブレーション処理の場合には、キャリブレーション処理の終了指示がトリガに、自動的に利用するフラッシュ液の屈折率の算出処理が開始されるので、ユーザにしてみれば、これまでの作業に比較して、１操作増えるだけで済む。しかも、利用する／したジグの断面形状を選択という単純な作業しか要求されないので、格別な知識を必要とせず、高い精度の断層画像を得ることが可能になる。

以上本発明に係る実施形態を説明したが、上記の説明からもわかるように、処理の一部は、マイクロプロセッサで構成される信号処理部２０１によるものである。マイクロプロセッサはプログラムを実行することで、その機能を実現するわけであるから、当然、そのプログラムも本願発明の範疇になる。また、通常、プログラムは、ＣＤ−ＲＯＭやＤＶＤ−ＲＯＭ等のコンピュータ可読記憶媒体に格納されており、それのコンピュータが有する読み取り装置（ＣＤ−ＲＯＭドライブ等）にセットし、システムにコピーもしくはインストールすることで実行可能になるわけであるから、係るコンピュータ可読記憶媒体も本願発明の範疇に入ることも明らかである。

Claims (9)

1. 光送受信部を先端近傍に回転自在に収納したカテーテルを用いて、血管内の断面画像を再構成する光干渉を利用した画像診断装置であって、
   フラッシュ液を収容し、かつ、既知の形状を持つジグ内に、前記カテーテルの先端を浸した状態で、前記光送受信部を回転させて光の送受信を行わせ、仮の屈折率を用いて前記光送受信部の回転軸に直交する断面画像を生成する画像生成手段と、
   該画像生成手段で生成した画像内に出現する前記ジグの形状と、前記ジグの形状との差と、前記仮の屈折率から、前記画像生成手段で生成する際に用いたフラッシュ液の屈折率を算出する算出手段と
   を有することを特徴とする画像診断装置。
2. ジグの形状を特定するジグ情報と、当該ジグ情報に特化し、フラッシュ液の屈折率を算出するためのプログラムを特定するプログラム情報とで構成されるテーブル、並びに、前記ジグ情報それぞれに対応するプログラムとを記憶する記憶手段と、
   前記記憶手段に記憶されたテーブルを参照し、前記ジグ情報を選択メニュー項目として、ユーザが選択可能に表示するメニュー表示手段とを有し、
   前記算出手段は、前記メニュー表示手段で表示されたメニューの中のメニュー項目に対応付けられたプログラムを実行することで、前記フラッシュ液の屈折率を算出する
   ことを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
3. 前記算出手段は、
   前記仮の屈折率を用いて得られ前記断面画像内のジグにおける少なくとも２つの代表点を検出し、
   当該２つの代表点の関係が、前記正しい屈折率であったと仮定した場合の関係になるようにするための演算を行うことで、前記正しい屈折率を算出する
   ことを特徴とする請求項１又は２に記載の画像診断装置。
4. 前記算出手段は、
   前記画像生成手段で得られた前記断面画像内のジグの形状を規定する点の並びから、正しい屈折率であったと仮定した場合の形状を表す近似線に対する決定係数を決定係数演算手段と、
   前記仮の屈折率を初期値とし、当該仮屈折率を予め設定された変化量だけ更新させるたびに、前記決定係数演算手段を実行し、決定係数と“１”との差が許容誤差範囲になったときの仮の屈折率を、前記フラッシュ液の屈折率として決定する決定手段と
   を有することを特徴とする請求項１又は２に記載の画像診断装置。
5. 前記変化量には、大きい順に、Δｎ１、Δｎ２、…、Δｎｉのｉ個が存在し、
   前記決定手段は、１つの変化量Δｎk(k=1,2,…i-1のいずれか）を用いて正しい屈折率の取り得る範囲を決定するたびに、当該とり得る範囲内にて変化量Δｎk+1を用いて正しい屈折率を求めることを行い、変化量Δｎiで求めた屈折率を最終的な正しい屈折率として決定することを特徴とする請求項４に記載の画像診断装置。
6. 前記算出手段は、前記ジグが示す基準画像に対する、前記画像生成手段で生成された画像がマッチする回転角を決定する角度決定手段を有し、
   前記算出手段は、前記角度決定手段で決定した角度で再構成された画像に対して屈折率を決定することを特徴とする請求項５に記載の画像診断装置。
7. コンピュータが読み込み実行することで、前記コンピュータを、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像診断装置として機能させるためのプログラム。
8. 請求項７のプログラムを格納したことを特徴とするコンピュータが読み取り可能な記憶媒体。
9. 光送受信部を先端近傍に回転自在に収納したカテーテルを用いて、血管内の断面画像を再構成する光干渉を利用した画像診断装置の制御方法であって、
   フラッシュ液を収容し、かつ、既知の形状を持つジグ内に、前記カテーテルの先端を浸した状態で、前記光送受信部を回転させて光の送受信を行わせ、仮の屈折率を用いて前記光送受信部の回転軸に直交する断面画像を生成する画像生成工程と、
   該画像生成工程で生成した画像内に出現する前記ジグの形状と、前記ジグの形状との差と、前記仮の屈折率から、前記画像生成工程で生成する際に用いたフラッシュ液の屈折率を算出する算出工程と
   を有することを特徴とする画像診断装置の制御方法。

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