JP6563666B2 - 画像診断装置及びその制御方法、プログラム及びコンピュータ可読記憶媒体 - Google Patents

Description

本発明は画像診断装置及びその制御方法、プログラム及びコンピュータ可読記憶媒体に関するものである。

光干渉断層診断装置ではプローブが用いられる。このプローブは、大きく分けてシースと、シース内に収容され、シースの軸に沿って移動可能であり、且つ、回転自在なイメージングコアで構成される。シースの先端部は、光を透過するための透明部材で構成される。そして、イメージングコアは、光学レンズと光学ミラーを有するハウジングと、光学レンズと接続される光ファイバを収容し、ハウジングへの回転駆動力を伝達するための駆動シャフトで構成される。そして、プローブは、その後端をプルバック部（又はモータドライブユニット（ＭＤＵ）とも呼ばれる）に接続される。プルバック部は、診断装置本体とプローブとの中継装置として機能するものであり、診断装置本体とイメージングコアとの間での光学的な接続を行うための構造、並びに、プローブ内の駆動シャフトを回転させるための駆動部、並びに、駆動シャフトを所定速度で引っ張るための駆動部を有するものである。

実際に診断する際には、プローブの先端を患者の診断対象の血管に導いた後、プルバック部の駆動制御を開始する。この結果、イメージングコアが回転しながら、その光学ミラーを介して血管壁に光を照射し、血管からの反射光を再度、その光学ミラーを介して受光することでラジアル走査が行われる。この間に得られた反射光が診断装置に提供され、診断装置では血管の断面画像を構成することになる。また、プルバック部は、この光ファイバを回転させながら、所定速度で引っ張る操作（一般にプルバック部と呼ばれる所以である）を行うことで、血管の長手方向の内壁の３次元画像を形成することも可能になる（特許文献１）。

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。

特開２００７−２６７８６７号公報

プローブは、複雑な形状の血管に沿って挿入されるので、必然、イメージングコアとシースとが接触する箇所がいくつも発生する可能性がある。つまり、その接触位置で回転力の伝達を阻害する摩擦力が発生することとなる。この結果、プルバック部での回転速度が一定であっても、イメージングコアの先端の光学レンズの回転速度がその速度と同じになるとは限らない。

しかしながら、これまでの画像診断装置では、プローブ内の光学レンズの回転速度を検出することができなかった。つまり、プルバック部によるイメージングコアの回転速度が、プローブ内の光学レンズの回転速度と等しいものとして、血管断面画像を再構成し、表示していた。従って、仮に再構成した血管断面画像に光学レンズの速度変化が起因した歪みがあったとしても、それを示す情報が無いわけであるから、医師が誤った診断を行う可能性もある。

本発明は上記問題点に鑑みなされたものであり、光干渉画像診断装置が利用するプローブ内の光学レンズの回転速度を検出可能とし、画像診断に活用す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、例えば本発明の画像診断装置は以下の構成を有する。すなわち、
光送受信部を先端部に有するイメージングコアを回転自在に、且つ、移動自在にシース内に収容したプローブを用い、前記イメージングコアをプルバック部によって回転させ、波長掃引光源からの光に基づく光干渉を利用して、体腔内の断面画像を生成する画像診断装置であって、
前記プローブからの光と参照光との合成による干渉光を、所定の偏光フィルタを介し、偏光干渉データとして出力する偏光検出手段と、
前記光送受信部の回転中の各角度を示すタイミングにおいて前記偏光検出手段より得られた偏光干渉データから、前記光送受信部の予め設定された部位の反射強度値を検出する検出手段と、
該検出手段で検出した、各タイミングにおける反射強度値と、前記プルバック部におけるプルバック部回転速度とに基づき、前記光送受信部の回転速度を算出する回転速度算出手段とを有する。

本発明によれば、光干渉画像診断装置が利用するプローブ内のイメージングコアの先端部の回転速度が検出可能となり、画像診断への有効活用も可能となる。

実施形態にかかる画像診断装置の外観構成を示す図である。 実施形態における画像診断装置のブロック構成図である。 プローブ先端の断面構成を示す図である。 断面画像を生成する処理を示す図である。 実施形態におけるメモリの格納領域を示す図である。 実施形態における表示画面の一例を示す図である。 実施形態における信号処理部の処理手順を示すフローチャートである。 実施形態における偏光干渉信号の特性と、速度検出の原理を説明するための図である。 連続するフレーム間の反射強度の差分の二乗和の推移の例を示す図である。 回転速度を採用した際の断面画像の再構成処理を説明するための図である。

以下、本発明に係る実施形態について添付図面を参照しながら詳細に説明する。なお、以下に述べる実施形態は、本発明の好適な具体例であるから、技術的に好ましい種々の限定が付されているが、本発明の範囲は、特に本発明を限定する旨の記載がない限り、これらの態様に限られるものではない。

図１は、実施形態における光干渉を用いた画像診断装置１００の外観構成を示している。

図１に示すように、画像診断装置１００は、プローブ１０１と、プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、コネクタ１０５を介して、信号線や光ファイバを収容したケーブル１０４により接続されている。

プローブ１０１は、直接血管内に挿入されるものである。そして、プローブ１０１は、その長手方向に移動自在であって、且つ、回転自在なイメージングコアを収容している。このイメージングコアの先端には、画像診断装置１００から伝送されてきた光を（測定光）を連続的に血管内に送信するとともに、血管内からの反射光を連続的に受信する光送受信部を収容したハウジングが設けられている。画像診断装置１００では、該イメージングコアを用いることで血管内部の状態を測定する。

プルバック部１０２は、プローブ１０１を着脱可能に取り付け、内蔵されたモータを駆動させることでプローブ１０１に内挿されたイメージングコアの血管内の軸方向の移動及びその軸に対する回転動作を規定している。また、プルバック部１０２は、イメージングコア内の光送受信部と、操作制御装置１０３との間の信号の中継装置として機能する。すなわち、プルバック部１０２は、操作制御装置１０３からの測定光を光送受信部へ伝達すると共に、光送受信部で検出した生体組織からの反射光を操作制御装置１０３に伝達する機能を有する。

操作制御装置１０３は、測定を行うにあたり、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光干渉データを処理し、各種血管像を表示するための機能を備える。

操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部である。この本体制御部１１１は、イメージングコアからの反射光と、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、該干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）することで、回転中心位置から径方向に向かうラインデータを生成する。そして、ラインデータの補間処理を経て光干渉に基づく血管断面画像を生成する。

１１１−１はプリンタ及び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。１１２は操作パネルであり、ユーザは該操作パネル１１２を介して、各種設定値及び指示の入力を行う。１１３は表示装置としてのモニタ（たとえばＬＣＤ）であり、本体制御部１１１において生成された各種断面画像を表示する。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ＯＣＴ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。２１０はハードディスクに代表される不揮発性の記憶装置であり、信号処理部２０１が実行する各種プログラムやデータファイルを格納している。２０２は信号処理部２０１内に設けられたメモリ（ＲＡＭ）である。２０３は波長掃引光源であり、時間軸に沿って、予め設定された範囲内で変化する波長の光を繰り返し発生する光源である。

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に入射され、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、プローブ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によりプローブ１０１をプルバック部１０２に接続することで、プローブ１０１が安定してプルバック部１０２に保持される。さらに、プローブ１０１内に回転自在に収容されたイメージングコア２５１には第３のシングルモードファイバ２７４が収容されおり、この第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ト２３０に接続される。この結果、第２シングルモードファイバ２７３と第３シングルモードファイバ２７４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（プローブ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で構成される光送受信部２５０（詳細は図３を用いて説明する）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シングルモードファイバ２７１、第２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光送受信部２５０に導かれる。光送受信部２５０は、この光を、第３のシングルモードファイバ２７４の軸に直行する方向に出射するとともに、その反射光を受信する。そして、光送受信部２５０で受信された反射光は、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、プローブ１０１を交換した場合など、個々のプローブ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はプローブ１０１を交換した場合に、プローブ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、プローブ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部（ＰＤ）２０４にて受光される。なお、偏光分離検出回路２２８については後述することとする。

このようにしてフォトダイオード部２０４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）を生成される。信号処理部２０１は、このラインデータから、血管内の各位置での光断面画像を構築し、場合によっては、所定のフレームレートでモニタ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への駆動信号の供給、ラジアルモータ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を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。

上記構成において、プローブ１０１を患者の診断対象の血管位置（冠状動脈など）に位置させると、ユーザの操作によりプローブ１０１の先端に向けて、ガイディングカテーテルなどを通じて透明なフラッシュ液を血管内に放出させる。血液の影響を除外するためである。そして、ユーザがスキャン開始の指示入力を行うと、信号処理部２０１は、波長掃引光源２０３を駆動し、ラジアル走査モータ２４１並びに直線駆動部２４３を駆動させる（以降、ラジアル走査モータ２４１と直線駆動部２４３の駆動による光の照射と受光処理をスキャニングと呼ぶ）。この結果、波長掃引光源２０３から波長掃引光が、上記のような経路でイメージングコア２５１の先端の光送受信部２５０に供給される。このとき、プルバック部１０２の駆動制御により、イメージングコア２５１は回転しながら、回転軸に沿って移動する。この結果、光送受信部２５０も、回転しながら、なおかつ、血管軸に沿って移動しながら、血管内腔面への光の出射とその反射光の受信を行うことになる。

次に、プローブ１０１内に収容されたイメージングコア２５１の先端部の構造について説明する。

図３は、プローブ部１０１、並びに、それに収容されたイメージングコア２５０の先端部の断面図である。プローブ部１０１の先端部は、光を透過するために透明なカテーテルシース２６１で構成される。イメージングコア２５１は、第３のシングルモードファイバ２７４を収容しプルバック部１０２からの回転力（図示の矢印３０２）を伝達するための駆動シャフト２６２と、その先端に取りつけられた光送受信部２５０を収容するハウジング２６３で構成される。図示の一点鎖線が回転中心軸である。また、プルバック部１０２が駆動シャフト２６２を図示の矢印３０３で示す方向に引っ張ることで、シース２０１内を、光送受信部２５０が移動する。光像受信部２５０は、図示のように半球形状のボールレンズで構成される。この構造により、その傾斜面により、第３のシングルモードファイバ２７４から入射した光を、ほぼ直交する方向（図示の矢印３０１の方向）に反射する。この結果、血管組織に向けて光が照射され、その反射光が再びレンズを介して第３のシングルモードファイバ２７４に向けて転送されることになる。

ここで、１枚の光断面画像の生成にかかる処理を、図４を用いて簡単に説明する。同図は光送受信部２５０が位置する血管の内腔面４０１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。光送受信部２５０の１回転（２π＝３６０度）する間に、複数回の測定光の送信と受信を行う。波長掃引光源２０３は、光送受信部２５０による１回の光の送受信を行う期間で、時間軸に変動する波長を持つ光を発生する。そのため、１回の光の送受信により、その光を照射した方向の１ラインの干渉光データをＦＦＴすることで、回転中心位置から径方向に向かう各位置における光の反射強度（もしくは吸収量）を示す「ラインデータ」が得られる。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４０２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、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、この各ライン間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。また、生成された２次元断面画像を血管軸に沿って互いに接続することで、３次元血管画像を得ることもできる。なお、２次元の断面画像の中心位置は、光送受信部２５０の回転中心位置と一致するが、血管断面の中心位置ではない点に注意されたい。また、微弱であるが、光送受信部２５０のレンズ表面（図３参照）、カテーテルシース２０１の内面、及び、外面の各境界面で反射が起こる。つまり、回転中心位置の近傍には３つの円が現れる。このうち、一番内側の円４０３が、光送受信部２５０のレンズ表面での反射が起因するものである。

以上、実施形態における画像診断装置の基本的な構成と機能について説明した。次に、実施形態の、イメージングコア２５１の先端部の光送受信部２５０の回転速度検出の原理とその構成を説明する。

光ファイバカップラ２７２にて生成された干渉光は、p,s 二つの偏光成分を持つ。先に説明した偏光分離検出回路２２８は、このp偏光、s偏光をそれぞれ分離して検出し、それぞれ別々にＡ／Ｄ変換器２０７にてＡ／Ｄ変換される。信号処理部２０１はこれらの信号の位相情報を消去した状態で、二つの信号を重ね合わせ通常の偏光分離を行わない強度信号を生成することができる。

一方でこれら２つの偏光成分についてそのまま演算をおこない、それぞれの偏光の強度信号として生成することも可能である（以下偏光干渉データという）。

信号処理部２０１は、偏光分離検出器２２８からの偏光干渉データをダイレクトに受信し、偏光分離を行わない通常の場合と同様にＦＦＴを施し、ラインデータを生成する。そして、信号処理部２０１は、生成されたラインデータを参照し、回転中心位置から最初のピーク、すなわち、光送受信部２５０のレンズ表面（図３参照）での反射強度を求める。レンズ表面での反射光であるので、生体組織の影響はない。

図８は、偏光分離検出器２２８より得られた偏光干渉データをＦＦＴして、光送受信部２５０のレンズ表面の反射強度を示す偏光成分曲線である。図示の垂直方向が反射強度（単位はｄＢ）、水平軸がライン数（光送受信部２５０の１回転に相当する期間＝１フレーム周期）を示している。同図の符号８０１が、プローブ１０１をまっすぐに伸ばし、イメージングコア２５１との摩擦が最小となるようにした際の、光送受信部２５０のレンズ表面の反射光の強度を示す曲線を示している。この曲線８０１は、５１２本のライン（１回転）を単位に、この反射強度を示す曲線８０１が繰り返されることになる。

以下、係る点を踏まえて、光送受信部２５０の回転速度を求める原理を説明する。なお、説明を単純にするため、図８における符号８０２乃至８０４の偏光成分曲線は誇張していることに注意されたい。

仮想的にプローブ先端の回転速度と、プルバック部の回転速度をΔR rpmずらした状態を想定する（当然のことながら実際の回転速度が常にずれた状態で回転を続けるとプローブが破断するので、説明のための仮想状態である）。このとき、データのサンプリングはプルバック部の回転位置に基づき、プローブ先端からの反射信号の変化はプローブ先端の回転位置に基づくため、両者の回転速度がずれていた場合、偏光成分曲線は回転とともにずれが拡大する（符号８０２，８０３，８０４）。このずれ（シフト量）は二つの回転数の差に比例するため、既知のプルバック部回転速度からプローブ先端の回転速度を計算することができる。

上記は光送受信部２５０が、本来の速度に対して所定の速度差をもって回転することを前提に説明したが、実際には光送受信部２５０の回転速度は不規則に変化し得る。光送受信部２５０の回転速度の変化は、再構成される血管断面画像の歪みとなって現れることになるので、フレーム単位に光送受信部２５０に回転速度に変化が発生したかを判断可能とすることが望まれる。この回転速度差の有無は、例えば次のようにして求めるようにした。

今、ｍフレームにおける第ｉラインの偏光成分の反射強度をＲ_m(i)と定義し、着目フレームｍとその直前のフレームｍ−１間の偏光成分反射強度の差分の二乗和ＤＲ（ｍ）を次式(1)で求める。
ＤＲ（ｍ）＝Σ｛Ｒ_m(i)−Ｒ_m-1（ｉ）｝² …(1)
連続するフレームｍ，ｍ−１間で回転速度差が無い場合には、上記式からＤＲ（ｍ）は小さい値となる。一方、連続するフレーム間の回転速度差が大きいほどＤＲ（ｍ）は大きな値となる。つまり、ＤＲ（ｍ）は、回転速度差の有無の判定、ならびに、回転速度差の大小の指標値として利用するのに都合がよい。

フレームｍと指標値ＤＲ（ｍ）との関係の一例を図９に示す。同図において、水平軸がフレーム番号で、垂直軸が着目フレームとその直前のフレームの偏光成分反射強度の差分の二乗和ＤＲ（）を示している。図示では、ｎ番目のフレームＦｎにて回転速度差が発生したことを示している。

図４を用いて説明したが、従来、隣接するラインデータの成す角度は同じであると見なして再構成していた。しかしながら、上記のように光送受信部２５０の回転速度は実際には変動し得るので、従来の手法で再構成した断面画像には歪みが含まれる可能性が高い。

各ラインをサンプリングする際の光送受信部２５０の回転速度を求めることができれば、図１０に示すように、各ラインデータの向かう角度を、それぞれの回転速度に従ってずらすことで、ライン間に粗密を持たせることが可能になる。つまり、相対的に高速に回転しているラインデータ間は、相対的に低速に回転しているラインデータ間よりも、角度を大きくする。この粗密は実際のスキャニングした際の光像受信部２５０の回転速度に依存するものとなるので、実際の光送受信部２５０の向かう角度変化に一致、もしくは近づく。故にこの粗密に従って画素を補間して断面画像を再構成した場合、その断面画像は、光送受信部２５０の回転速度（厳密には、プルバック部１０２による回転速度に対する相対速度）に起因する歪みを排除、もしくは低下したものとすることができる。

次に、各ラインをサンプリングした際の、本来の速度に対する光送受信部２５０の相対回転速度の求め方を説明する。

再び、図８を用い説明する。着目フレームｍの各ラインと、その直前のフレームｍ−１の各ラインとを比較し、直前のフレームｍ−１に対する着目フレームの各ラインのシフト量（何ラインずれているか）を求める。

例えば、図８のように着目フレームｍの第ｎ１ライン目の反射強度の値が、直前のフレームｍ−１の第ｎ２ライン目の反射強度に一致するとき、着目フレームｍの第ｎ１ラインのシフト量ＳＨ（ｎ１）は次式(2)の通りである。
ＳＨ（ｎ１）＝ｎ１−ｎ２ …(2)
上記処理を、着目フレームｍの各ラインだけでなく、他のフレームのラインについても求める。

上記のシフト量は、光送受信部２５０が、本来向かうべき角度に対して、どれだけずれた角度に向いているかを示している。速度は、単位時間当たりのシフト量の差で表される。つまり、各ラインのサンプリング時の光送受信部２５０の相対的な回転速度は、ラインデータのサンプリング周期（１回転する時間を５１２で除算した値）に対する、シフト量の変化として求めればよい。よって、着目フレームｍの第ｉラインにおける相対的な回転速度は次式(3)のようにして求めることとした。ここでＶ（ｉ）の次元はライン／sとしているが 必要に応じてrpm, rad/s等に適宜変更する。
Ｖ（ｉ）＝｛ＳＨ（ｉ）−ＳＨ（ｉ−１）｝／１ラインのサンプリング周期 …(3)
因に、光送受信部２５０の実際の回転速度は、プルバック部１０２の回転速度を加算した値となる。

なお、上記の回転速度の算出は一例であって、これに限定されるものではない。例えば、偏光成分曲線を正弦波と仮定し、その位相差を算出することにより差を求めても構わない。

以上、実施形態における光送受信部２５０の相対速度の検出原理とその利用例を説明した。次に、実際の信号処理部２０１における処理内容を図７のフローチャート、並びに、図５、図６を参照して説明する。なお、説明が前後するが、波長掃引光源２０３を利用する画像診断装置の場合、波長掃引光源２０３から特定の波長の光を出射したことを検出し、そのタイミングを示す信号を基準にして、１ライン分の光干渉データのサンプリングを行う。かかる点は本実施形態でも同じとして説明する。

まず、ステップＳ１００において、信号処理部２０１はキャリブレーション処理を実行する。この処理では、信号処理部２０１は波長掃引光源２０３の駆動を開始する。そして、光路長調整用駆動部２０９を制御し、接続されたプローブ１０１に対応する参照光の光路長の調整を行う。

ユーザは、この後、プローブ１０１を患者の診断対象部位まで案内する作業を行うことになる。そして、スキャン開始指示を操作パネル１１２から入力する。

信号処理部２０１は、係るスキャン開始の指示入力を検出すると、処理をステップＳ１０１からステップＳ１０２に処理を進める。このステップＳ１０２では、プルバック部１０２を制御してスキャニング処理を開始する。この結果、Ａ／Ｄ変換器２０７を介して入力した光干渉データ、並びに、偏光分離検出回路２２８からの偏光干渉データがメモリ２０２に蓄積されていく。この蓄積は、計画した距離だけ光送受信部２５０が移動するまで継続する（ステップＳ１０３）。

さて、計画したスキャニング処理を終えると、ステップＳ１０４にて信号処理部２０１はメモリ２０２に蓄積された２種類の光干渉データについてＦＦＴを実行し、それぞれのラインデータを生成する。

図５はメモリ２０２の状態を示している。図示のように、メモリ２０２には少なくとも２つの領域５１０、５３０が確保されている。

断面画像格納領域５１０は、血管軸に直交する面の血管断面画像が格納される領域である。

スキャニングデータ格納領域５３０は、光干渉データから求めたラインデータＬ（）を格納する領域５３１、偏光干渉データから求めたラインデータＰＬ（）を格納する領域５３２、フレーム毎の歪指標値ＤＲ（）を格納する領域５３３、各ラインの前フレームからのシフト量ＳＨ（）を格納する領域５３４、及び、各ラインの相対回転速度Ｖ（）を格納する領域５３５を含む。

このうち、ラインデータＬ（０）乃至Ｌ（５１１）が最初のフレームとなる血管断面画像（図４参照）を再構成するための５１２本のラインデータを示している。最初の断面画像を０番目とするなら、第ｋ番目のフレームの断面画像で利用するラインデータは、Ｌ（ｋ×５１２）乃至Ｌ（ｋ×５１２＋５１１）と表せる。また、歪指標値ＤＲ（）は、フレーム毎（５１２ライン）に１つ算出することになる。そして、この時点で、領域５３３乃至５３５は空である。

次に、ステップＳ１０５にて、信号処理部２０１は偏光干渉データから求めたラインデータＰＬ（）に基づき、各フレーム（５１２本単位）の歪指標値ＤＲ（）を算出していく。なお、最初のフレームの前にはフレームが存在しないので、歪指標値ＤＲ（０）は算出せず、ＤＲ（１）以降を算出する。

次に、信号処理部２０１は、ステップＳ１０６にて、式（２）に従い、各ラインの、前フレームに対するシフト量ＳＨ（）を求める。そして、求めたシフト量ＳＨ（）から、各ラインをサンプリングした際の光送受信部２５０の相対回転速度Ｖ（）を式（３）に従って算出する。なお、着目ラインのシフト量ＳＨ（）を算出するとき、直前のフレームのラインデータを参照する。ＳＨ（０）乃至ＳＨ（５１１）より前には、ラインデータが存在しない。よって、実際に算出するのはＳＨ（５１２）、Ｖ（５１２）以降となる。

上記のようにして、各フレームを構成するライン単位の回転速度Ｖ（）を求めると、信号処理部２０１は各ラインデータＬ（）を用いて、血管断面画像を再構成する。この再構成処理では、図１０に示すように、各ラインデータＬ（）を、該当する相対回転速度Ｖ（）に従った角度間隔で放射線状に並べていく。そして、その後は、通常の補間処理を行えば良い。そして、信号処理部２０１は、再構成した血管断面画像を、メモリ２０２に確保された断面画像格納領域５１０に格納していく。

この後、ステップＳ１０８にて、上記処理で得られたデータに基づき、ＧＵＩウインドウを表示する。

図６は実施形態における画像診断装置１００のスキャニング処理後にモニタ１１３に表示されるウインドウ６００を示している。このウインドウ６００は、大きく分けて表示領域６１０、６２０，６３０に大別される。

表示領域６１０は、血管をその軸に沿った平面で切った血管断面画像６１２を表示する領域である。この表示領域６１０に表示する画像は、例えば断面画像のラインデータＬ（１）と、それに１８０°反対側に位置するラインデータＬ（２５６）を連結して１本の垂直方向に表示するライン画像データを生成する。この処理を、他の断面画像のデータについても行う。そして、それらを互いに隣り合うように接続することで作成すればよい。また、表示領域６１０には、血管軸に沿った着目位置を示すマーカ６１１を表示する。このマーカ６１１はその表示位置を、マウス１１４により移動可能とする。

表示領域６２０は、各断面画像に対して、ステップＳ１０７で求めた歪指標値ＤＲ（）の大小を、視覚的にわかりやすく表示する領域である。例えば、２つの閾値Ｔ１，Ｔ２（ただしＴ１＜Ｔ２）を用い、
（１）歪指標値＜Ｔ１
（２）Ｔ１≦歪指標値＜Ｔ２
（３）Ｔ２≦歪指標値
の３段階にし、それぞれのレベルに応じた色や輝度を割り当てて表示する。なお、ここでは３段階としているが、この段数はいくつでも構わない。

表示領域６３０は、マーカ６１１が位置する、血管軸に直交する面の血管断面画像（ステップＳ１０７で生成した）を表示する領域である。

上記のウインドウ６００を表示したとき、ユーザはマーカ６１１を、マウス１１４を操作して、水平方向に沿って自由に移動できる。信号処理部２０１は移動後のマーカ６１１の位置の断面画像をメモリ２０２から読み出し、表示領域６３０に表示する処理を行うことになる。

上記のようなＧＵＩの表示の結果、表示領域６３０に表示された血管断面画像がスキャニングした際の血管のどの位置の断面画像であるのか、更には、その位置での回転速度に起因した歪の大小レベルを把握できるようになる。

以上説明したように本実施形態によれば、プローブ１０１内のイメージングコア２５１における光送受信部２５０と、プルバック部との回転速度差を検出することが可能になる。そして、それを利用して、断面画像の歪み程度をユーザに知らしめること、或いは／及び、速度に見合った断面画像の再構成処理も可能となる。

なお、上記実施形態では、歪指標値の大小とは無関係に、ライン毎の相対的な回転速度に従って再構成処理を行うものしたが、歪指標値がＴ１未満の場合には、従来と同じ全ラインを等角度で配置して再構成処理を行うようにしても構わない。

また、上記実施形態からもわかるように、実施形態における処理の大部分は、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。従って、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。

１０１…プローブ、１０２…プルバック部、１１１…本体制御部、１１３…モニタ、２０１…信号処理部、２０２…メモリ、２２８…偏光分離検出回路、２５０…光送受信部、２５１…イメージングコア

Claims (10)

1. 光送受信部を先端部に有するイメージングコアを回転自在に、且つ、移動自在にシース内に収容したプローブを用い、前記イメージングコアをプルバック部によって回転させ、波長掃引光源からの光に基づく光干渉を利用して、体腔内の断面画像を生成する画像診断装置であって、
   前記プローブからの光と参照光との合成による干渉光を、所定の偏光フィルタを介し、偏光干渉データとして出力する偏光検出手段と、
   前記光送受信部の回転中の各角度を示すタイミングにおいて前記偏光検出手段より得られた偏光干渉データから、前記光送受信部の予め設定された部位の反射強度値を検出する検出手段と、
   該検出手段で検出した、各タイミングにおける反射強度値と、前記プルバック部におけるプルバック部回転速度とに基づき、前記光送受信部の回転速度を算出する回転速度算出手段と
   を有することを特徴とする画像診断装置。
2. 前記回転速度算出手段で判定した回転速度に基づき、各断面画像を生成するための期間での回転速度の変化量を、当該断面画像の歪指標値として算出する歪指標値算出手段と、
   当該歪指標値算出手段で算出した歪指標値の大小の程度を視覚的に識別可能に表示する表示手段と
   を更に有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. 前記歪指標値算出手段は、前記断面画像を生成するための隣接するフレーム間の反射強度値の差の２乗和を求めることを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。
4. 前記断面画像は血管断面画像であって、
   前記表示手段は、血管の軸に沿った各位置を水平軸、歪指標値の程度を垂直軸とするグラフを表示する
   ことを特徴とする請求項２又は３に記載の画像診断装置。
5. 前記回転速度算出手段は、
   前記光送受信部の１回転に対応する着目フレームにおける各タイミングの前記反射強度と、直前フレームの各タイミングの前記反射強度とに基づき、前記直前フレームに対する前記着目フレームの反射強度の時間軸に対するシフト量を、前記着目フレームにおけるタイミング毎に算出し、
   着目タイミングと直前のタイミングにおけるシフト量の差を、前記送受信部の基準回転速度に対する、当該着目タイミングにおける相対速度として算出する
   ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像診断装置。
6. 前記回転速度算出手段で算出した各タイミングの回転速度に基づき、前記断面画像を生成するためのラインが成す角度を調整し、調整された角度のラインに従い、断面画像を生成する断面画像生成手段と、
   を有することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の画像診断装置。
7. 前記検出手段は、回転中心位置から最初のピークとなる反射強度値を検出することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像診断装置。
8. 光送受信部を先端部に有するイメージングコアを回転自在に、且つ、移動自在にシース内に収容したプローブを用い、前記イメージングコアをプルバック部によって回転させ、波長掃引光源からの光に基づく光干渉を利用して、体腔内の断面画像を生成する画像診断装置の制御方法であって、
   前記画像診断装置が、前記プローブからの光と参照光との合成による干渉光を、所定の偏光フィルタを介し、偏光干渉データとして出力する偏光検出工程と、
   前記画像診断装置が、前記光送受信部の回転中の各角度を示すタイミングにおいて前記偏光検出工程より得られた偏光干渉データから、前記光送受信部の予め設定された部位の反射強度値を検出する検出工程と、
   前記画像診断装置が、該検出工程で検出した、各タイミングにおける反射強度値と、前記プルバック部におけるプルバック部回転速度とに基づき、前記光送受信部の回転速度を算出する回転速度算出工程と
   を有することを特徴とする画像診断装置の制御方法。
9. 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７のいずれか１項に記載の画像診断装置の各手段として機能させるためのプログラム。
10. 請求項９に記載のプログラムを格納したコンピュータが読み取り可能な記憶媒体。

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