JPWO2014162365A1 - 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

Abstract

本発明は、イメージングコアの回転位置と移動によってデータを得るとき、同期して固定視点位置でのＸ線像を時間軸に沿って連続して入力する。そして、Ｘ線像から心拍等の血管の動きが発生しているタイミングを判定する。イメージングコアの回転と移動で得られた血管軸に直交する面の血管断面画像を複数個得る。そして、前記血管断面画像または血管断面画像の並びから血管軸に沿った血管画像を生成し、表示する際に、血管の動きがあった部位を識別可能に表示する。

Description

本発明は光又は超音波による生体組織の断層画像生成技術に関するものである。

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、画像診断装置が広く使用されている。

画像診断装置には、血管内超音波診断装置（ＩＶＵＳ：ＩｎｔｒａＶａｓｃｕｌａｒ Ｕｌｔｒａ Ｓｏｕｎｄ）や光干渉断層診断装置（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）等が含まれ、それぞれに異なる特性を有している。

また、最近では、ＩＶＵＳの機能と、ＯＣＴの機能とを組み合わせた画像診断装置（超音波を送受信可能な超音波送受信部と、光を送受信可能な光送受信部とを備える画像診断装置）も提案されている（例えば、特許文献１、２参照）。

上記の画像診断装置は血管の軸に直交する断層像を得る。従って、それらをつなぎ合わせることで３次元画像を生成することもできる。一旦３次元画像が生成されると、自由な視点で自由な切り口で断層像を得ることも可能となる。

ところで、心臓に位置的に近い血管、とりわけ、心臓を取り囲むように位置する冠動脈は、心臓の鼓動運動（以下、単に「心拍」という）の影響を受けてその位置が変化する。係る血管を上記のような画像診断装置によって血管軸に沿った連続した断層画像を得たとしても、血管の動きがあった場合、たとえば心拍の影響を受け血管の動きがあった部位とそうでない部位とは滑らかに連続せず、不自然な像となって現れる。経験豊富な医師の場合には、その不自然な部位が心拍などの血管の動きの影響を受けたものであると理解できるかも知れないが、それ以外の者にとっては判断が難しい。

心拍運動を検出し、画像を補正する技術として特許文献３が知られている。この技術では、カテーテル内に位置センサを設け、その位置センサで検出した位置と共にスキャン（ＩＶＵＳやＯＣＴ）した画像を記録するものである。たしかに、位置センサを内蔵するカテーテルを用いる場合には、カテーテルの移動軌跡を知ることができるが、その軌跡が血管がその形状をしていることに起因するか、或いは心拍でそのような移動軌跡を生じているのかを判定することは困難である。

特開平１１−５６７５２号公報 特開２００６−２０４４３０号公報 特開２００５−２５３９６４号公報

本発明は係る問題に鑑みなされたものである。そして、この明細書では、血管の動きがあった部位と無い部位（例えば心拍の影響がある部位と無い部位）とを明瞭に表示する技術を提供しようとするものである。

上記の改題を解決するため、本明細書では、以下に示す画像診断装置を提供する。すなわち、
被検者の血管の内腔面に向けて光もしくは超音波を出射し、その反射を検出するイメージングコアを収容するプローブを用い、前記イメージングコアを回転させると共に所定速度で前記プローブに沿って移動させることで、血管内の情報を取得し、血管画像を再構成する画像診断装置であって、
前記イメージングコアの前記回転と前記移動を行なって血管内の情報を取得中に、被検者のＸ線像を時間軸に沿って連続して取得するＸ線像取得手段と、
該Ｘ線像取得手段で取得したＸ線像の時間軸に対して隣接するＸ線画像の相関度に基づき、血管の動きが生じたＸ線像を特定する特定手段と、
前記特定手段で特定したＸ線像の撮像タイミングが、前記イメージングコアの移動のいずれの位置に対応するのかを判定する判定手段と、
前記イメージングコアの前記回転と前記移動による情報から前記血管軸に沿った軸方向断面像を生成する生成手段と、
該生成手段で生成した前記軸方向断面像と、前記判定手段で判定した位置を表わす画像とを合成して表示する表示手段とを有する。

本明細書によれば、血管軸に直行する血管画像、または血管軸に沿った血管画像を表示する際に、血管の動きに起因する部位（例えば心拍の影響があったと推定される部位）を識別可能に表示することが可能になる。

本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。

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。
本実施形態に係る画像診断装置の外観構成を示す図である。 プローブ部の全体構成及び先端部の断面構成を示す図である。 画像診断装置の機能構成を示す図である。 断面画像の再構成処理を説明するための図である。 再構成された血管の３次元モデルデータの例を示す図である。 実施形態における２次元Ｘ線像の例を説明するための図である。 実施形態における断層像の元になる格納データと、Ｘ線像との同期とを説明するための図である。 実施形態における処理手順を示すフローチャートである。 図８における心拍影響区間を決定する処理の詳細を示すフローチャートである。 実施形態における画像診断装置の表示画面に表示されるユーザインタフェースの例を示す図である。 血管の軸方向断面の他の表示形態の例を示す図である。 血管の軸方向断面の他の表示形態の例を示す図である。

以下添付図面に従って本発明に係る実施形態を詳細に説明する。なお、本明細書では、光断層像を得る装置に適用する例を説明するが、超音波を用いる装置もしくは光と超音波の両方を用いる装置に適用できるので、係る点で本発明が限定されるものでない。

１．画像診断装置の外観構成
図１は本発明の一実施形態に係る画像診断装置１００の外観構成を示す図である。

図１に示すように、画像診断装置１００は、プローブ部１０１と、スキャナ及びプルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、スキャナ及びプルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線１０４により各種信号が伝送可能に接続されている。

プローブ部１０１は、直接血管内に挿入され、伝送された光（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と、を備えるイメージングコアが内挿されている。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。

スキャナ及びプルバック部１０２は、プローブ部１０１が着脱可能に取り付けられ、内蔵されたモータを駆動させることでプローブ部１０１に内挿されたイメージングコアの血管内の軸方向の動作及び回転方向の動作を規定している。

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、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、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で、血管断面画像（径方向断面像）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ＬＣＤモニタであり、本体制御部１１１において生成された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。

２．プローブ部の全体構成及び先端部の断面構成
次に、プローブ部１０１の全体構成及び先端部の断面構成について図２を用いて説明する。図２に示すように、プローブ部１０１は、血管内に挿入される長尺のカテーテルシース２０１と、ユーザが操作するために血管内に挿入されることなく、ユーザの手元側に配置されるコネクタ部２０２とにより構成される。カテーテルシース２０１の先端には、診断対象の血管位置まで、プローブ部１０１を案内するためのガイドワイヤ２５０を固定するガイドワイヤルーメン用チューブ２０３が設けられている。カテーテルシース２０１は、ガイドワイヤルーメン用チューブ２０３との接続部分からコネクタ部２０２との接続部分にかけて連続する管腔を形成している。

カテーテルシース２０１の管腔内部には、光を送受信する光送受信部とが配置された送受信部２２１と、光ファイバケーブルを内部に備え、それを回転させるための回転駆動力を伝達するコイル状の駆動シャフト２２２とを備えるイメージングコア２２０が、カテーテルシース２０１のほぼ全長にわたって挿通されている。

コネクタ部２０２は、カテーテルシース２０１の基端に一体化して構成されたシースコネクタ２０２ａと、駆動シャフト２２２の基端に駆動シャフト２２２を回動可能に固定して構成された駆動シャフトコネクタ２０２ｂとを備える。

シースコネクタ２０２ａとカテーテルシース２０１との境界部には、耐キンクプロテクタ２１１が設けられている。これにより所定の剛性が保たれ、急激な物性の変化による折れ曲がり（キンク）を防止することができる。

駆動シャフトコネクタ２０２ｂの基端は、スキャナ及びプルバック部１０２に着脱可能に取り付けられる。

ハウジング２２３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。また、先端側には短いコイル状の弾性部材２３１が設けられている。

弾性部材２３１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２３１が先端側に配されることで、イメージングコア２２０を前後移動させる際にカテーテルシース２０１内での引っかかりを防止する。

２３２は補強コイルであり、カテーテルシース２０１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。

ガイドワイヤルーメン用チューブ２０３は、ガイドワイヤ２５０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２５０は、カテーテルシース２０１の先端を患部まで導くのに使用される。

３．画像診断装置の機能構成
次に、画像診断装置１００の機能構成について説明する。図３は、ＯＣＴ（ここでは、一例として波長掃引型ＯＣＴ）機能を有する画像診断装置１００の機能構成を示す図である。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、４０８は波長掃引光源(Ｓｗｅｐｔ Ｌａｓｅｒ)であり、ＳＯＡ４１５（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｐｔｉｃａｌ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）とリング状に結合された光ファイバ４１６とポリゴンスキャニングフィルタ（４０８ｂ）よりなる、Ｅｘｔｅｎｄｅｄ−ｃａｖｉｔｙ Ｌａｓｅｒの一種である。

ＳＯＡ４１５から出力された光は、光ファイバ４１６を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ４０８ｂに入り、ここで波長選択された光は、ＳＯＡ４１５で増幅され、最終的にｃｏｕｐｌｅｒ４１４から出力される。

ポリゴンスキャニングフィルタ４０８ｂでは、光を分光する回折格子４１２とポリゴンミラー４０９との組み合わせで波長を選択する。具体的には、回折格子４１２により分光された光を２枚のレンズ（４１０、４１１）によりポリゴンミラー４０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー４０９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４０８ｂから出力されることとなる。つまり、ポリゴンミラー４０９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。

ポリゴンミラー４０９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４０９と回折格子４１２とを組み合わせた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。

Ｃｏｕｐｌｅｒ４１４から出力された波長掃引光源４０８の光は、第１のシングルモードファイバ４４０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４４０は、途中の光カップラ部４４１において第２のシングルモードファイバ４４５及び第３のシングルモードファイバ４４４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４４０の光カップラ部４４１より先端側には、非回転部（固定部）と回転部（回転駆動部）との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント（光カップリング部）４０３が回転駆動装置４０４内に設けられている。

更に、光ロータリジョイント（光カップリング部）４０３内の第４のシングルモードファイバ４４２の先端側には、プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ４４３がアダプタ４０２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２２０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４４３に、波長掃引光源４０８からの光が伝送される。

伝送された光は、イメージングコア２２０の光送受信部２２１から血管内の生体組織に対して回転動作及び軸方向動作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２２０の光送受信部３２０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４４０側に戻る。さらに、光カップラ部４４１によりその一部が第２のシングルモードファイバ４４５側に移り、第２のシングルモードファイバ４４５の一端から出射された後、光検出器（例えばフォトダイオード４２４）にて受光される。

なお、光ロータリジョイント４０３の回転駆動部側は回転駆動装置４０４のラジアル走査モータ４０５により回転駆動される。

一方、第３のシングルモードファイバ４４４の光カップラ部４４１と反対側の先端には、参照光の光路長を微調整する光路長の可変機構４３２が設けられている。

この光路長の可変機構４３２はプローブ部１０１を交換して使用した場合の個々のプローブ部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化手段を備えている。

第３のシングルモードファイバ４４４およびコリメートレンズ４１８は、その光軸方向に矢印４２３で示すように移動自在な１軸ステージ４２２上に設けられており、光路長変化手段を形成している。

具体的には、１軸ステージ４２２はプローブ部１０１を交換した場合に、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４２２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である。

１軸ステージ４２２で光路長が微調整され、グレーティング４１９、レンズ４２０を介してミラー４２１にて反射された光は第３のシングルモードファイバ４４４の途中に設けられた光カップラ部４４１で第１のシングルモードファイバ４４０側から得られた光と混合されて、フォトダイオード４２４にて受光される。

このようにしてフォトダイオード４２４にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ４２５により増幅された後、復調器４２６に入力される。この復調器４２６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４２７に入力される。

Ａ／Ｄ変換器４２７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（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。

Ａ／Ｄ変換器４２７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４２８に入力される。信号処理部４２８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断面画像を構築し、ＬＣＤモニタ１１３に出力する。

信号処理部４２８は、更に光路長調整手段制御装置４３０と接続されている。信号処理部４２８は光路長調整手段制御装置４３０を介して１軸ステージ４２２の位置の制御を行う。

なお、信号処理部４２８におけるこれらの処理は、所定のプログラムが組込システムに搭載され実行されることで実現されるものとする。

更に、実施形態における画像診断装置１００は、図示の如く、Ｘ線撮像装置５００を接続するインタフェース（Ｉ／Ｆ）４３１を有する。画像診断装置１００は、このインタフェース４３１を介して、Ｘ線撮像装置５００から被検者の心臓の像をリアルタイムに取得することが可能になる。

４．画像再構成処理
上記構成において、ユーザが操作制御装置１０３を操作して、スキャン開始の指示を入力すると、信号処理部４２８は、スキャナ及びプルバック部１０２を制御し、イメージングコア２２０の回転、並びに、イメージコア２２０を所定速度で引っ張って、血管の長手方向への移動を行なわせる。このとき、イメージングコア２２０による光の出射と受光が血液に邪魔されるのを防ぐため、一般に、透明なフラッシュ液を血管内に流すことになる。上記の結果、先に説明したように、Ａ／Ｄ変換器４２７はデジタルの干渉光データを出力してくるので、信号処理部４２８はそのデータをメモリ４２８ａに格納していく。そして、信号処理部４２８は、メモリ４２８ａに格納されたデータから、イメージングコア２２０の移動方向に沿った各位置の断面画像を構築していく。

ここで、１枚の断面画像の生成に係る処理を図４を用いて説明する。図４はイメージングコア２２０が位置する血管４５１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２２０の１回転（３６０度回転）する間に、複数回の測定光の送信、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４５２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。このラインのデータを、公知の演算を行なうことで、回転中心位置から半径方向（ｒ方向）に向かう血管断面画像を生成することができる。この血管断面画像における１ラインは、１０２４個の輝度値Ｉ０乃至Ｉ１０２３で構成される。Ｉ０が回転中心位置にあり、Ｉ１０２３が回転中心位置から最も遠い位置の輝度値である。

さて、上記のようにして、この５１２個のラインデータが構築されていくが、回転中心位置の近傍では互いに密で、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。従って、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、人間が視覚できる断面画像を生成することになる。なお、断面画像の中心位置は、イメージングコア２２０の回転中心位置と一致し、血管断面の中心位置ではない点に注意されたい。

光の送受信の際には、カテーテルシース２０１自身からの反射もあるので、図示の如く、断面画像にはカテーテルシース２０１の影４５３が形成される。また、図示の符号４５４は、ガイドワイヤ２５０の影である。実際には、ガイドワイヤ２５０は金属製であり、光を透過しないので、回転中心位置から見てガイドワイヤ２５０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。

さて、ユーザが操作制御装置１０３を操作して、スキャン開始の指示を入力すると、信号処理部４２８は、スキャナ及びプルバック部１０２を制御し、イメージングコア２２０の回転並びに、イメージングコア２２０を所定速度で引っ張って、血管の長手方向への移動を行なわせる（プルバック処理）。この結果、信号処理部４２８は、各回転角におけるラインデータを受信し、メモリ４２８ａに格納されていく。そして、プルバック処理を終えると、メモリ４２８ａに格納されたラインデータを処理し、複数の断面画像を形成してメモリ４２８ａに再格納する。更には、それらをつなぎ合わせ、血管内腔の３次元モデルをメモリ４２８ａ内に構築することになる。

図７は、プルバック処理によってメモリ４２８ａに格納されたラインデータの格納状態を表している。実施形態では、５１２個のラインデータで１つの血管断面画像を構築する例を説明している。イメージングコア２２０の回転速度が９６００ｒｐｍ、プルバックしている時間が５秒とすると、その間にイメージングコア２２０は８００回転（＝９６００／６０×５）していることになる。１回転で５１２個のラインデータが得られるわけであるから、メモリ４２８ａには約４０万のラインデータが格納されることになる。

図５のＦｏ（１）、Ｆｏ（２）、Ｆｏ（３）…は、図７に示したラインデータにおける５１２個のラインデータを単位にして構築された血管断面画像を示している。そして、これら血管断面像Ｆｏ（１）、Ｆｏ（２）、Ｆｏ（３）…を、互いに接続することで３次元モデル４６０を構築することができる。

５．心拍影響区間の表示処理
実施形態における診断対象は冠動脈（もしくは冠静脈）としている。冠動脈は心臓を取り囲むように位置しているので、心臓の心拍の影響で冠動脈自身も移動（振動）する。実施形態の画像診断装置は、血管内にイメージングコア２２０を位置させ、イメージングコア２２０を回転及び移動を行なうプルバック処理で得たデータから、その断面画像を構築する。従って、心拍の影響は避けられない。

図５の血管断面画像Ｆｏ（１）、Ｆｏ（２）、Ｆｏ（３）…の並びは血管の軸方向にそった位置順であると同時に時間順でもある。従って、プルバックスキャン中に、心拍があったタイミングでの血管断面画像は、心拍の影響がないタイミングでの血管断面画像に対してずれた状態になり、且つ、乱れたものとなる。この乱れが３次元モデルに現れる。

本実施形態では、３次元モデル４６０を可視化して表示する際、心拍の影響で乱れた部位とそうでない部位とを容易に識別可能に表示する。この結果、ユーザ（医師）が誤って血管異常部位として診断することを防ぐようにする。

係る課題を解決するためには、心拍があったタイミングを検出する必要がある。本実施形態では、かかる心拍検出とその検出タイミングをＸ線撮像装置５００を用いて行なう。心拍検出のタイミングを求めるためには、血管断面画像とＸ線像とを同期させる必要がある。そこで、先ず、この同期化を説明し、その後に心拍検出について説明する。

実施形態におけるＸ線撮像装置５００は、視点位置を固定にして、被検者の心臓を例えば１秒当たり３０枚のＸ線像データを撮像し、出力するものとする。以降の説明では１秒当たり３０枚をもとに記載するが、これはＸ線撮像装置５００の設定により１秒当たり１５枚などに変更できる。本発明の形態はこのＸ線撮像装置５００の設定にかかわらず処理可能であるため、これに特に限定されるものではない。実施形態における画像診断装置１００は、少なくとも上記プルバック期間中は、インタフェース４３１を介して、Ｘ線撮像装置５００からのＸ線像データを順次メモリ４２８ａに格納していく。

血管断面画像はＦｏ（１）、Ｆｏ（２）…と表現した。それと区別するため、以降、時間順に格納されるＸ線像をＦｘ（１）、Ｆｘ（２）…と表わす。

イメージングコア２２０は先に説明したように、９６００ｒｐｍという速度で回転しているので、１秒あたり１６０回転、すなわち、１秒当たりに１６０枚の血管断面像を擬似的に撮像している、と言うことができる。一方、Ｘ線撮像装置５００は１秒当たり３０枚のＸ線像を撮像しているわけであるから、単純計算で、Ｘ線像１枚撮影する間に血管断面画像は約５枚を構築することになる。

ここで、両者の同期を如何にして取るかであるが、実施形態ではプルバック処理を開始後、光干渉による各ラインデータをメモリ４２８ａに格納していく期間、インタフェース４３１を介してＸ線撮像装置５００から１枚のＸ線像Ｆｘ（ｉ）（ｉ＝１、２、…）を取得したとき、そのＸ線像Ｆｘ（ｉ）を取得開始したタイミングと、その際のラインデータとを対応づけるようにした。図７では、最初の１回転目のライン３のラインデータが格納されたとき、Ｘ線像Ｆｘ（１）がインタフェース４３１を介してメモリ４２８ａに格納されたことを示している。

上記の結果、信号処理部４２８はメモリ４２８ａに格納されたラインデータに基づき血管断面画像Ｆｏ（１）を再構成したとき、そのラインデータ内にＸ線像Ｆｘ（１）を取得したタイミングのラインデータが含まれていることを知ることができる。それ故、信号処理部４２８は、血管断面画像Ｆｏ（１）とＸ線像Ｆｘ（１）が同じタイミングでの像であると見なし、処理することができるようになる。すなわち、血管断面画像とＸ線像との同期を取ることができる。

なお、図７では、１つのラインデータとＸ線像とを対応づける例を示したが、１つの血管断面画像とＸ線像とが対応できる精度であれば良い。１つの血管断面画像を構築する際に利用する５１２本のラインデータは１／１６０秒（＝６．２５ｍｓｅｃ）で得られるので、１枚のＸ線像の取得を開始したタイミングの時間精度はこの精度があれば十分と言える。また、同期化は上記例に限定されない。例えば、Ｘ線像Ｆｘ（ｉ）を受信したとき、光干渉の何回転目のデータを受信したかを表わす情報を保持するようにしても構わない。

次に、心拍の有無の判定について説明する。実施形態におけるＸ線撮像装置５００は被検者の心臓を、固定視点で１秒当たり３０枚の速度でＸ線像を出力する。プルバック処理を開始したタイミング以降に得られたＸ線像をＦｘ（１）、Ｆｘ（２）、Ｆｘ（３）…と表したとき、メモリ４２８ａには図６に示すＸ線像が格納される。

心拍は、心臓の時間軸に対する形状の変化と見なすことができる。故に心拍の有無は、時間的に隣合う２つの心臓のＸ線像の相関関係が高いか低いかで判定できる。２つの隣り合うＸ線像の相関が高いということは、２つの隣り合う画像の差が小さいことを意味する。また、２つの隣り合うＸ線像の相関が低いというのは、２つの隣り合う画像の差が大きいことを意味する。実施形態では、時間的に隣り合う２つのＸ線像の相違を数値化し、それと閾値とを比較し、相違度の大小を判定することで、心拍の有無を判定する。

今、着目しているＸ線像をＦｘ（ｉ）とすると、その１つ前（１／３０秒前）のＸ線像はＦｘ（ｉ−１）と表わすことができる。また、Ｘ線像の水平方向の画素数をｘmax、垂直方向の画素数をｙmaxとし、ｉ番目のＸ線像における座標（ｘ，ｙ）の画素値をＦｘ（ｉ，ｘ，ｙ）と表わしたとき、着目Ｘ線像Ｆｘ（ｉ）の１つ前のＸ線像Ｆｘ（ｉ−１）に対する相違度Ｄは、例えば次式で求めればよい。
Ｄ(i)＝ΣΣ｛Ｆｘ（ｉ，ｘ，ｙ）−Ｆｘ（ｉ−１、ｘ、ｙ）｝²
ここで、ΣΣは変数ｘ、ｙそれぞれを１乃至ｘmax、１乃至ｙmaxの範囲で変動させた際の加算を表わす。

そして、予め設定した閾値Ｔｈと比較し、Ｄ（ｉ）＞Ｔｈの関係にあるとき、着目Ｘ線像は、直前のＸ線像に対して変化が大きい（相関が小さい）ことを意味するので、着目Ｘ線像は心拍の影響が大きいと判定する。

先に説明したように、Ｘ線像と血管断面像とは同期が取れるようになっているので、血管の３次元モデルでの心拍の影響が大きい部分と少ない部分とを特定することができる。ただし、既に説明したように、単位時間当たりに得られるＸ線像と血管断面画像の枚数が異なることに注意する必要がある。

そこで、Ｘ線像Ｆｘ（１０）〜Ｆｘ（２０）の範囲で心拍の影響が大きいと判定されたとする。このとき、Ｘ線像Ｆｘ（１０）に対して血管断面画像Ｆｏ（１００）が同期し、Ｘ線像Ｆｘ（２０）に対してＦｏ（１５５）が同期している場合、血管断面像Ｆｏ（１００）乃至Ｆｏ（１５５）の範囲で心拍の影響が大きい区間として判定する。つまり、心拍の大きいと判定された区間の両端に位置するＸ線像に対応する、２つの血管断面像を特定し、その２つの血管断面画像で挟まれる範囲を心拍の影響が大きい区間であると判定する。

６．ユーザインタフェースの説明
以上、実施形態における血管断面像による３次元モデルにおける心拍の影響の大きい部位と小さい部位との判定の原理を説明した。

図１０は、プルバック処理後のＬＣＤモニタ１１３に表示されるユーザインタフェース１０００の一例を示している。

このユーザインタフェース１０００は、ユーザが指示するための各種指示ボタンが配置されている表示領域１００１、血管軸に直交する面の血管断面像を表示する表示領域１００２、Ｘ線像を表示する表示領域１００３、及び、血管の３次元モデルを血管軸に沿った面で切断した場合の断面画像を表示する表示領域１００４とを有する。表示領域１００４には、マウス１１３でその位置が可変のマーカ１００５が表示される。また、表示領域１００４の下部には、水平方向にスクロールするためのスクロールバー１００６も設けた。

表示領域１００２には、マーカ１００５の位置が示す破線部分に対応する血管断面画像（血管軸に対して垂直な面の断面画像）が表示される。また表示領域１００３には、イメージングコア２２０が、マーカ１００５の位置にあったタイミングで撮像したＸ線像が表示される。なお、Ｘ線像は、血管断面画像よりも撮像のための時間間隔が大きいので、厳密に言えば表示領域１００２には、マーカ１００５が示す位置が表わす時間に、最も近いタイミングで撮影したＸ線像が表示されることになる。

そして、実施形態における特徴的な点は、表示領域１００４にて、心拍の影響があったと判定された区間を強調するため、図示の如く水平軸（イメージングコア２２０のプルバック方向）の上端と下端に識別バー（又はマーク）１０１０を配置した。ユーザは、この表示を見れば、心拍があった区間が一目瞭然であるから、その区間を乱れが心拍の影響であるか否かを容易に判定できるようになる。

更に、本実施形態では、心拍があった区間の画像において特にX線像が大きく動いた区間の画像は、その信頼性が低いことに鑑み、バー１０１０で表される区間をカットする表示モードを備える。このモードを使用する際には、特に動きの大きい区間のレベルを認識し、動きの大きい区間をカットできるようにすることが望ましい。これを実現する方法は後に記述する。このモードは、図示の右側に位置する「心拍影響領域カット表示」のボタンをクリックすることで実現する。このボタンがクリックされると、表示領域１００４は、図示の下段の表示領域１００４’に切り換わる。表示領域１００４’に切り換わったときには、１つのバー１０１０の左端から右端までの画像をカットし、バー１０１０の左端から１つ左側に隣接する像と、バー１０１０の右端から１つ右側に隣接する像とを接続し、接続した位置が分かる位置を認識されるような表示を追加する処理を行う（切り詰め処理）。なお、表示領域１００４’に移行したとき、「心拍影響領域カット表示」ボタンの表記は「心拍影響領域表示」に切り換わる。ユーザがこの表記のボタンをマウス操作してクリックすると、表示領域１００４’は再び表示領域１００４に戻る。

７．処理手順の説明
以下、信号処理部４２８の処理手順を図８、図９のフローチャートに従い説明する。同図のフローチャートに係る処理手順に係るプログラムは不図示のハードディスク装置等に格納されているものある。また、この処理は、患者の冠動脈にカテーテルを位置させ、操作パネル１１２からプルバック指示がなされた場合の処理である。

プルバック指示がなされると、信号処理部４２８は、ステップＳ８０１にて、イメージングコア２２０を所定速度で回転させると共に設定し速度で引っ張る処理を行ない、光干渉のラインデータをメモリ４２８ａに格納すると共に、その間にＸ線撮像装置５００から転送されてくるＸ線像もメモリ４２８ａに格納していく。このとき、光干渉のラインデータとＸ線画像との同期を図るため、図７で示したように１枚のＸ線像を取得する度に、その取得開始タイミングにおけるラインデータに、該当するＸ線像を取得したことを示す情報を付加する。

上記のようにして、プルバック処理を終えると、処理はステップＳ８０２に進み、受信したラインデータからイメージングコア２２０の回転面の断面画像を構築する処理を行ない、それらをつなぎ合わせて血管内腔面の３次元モデルを生成する。

この後、ステップＳ８０３にて、Ｘ線画像に基づき心拍の影響を受けたＸ線像を特定し、時系列に並んだＸ線像群の中で心拍の影響を受けたＸ線像が連続する区間を特定する。そして、１つの区間に着目したとき、その区間の両端に位置する２枚のＸ線像に対応する血管断面画像の２枚を特定し、その２枚の血管断面画像の間は心拍の影響が大であるとする区間として決定する。

そして、ステップＳ８０４にて、上記のようにして生成された３次元モデルの、血管軸に沿った断面画像と共に、心拍の影響のあったと判定された区間を示す画像とを合成し、表示する（図１０参照）。

次に、上記のステップＳ８０３内における、メモリ４２８ａに格納されたＸ線像の中から、心拍の影響がったＸ線像を求め、該当する血管断面画像を求める処理を図９のフローチャートに従って説明する。これまでの説明からわかるように、メモリ４２８ａ内には既に時系列に並んだＸ線像Ｆｘ（１）、Ｆｘ（２）…が格納されている点に注意されたい。

先ず、信号処理部４２８は、ステップＳ９０１にて、Ｘ線像を特定するための変数ｉを“１”で初期化し、ステップＳ９０２にて、Ｘ線像Ｆｘ（ｉ）（＝Ｆｘ（１））をメモリ４２８ａから読込む。

次に、ステップＳ９０３にて、変数ｉを“１”だけ増加させ、ステップＳ９０４にて、Ｘ線像Ｆｘ（ｉ）を読込む。この時点で時間的に連続する２つのＸ線像Ｆｘ（ｉ）とＦｘ（ｉ−１）が読み込まれていることに注意されたい。

次に、ステップＳ９０５にて、２つの画像の差分Ｄを算出する。再び示すのであれば、次式の通りである。
Ｄ＝ΣΣ｛Ｆｘ（ｉ，ｘ，ｙ）−Ｆｘ（ｉ−１、ｘ、ｙ）｝²
そして、ステップＳ９０６にて、差分Ｄと閾値Ｔｈとを比較する。Ｄ＞Ｔｈの場合、ステップＳ９０７にて、着目Ｘ線像Ｆｘ（ｉ）は直前のＸ線像Ｆｘ（ｉ−１）に対して変化が大きく、心拍の影響があるものと見なす。そのため、現在の変数ｉが示す値を、予め確保したメモリ領域に格納する。

そして、ステップＳ９０８にて、全Ｘ線像について判定したと判断するまで、ステップＳ９０３以降の処理を繰り返す。

こうして全Ｘ線画像についての判定処理を終えると、処理はステップＳ９０９に進み、上記判定処理で心拍の影響が大きいと判定されたＸ線像の番号が連続するグループから、心拍の影響が大きいと判定される血管断面像の区間を決定する。例えば、心拍の影響が大きいと判定されたＸ線像の番号が連続するグループとして、｛３、４、５、６、７｝、｛３１、３２、３３、３４、３５｝…が発見されたとする。

最初のグループの両端の２枚のＸ線像Ｆｘ（３）とＦｘ（７）とわかるので、それに同期した血管断面像を図７のデータをサーチすれば、対応する２枚の血管断面画像を見つけることができ、それらの間を心拍の影響が大きい区間として判定する。２番目のグループの場合には、Ｘ線像Ｆｘ（３１）とＦｘ（３５）に対応する血管断面像をサーチすることになる。

血管断面像の心拍の影響が大きい区間を特定することは、３次元モデルにおける血管軸の方向の区間を特定することと等価である。従って、連続するＸ線像のグループについて同様の処理を行なえばよい。

以上説明したように本実施形態によれば、血管の血管軸に沿った断面画像（図１０の表示領域１００４に表示された画像）に、心拍の影響が大きい区間を識別可能に表示する。この結果、比較的経験の浅い医師でも、不自然な血管部位が心拍の影響によるものか否かを容易に識別できるようになる。

なお、上記実施形態では、血管断面画像をつなぎ合わせて３Ｄモデルを生成し、血管軸にそった断面画像を再構成したが、これに本願発明が限定されるものではない。例えば、血管軸に直交する各断面画像における中央の画素（イメージングコア２２０の回転中心位置でもある）を通る垂直線のライン画像（垂直線に限らず、同じ方向のライン画像であれば良い）を単純につなぎ合わせれば、血管軸に沿った画像を再構成することもできる。この結果、３Ｄモデルを再構成にする場合よりも処理が単純化でき、描画処理を高速化できる。

＜他の実施形態＞
上記実施形態では、心拍の影響が大きい区間を表わすバーを、血管の血管軸に沿った断面画像を挟むように、表示領域の上端と下端に配置する例をしめしたが、これに限定されない。要は、心拍の影響が大きい区間とそうでない区間とを識別できれば良い。そこで、図１１Ａに示すように、心拍の影響が大きい区間内の画像１１０１を、それ以外の画像とを異なる色や濃淡で表示するようにしても良い。

また、実施形態では、心拍の影響が大きい、小さいの２種類を分類したが、閾値を２つ設けることで、心拍の影響の大、中、小の３段階で判定することもできるし、それ以上の閾値を設定することで更に細く多段階で判定することもできる。例えば、３段階評価を行なう場合、図１１Ｂに示すように、心拍の影響が中の区間１１０２と大の区間１１０３を区別して表示することも可能である。なお、図１１Ｂの場合、心拍影響領域をカットして表示するボタンはその段数に応じた数を用意する。すなわち、心拍の影響が中以上の領域のカット、心拍の影響が大以上の領域のカットするためのそれぞれのボタンを用意すればよい。

また、実施形態では、心拍影響の有無の区間を、血管軸に沿った断面画像を利用して表示（バー１０１０等）したが、本発明はこれのみに限定されず、以下のようにしても良い。

これまでの説明から明らかなように、ユーザはマーカ１００５の位置を自由に変更できる。マーカ１００５は血管軸に沿った物理的空間の位置を示すだけでなく、時間軸の位置を示すと見ることもできることは既に説明した。従って、ユーザが指示したマーカ１００５の位置が心拍影響領域にあるか否かの判定は、ユーザが指示したマーカ１００５の位置にイメージングコアが位置したタイミングが、心拍影響がある時間的区間にあるか否かを判定することと等価である。そこで、マーカ１００５で指示した位置にイメージングコアが位置したタイミングが、心拍影響のある時間区間内にあるときと、区間外にあるときで、表示領域１００２の表示形態を切り替えても良い。表示形態の切り替えの例としては、幾つか考えられる。例えば、表示領域１００２の枠の色の切り替えても構わない。一例を示すなら、マーカ１００５の位置が心拍影響のある時間的区間内にあるときは表示領域１００２の枠を赤色、区間外にあるときは表示領域１００２の枠を白色で表示する。また、心拍の影響を多段階にする場合には、その各段階別に枠の色を変えれば良いであろう。また、表示領域１００２の表示形態の切り替えは、その枠ではなく、見出しの文字列「血管断面画像」の色の切り替えても構わない。場合によっては、表示領域１００２の背景の色の表示の切り替えても構わない。

なお、上記のように、表示領域１００２の表示形態を切り替えと、表示領域１００４における心拍影響領域の有無を同時に行なっても構わないのは、勿論である。

以上、実施形態を説明した。実施形態では、血管断層画像を光干渉診断装置を用いる例を説明したが、超音波診断装置、或いはそれら両方を有する装置に適用できるのは明らかである。よって本願発明は上記のように光診断装置にのみ限定されるものではない。

上記実施形態からもわかるように、断面画像の再構成、並びに、血管の軸方向の断面画像の再構成処理は、マイクロプロセッサで構成される信号処理部４２８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。

本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の要旨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。

Claims (13)

1. 被検者の血管の内腔面に向けて光もしくは超音波を出射し、その反射を検出するイメージングコアを収容するプローブを用い、前記イメージングコアを回転させると共に所定速度で前記プローブに沿って移動させることで、血管内の情報を取得し、血管画像を再構成する画像診断装置であって、
   前記イメージングコアの前記回転と前記移動を行なって血管内の情報を取得中に、被検者のＸ線像を時間軸に沿って連続して取得するＸ線像取得手段と、
   該Ｘ線像取得手段で取得したＸ線像の時間軸に対して隣接するＸ線画像の相関度に基づき、血管の動きが生じたＸ線像を特定する特定手段と、
   前記特定手段で特定したＸ線像の撮像タイミングが、前記イメージングコアの移動のいずれの位置に対応するのかを判定する判定手段と、
   前記イメージングコアの前記回転と前記移動による情報から前記血管軸に沿った軸方向断面像を生成する生成手段と、
   該生成手段で生成した前記軸方向断面像と、前記判定手段で判定した位置を表わす画像とを合成して表示する表示手段と、
   を有することを特徴とする画像診断装置。
2. 前記表示手段で表示された前記軸方向断面像における血管軸方向の位置を指示する第１の指示手段を更に備え、
   前記表示手段は、前記第１の指示手段で指示された位置の、血管軸に直交する面の血管断面画像と、前記指示手段で指示された位置に前記イメージングコアが位置したタイミングで取得したＸ線像とを更に表示する
   ことを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
3. 前記表示手段は、
   前記第１の指示手段で指示された前記血管軸方向の位置に前記イメージングコアが位置したタイミングが、前記血管の動きが生じたタイミングであるか否かを判定し、該判定結果に応じて前記径方向断面画像の表示形態を切り替える手段を含む
   ことを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。
4. 前記表示手段は、前記第１の指示手段で指示された前記血管軸方向の位置に前記イメージングコアが位置したタイミングが、前記血管の動きが生じたタイミングであるか否かで、前記径方向断面画像を表示する枠の色、見出しの色、或いは、背景の色のいずれかを切り替えることを特徴とする請求項３に記載の画像診断装置。
5. 第ｉ番目に撮像した着目Ｘ線像をＦｘ（ｉ）、当該着目Ｘ線像における座標（ｘ，ｙ）の画素値をＦｘ（ｉ，ｘ，ｙ）と表したとき、
   前記特定手段は、次式を演算することで、前記着目Ｘ線像と直前のＸ線像との相違度を求め、
   Ｄ（ｉ）＝ΣΣ｛Ｆｘ（ｉ，ｘ，ｙ）−Ｆｘ（ｉ−１，ｘ，ｙ）｝²
   ここで、ΣΣは、全座標における演算結果の合計を表わす；
   相違度Ｄ（ｉ）と予め設定した閾値Ｔｈとを比較し、Ｄ（ｉ）＞Ｔｈの関係にあるとき、前記着目Ｘ線像Ｆｘ（ｉ）は血管の動きが生じていると判定する
   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. 前記血管の動きが生じた部位を除外して表示することを指示する第２の指示手段を更に有し、
   該第２の指示手段による指示があった場合、前記表示手段は、前記生成手段で生成された前記軸方向断面像中から、前記判定手段で判定した位置にある画像を削除し、削除後の画像を詰めて表示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. 前記表示手段は、前記生成手段が生成した前記軸方向断面像の軸方向の、前記血管の動きが生じた部位にマーク画像を表示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. 前記表示手段は、前記生成手段が生成した前記軸方向断面像の軸方向の、前記血管の動きが生じた部位に、当該動きの大きさの度合を表わすマーク画像を表示することを特徴とする請求項７に記載の画像診断装置。
9. 前記表示手段は、前記生成手段が生成した前記軸方向断面像の軸方向の、前記血管の動きのある領域を、血管の動きがない領域とを異なる色又は濃度で表示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。
10. 被検者の血管の内腔面に向けて光もしくは超音波を出射し、その反射を検出するイメージングコアを収容するプローブを用い、前記イメージングコアを回転させると共に所定速度で前記プローブに沿って移動させることで、血管内の情報を取得し、血管画像を再構成する画像診断装置の制御方法であって、
    前記イメージングコアの前記回転と前記移動を行なって血管内の情報を取得中に、被検者のＸ線像を時間軸に沿って連続して取得するＸ線像取得工程と、
    該Ｘ線像取得工程で取得したＸ線像の時間軸に対して隣接するＸ線画像の相関度に基づき、血管の動きが生じたＸ線像を特定する特定工程と、
    前記特定工程で特定したＸ線像の撮像タイミングが、前記イメージングコアの移動のいずれの位置に対応するのかを判定する判定工程と、
    前記イメージングコアの前記回転と前記移動による情報から前記血管軸に沿った軸方向断面像を生成する生成工程と、
    該生成工程で生成した前記軸方向断面像と、前記判定工程で判定した位置を表わす画像とを合成して表示する表示工程と、
    を有することを特徴とする画像診断装置の制御方法。
11. 画像診断装置が有するプロセッサが読み込ませ実行させることで、前記プロセッサに請求項１０に記載の各工程を実行させるためのコンピュータプログラム。
12. 請求項１１に記載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。
13. 被検者の血管の内腔面に向けて光もしくは超音波を出射し、その反射を検出するイメージングコアを収容するプローブを用い、前記イメージングコアを回転させると共に所定速度で前記プローブに沿って移動させることで、血管内の情報を取得し、血管画像を再構成する画像診断装置であって、
    前記イメージングコアの前記回転と前記移動を行なって血管内の情報を取得中に、被検者のＸ線像を時間軸に沿って連続して取得するＸ線像取得手段と、
    該Ｘ線像取得手段で取得したＸ線像の時間軸に対して隣接するＸ線画像の相関度に基づき、血管の動きが生じた時間的区間を特定する特定手段と、
    前記イメージングコアの前記回転と前記移動による情報から前記血管軸に沿った各位置における血管軸に直交する径方向断面像を複数生成する生成手段と、
    生成した径方向断面画像の１つを指示する指示手段と、
    前記指示手段で指示した径方向断面画像の血管軸上の位置に前記イメージングコアが位置したタイミングが、前記特定手段で特定した時間区間内にあるか否かを判定する判定手段と、
    前記指示手段で指示された径方向断面画像を、前記判定手段の判定の結果に応じた表示形態で表示する表示手段と
    を有することを特徴とする画像診断装置。

Images