JPWO2016152624A1 - 画像診断装置及びその作動方法、プログラム及びコンピュータ可読記憶媒体 - Google Patents

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Abstract

本発明は、効率よく且つ高い精度で、同じ位置で同じ向きの超音波断層画像、光干渉断層画像を生成することを可能にする。このため、画像診断装置は、スキャニング処理を実行することで得た信号に基づいて、回転中心から径方向に向かう超音波ラインデータ、並びに光干渉ラインデータをメモリに蓄積していく。そして、超音波送受信部と光送受信部間の距離と、スキャニング処理の際のイメージングコアの回転と移動の速度とに基づき、メモリに蓄積された光干渉ラインデータに対応する超音波ラインデータの相対的なずれを示す仮のオフセットライン数を算出する。そして、仮のオフセットライン数に基づいて、光干渉ラインデータ、超音波ラインデータそれぞれの検索開始位置を決定し、検索開始位置から検索を開始し、予め設定された特徴を持つラインデータをそれぞれ検索する。検索された光干渉ラインデータに対応する超音波ラインデータの相対的なずれを真オフセットライン数として算出する。以降、光干渉ラインデータに対して超音波ラインデータを相対的に真オフセットライン数だけずらして読み込むことで、光干渉断面画像と超音波断面画像を生成する。

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。
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：Ｉｎｔｒａ Ｖａｓｃｕｌａｒ 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も提案されている。このような画像診断装置では、カテーテル内の先端位置に、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回転自在に収容するイメージングコアを有する。このような両機能を有する画像診断装置の場合、高深度領域まで測定できるＩＶＵＳの特性を活かした断面画像と、高分解能で測定できるＯＣＴの特性を活かした断面画像の両方を、一回の走査で生成することができる。
しかし、超音波送受信部と光送受信部との間の距離や、それぞれの取り付け精度又は出射する方向のばらつき等の影響で、ＩＶＵＳ機能により得られたＩＶＵＳ断層画像と、ＯＣＴ機能により得られたＯＣＴ断層画像とが同じ向きにすることは難しい。かかる点、ＩＶＵＳ断層画像における血管壁のランドマークと、ＯＣＴ断層画像における血管壁のランドマーク間の距離を最小化するまで、それら画像を回転させる技術も知られている（たとえば、特許文献１）。
特開２０１４−１８０５７５号公報
しかしながら、特許文献１では、断層画像の向きは合わせられるが、画像の一部分は互いに操作一周分ずれた位置の血管壁等を表示していることになる。つまり、一方の画像では、断層画像１フレームを構成する一周分の走査のうち、初めの方がその一部分にあたり、他方の画像では、一周分の走査のうち、最後の方がその一部分にあたる。
本発明は係る問題に鑑みなされたものであり、最も近い軸方向位置で、同じ向きの超音波断層画像、光断層画像を生成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の制御方法は以下の構成を有する。すなわち、超音波送受信部及び光送受信部を有するイメージングコアを収容したプローブを用い、前記イメージングコアを回転させながら前記プローブの軸方向に沿って移動させるスキャニング処理を実行して、前記イメージングコアが移動した被検体内の超音波断層画像および光断層画像を生成する画像診断装置の制御方法であって、前記スキャニング処理を実行することで得た信号に基づいて、回転中心から径方向に向かう超音波ラインデータを取得する工程と、前記スキャニング処理を実行することで得た信号に基づいて、回転中心から径方向に向かう光干渉ラインデータを取得する工程と、前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータのうち同じ特徴をもつラインもしくはライン群を同定する工程と、前記同定したラインを基準にして、前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータから各断層画像を構成する少なくとも１フレーム分のライン束の区切り位置を決定する工程と、前記決定されたライン束から断層画像を生成する工程とを有する。
本発明によれば、従来に比べはるかに効率よく且つ高い精度で、同じ位置で同じ向きの超音波断層画像、光干渉断層画像を生成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。
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。 イメージングコアの断面構成、ならびに超音波送受信部及び光送受信部の配置を示す図である。 断面画像の生成する処理を示す図である。 実施形態における光送受信部と超音波送受信部の移動と回転角との関係を示す図である。 超音波ラインデータと光干渉ラインデータのメモリへの格納状態を示す図である。 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。
以下、本発明の各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、以下に述べる実施の形態は、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、以下の説明において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。
［第１の実施形態］
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、本明細書での画像診断装置は、ＩＶＵＳ機能とＯＣＴ機能を有するものとして説明する。
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り、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、パルス信号に基づく超音波を送信すると共に血管内からの反射波を受信する超音波送受信部と、伝送されてきた光（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１０１に内挿されたカテーテル内の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。また、プルバック部１０２は、イメージングコア内の超音波送受信部及び光送受信部と、操作制御装置１０３と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からの超音波駆動信号を超音波送受信部へ伝達すると共に、超音波送受信部で検出した生体組織からの反射波を示す電気信号を操作制御装置１０３に伝達する機能を有する。そして、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超音波データや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、測定により得られた超音波の反射波の信号に基づき、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、各ラインデータの補間処理を経て超音波断層画像を生成する。さらに、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、該干渉光データを高速フーリエ変換（ＦＦＴ）することでラインデータを生成する。そして、補間処理を経て光断層画像を生成する。
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、ＤＶＤへ書き込んだりすることにより、データを外部へ出力する。また、ＵＳＢ等のインタフェース（非図示）も備えており、そこから外部記憶媒体へ出力する。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（詳細は図５を用いて説明する）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イメージングコア２５０に導かれる。イメージコア２５０の光送受信部は、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、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２０４にて受光される。
このようにしてフォトダイオード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）が生成される。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層画像を構築し、場合によっては、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光が透過する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２５０に供給される。このとき、プローブ１０１の先端位置にあるイメージングコア２５０は回転しながら、回転軸に沿って移動することになるので、イメージングコア２５０は、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。
ここで、１枚の光断層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。同図はイメージングコア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。イメージングコア２５０が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。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。このデータを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を得る。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本のラインデータを得ることができる。この５１２本のラインデータは、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ができる。なお、２次元の断面画像の中心位置は、イメージングコア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、微弱ではあるが、イメージングコア２５０のレンズ表面、カテーテルの表面などで光は反射するので、図示の参照符号４０３に示すように、回転中心軸に対して同心円がいくつか発生する。また、図示の参照符号４１０はガイドワイヤがその位置に存在したことを示す像である。なお、光断層画像を構築する際に、ガイドワイヤは血管組織と比較して、極端に反射光の強度が高いので、ガイドワイヤの存在するラインデータを容易に見つけることができる。
次に、超音波を用いた画像形成にかかる構成とその処理内容を説明する。
超音波を用いたスキャニングは、上記の光干渉のスキャニングと同時に行われる。すなわち、スキャニングを行い、イメージングコア２５０を回転させながら、プローブ１０１のカテーテルシース内を移動している間、そのイメージンコア２５０に収容された超音波送受信部から超音波の出射とその反射波の検出を行う。このため、イメージンコア２５０に収容された超音波送受信部を駆動させるための駆動電気信号を生成、並びに、超音波送受信部が出力した超音波の検出信号を受信する必要がある。この駆動信号の送信と、検出した信号の受信を行うのが、超音波送受信制御部２３２である。この超音波送受信制御部２３２と、イメージングコア２５０とは、信号線ケーブル２８１、２８２、２８３を介して接続される。イメージングコア２５０は回転するので、プルバック部１０２内に設けられたスリップリング２３１を介して、信号線ケーブル２８２と２８３とが電気的に接続されることになる。なお、図示では信号線ケーブル２８１乃至２８３は一本の線で結ばれているように示しているが、実際には、複数の信号線で収容している。
超音波送受信制御部２３２は、信号処理部２０１の制御下で動作し、イメージングコア２５０に収容された超音波送受信部を駆動し、超音波のパルス波を発生させる。超音波送受信部は、血管組織からの反射波を電気信号に変換し、超音波送受信制御部２３２に供給する。超音波送受信制御部２３２は、受信した超音波信号をアンプ２３３に出力し、増幅させる。このあと、この増幅された超音波信号は、検波器２３４、Ａ／Ｄ変換器２３５を経て、超音波データとして信号処理部２０１に供給され、メモリ２０２に一旦格納される。なお、Ａ／Ｄ変換器２３５では、検波器２３４より出力された超音波信号を３０６ＭＨｚで２０００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（超音波データ）を生成する。なお、ここでは、３０６ＭＨｚとしているが、これは音速を１５３０ｍ／ｓｅｃとしたときに、深度５ｍｍに対して２０００ポイントサンプリングすることを前提として算出されたものである。したがって、サンプリング周波数は特にこれに限定されるものではない。
信号処理部２０１は、メモリ２０２に格納された超音波データから、グレースケールに対応するラインデータを生成する。これ以降は、光断面画像の再構成処理と同様、各ラインデータを２次元に放射状に配列し、補間することにより、血管内の各位置での超音波断層画像を生成することになる。
次に、プローブ部１０１における、イメージングコア２５０の構造について図３に従い説明する。
図３の符号３ａはプローブ部１０１の先端部の断面図を示している。プローブ部１０１の先端部は、光が透過するカテーテルシース２０１で構成される。図に示すように、ハウジング２２３内に配された送受信部２２１は、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０とを備え、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、それぞれ、駆動シャフト２２２の回転中心軸上（図３の符号３の一点鎖線上）において軸方向に沿って距離Ｌだけ隔てて配置されている。光送受信部３２０は、図示のごとく、第３のシングルモードファイバ２７４の端部に設けられた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、図示矢印方向に反射し血管組織に向けて送信すると共に、血管組織からの反射光を第３のシングルモードファイバ２７４に向けて転送することが可能になっている。
このうち、超音波送受信部３１０はプローブ部１０１の先端側に、また、光送受信部３２０は、プローブ部１０１の基端側に配置されている。なお、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０の配置は、本発明の一実施形態であり、その限りではない。プローブ部１０１の先端側に光送受信部３２０がプローブ部１０１の基端側に、そして、超音波送受信部３１０が配置されていても良く、同位置でも良い。また、超音波送信方向および光送信方向が回転方向に成す角を９０°や１８０°などの任意角度にずらして取り付けても良い。
また、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、駆動シャフト２２２の軸方向に対する、超音波送受信部３１０の超音波送信方向（仰角方向）、及び、光送受信部３２０の光送信方向（仰角方向）が、それぞれ、略９０°となるようにハウジング２２３内に取り付けられている。なお、各送信方向は、プローブ部１０１におけるカテーテルシース２０１の管腔内表面での反射を受信しないように９０°よりややずらして取り付けても良い。
駆動シャフト２２２の内部には、超音波送受信部３１０と接続された電気信号ケーブル２８３と、光送受信部３２０に接続された第３のシングルモードファイバ２７４が収容されている。電気信号ケーブル２８３は、第３のシングルモードファイバ２７４に対して螺旋状に巻き回されている。
図３の符号３ｂ、３ｃは、イメージングコア２５０の回転軸の方向から見た、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０の信号の出射方向に角度θだけずれている様を示している。
ここで、スキャン時におけるイメージングコアの回転速度ω＝９６００ｒｐｍ＝１６０回転／秒、同イメージングコアの移動速度を１０mm／秒とする。また、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との回転軸方向における距離はＬ＋ΔＬで表す。ここで誤差ΔＬは製造段階のばらつきを示すが、ここでは簡単のため、ΔＬ＝０とし、Ｌ＝２mmとする。ΔＬが非ゼロの場合については、別途説明する。また、図３の３ｂ，３ｃに示す超音波送受信部３１０と光送受信部３２０の出射のずれ角θは未知とする。
図５は、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０の血管軸に沿った移動距離と出射角の移動軌跡の関係を示している。以下、同図について考察する。
図５において、水平軸（ｘ軸）は移動距離を示し、垂直軸（ｙ軸）は回転角を示している。回転角であるが故に、２π（３６０°）に到達すると、角度０に戻る。原点は、スキャン開始時における超音波送受信部３１０の位置を示し、その際の超音波送受信部３１０の出射方向を角度０と見なしている。また、このスキャン開始時のタイミングにおける光送受信部３２０の位置と出射角は図示の点Ａで示される。イメージングコア２５０が１回転する際に移動する距離（図示の「ピッチ」）は、１０／１６０＝０．０６２５mmである。よって、スキャン開始時における光送受信部３２０が位置していた点Ａの血管内のｘ座標位置Ｑ０にまで、超音波送受信部３１０が移動するためには、３２回転（＝２／０．０６２５）しなければならない。言い換えれば、このスキャン開始してからイメージングコア２５０が３２回転した以降（Ｌだけ移動した後）であれば、血管内の同じ位置に対して、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０それぞれのデータが存在することとなり、血管の同一位置における超音波断層画像、光断層画像の両方を生成することが可能となる。
断面画像は、イメージングコアが１回転することで得られるラインデータ（実施形態では５１２本のラインデータ）に基づき生成されるものである。
そこで、位置Ｑ０に到達した際の超音波送受信部３１０の軌跡上を点Ｐ１とし、且つ、その点Ｐ１から１回転（２π）した位置を図示のように点Ｐ２と定義したとき、点Ｐ１とＰ２間の５１２本の超音波のラインデータを用いれば、その間の超音波断層画像を生成できる。そして、点Ａから１回転した位置の点を点Ｐ３と定義したとき、点ＡとＰ３間の５１２本の光干渉に基づくラインデータを用いれば、超音波断層画像とほぼ同じ位置の光断層画像を生成できることになる。
しかしながら断面画像を生成する際の最初のラインデータとなる点Ｐ１、点Ａは異なる角度であり、且つ、点Ａが位置する角度θはそもそも未知であることに注意されたい（厳密にはΔＬも未知である）。従って、点Ｐ１−Ｐ２間の超音波のラインデータから、点Ｐ１を起点とする超音波断層画像、点Ａ−点Ｐ３間の光干渉のラインデータから点Ａを起点とする光断層画像を生成することは可能であっても、画像形成する際の起点となる点Ｐ１，Ａの間には角度のずれがあるので、２つの画像の向きがたまたま一致することはあっても、ほとんどの場合には不一致となる。医師にとっては、２つの画像が同じ方向に向いているものとして診断したいのは明らかであるので、係る向きの不一致は改善したい。
係る点を解決するためには、超音波断層画像と光断層画像を一旦作成し、その後で少なくとも一方の画像を回転させ、互いの画像間の誤差が一番小さくなった角度を求めることである。しかしながら、例えば、光断層画像のみを回転させる場合を考えると、その処理は、図５における光送受信部の移動軌跡を超音波送受信部の移動軌跡に重なるまで左側へずらし、点Ａの角度θから点Ｐ１の角度までの軌跡を切り取り、点Ｐ３以降へ貼りつける処理になる。つまり、点Ｐ２における超音波画像に対応する光干渉画像が、点Ｐ２に最も近い光送受信部の移動軌跡上の点Ｐ２と同じ角度の点にはならず、それより１回転前の光送受信部の移動軌跡上の点Ｐ２と同じ角度の点になってしまう。
そこで、本発明は、最も近い軸方向位置で、同じ向きの超音波断層画像及び光断層画像を生成するため、超音波断層画像と光断層画像を一旦作成してから両画像の角度を合わせ込むのではなく、補間処理で断層画像を生成する前のラインデータの段階で角度の合わせ込みを行う。
断層画像を一旦生成してから角度調整を行う場合、超音波と光のそれぞれのラインデータとしては、図５で図示するところの移動距離がほぼ同じ位置のものが選択される。しかし、本発明では、ラインデータは角度がほぼ同じ位置でかつ移動距離が近いものから順に選択される。つまり、点Ｐ１右側にある光送受信部の移動軌跡上の点から、点Ｐ２の右側にある光送受信部の移動軌跡上にある点までを１フレームとして選択するため、一旦断層画像を作成してから角度を合わせ込む場合のように、一部、１回転前のデータを用いることがなくなり、より近い２つの断層画像を作成することが可能となる。
また、超音波断層画像と光干渉断層画像の各ラインデータのうち同じ特徴をもつラインもしくはライン群を同定する方法として、血管の形態を捉える方法が挙げられる。例えば、血管の内腔の形状、分岐、病変部等の特徴から超音波断層画像と光干渉断層画像の各ラインデータのうち同じ特徴をもつラインもしくはライン群を同定することが可能である。
さらに、他の方法として、人為的に血管内に挿入された物によって超音波断層画像と光干渉断層画像の各ラインデータのうち同じ特徴をもつラインもしくはライン群を同定することが挙げられる。例えば、ステント等の留置物の他にも、ガイドワイヤ、カテーテルシースに具備されたマーカ等の特徴から超音波断層画像と光干渉断層画像の各ラインデータのうち同じ特徴をもつラインもしくはライン群を同定することが可能である。
そこで、スキャン時にはガイドワイヤが血管内に位置している状態で行うことに鑑み、ガイドワイヤを指標にして処理をする。以下、係る原理を説明する。なお、ガイドワイヤは金属製であるので、超音波、光干渉とも、出射した信号に対する反射強度は血管組織と比べて極端に大きくなることが知られている。それ故、ガイドワイヤが存在するラインデータは容易に特定できる。
図６は、スキャンによって、メモリ２０２に蓄積されていく超音波ラインデータ６００と、光干渉ラインデータ６５０の格納状態を示している。ラインデータの格納順は図示の上から下に向かう順である。最初のラインを０本目としてｎ本目の超音波ラインデータをＬ_i(ｎ)、光干渉ラインデータをＬ_o(ｎ)として表している。
図５の原点における超音波ラインデータがＬ_i(0)に対応し、点Ａにおける光干渉ラインデータがＬ_o(0)に対応する。
また、図５の超音波ラインデータの点Ｐ１に対応するラインデータは、先頭から１６３８４本目（＝３２×５１２）であるので、点Ｐ１の対応するラインデータ６１０はＬ_i(１６３８３）となる。
本実施形態では、超音波ラインデータＬ_i(１６３８３）を起点とし、図示の下方向（回転が進む方向）に検索していって、ガイドワイヤの存在を示すラインデータ６１１を検索する。そのラインデータをＬ_i(k)と表す。このラインデータ６１１は図５における点Ｐivus_sに対応する。
また、光干渉ラインデータＬ_o(０）を起点とし、図示の下方向（回転が進む方向）に検索していって、ガイドワイヤの存在を示すラインデータ６５１を検索する。そのラインデータをＬ_o(j)と表す。このラインデータ６５１は図５における点Ｐoct_sに対応する。
本発明では、このラインデータ６１１とラインデータ６５１が互いに対応するラインデータと見なす。
すなわち、ラインデータ６１１は所定角度方向（たとえば０時方向）のラインデータと見なし、そこから５１２本のラインデータを用いて超音波断層画像を再構成する。また、ラインデータ６５１がラインデータ６１１と同じ方向にあるラインデータとみなし、ラインデータ６５１から５１２本のラインデータを用いて再構成した光断層画像を生成する。そして生成された超音波断層画像と光断層画像が、血管軸に対してほぼ同じ位置で、且つ同じ向きとなっている。
図５からわかるように、ずれｄが１ピッチの半分である０．０３１２５mmより小さくなるように各移動軌跡を対応付けるため、点Ｐivus_sと点Ｐoct_sの間の角度差は実質的にゼロであるので、２つの超音波断層画像と光断層画像が共に同じ方向になっていると見なせるのは明らかである。
ここまでの説明から明らかなように、超音波ラインデータ６１１：Ｌ_i(ｋ)のインデックスｋ、光干渉ラインデータ６５１：Ｌ_o(ｊ)のインデックスｊが一旦決まり、それらの差をオフセット数Ｎとすると
Ｎ＝ｋ−ｊ
であり、任意の光干渉ラインデータＬ_o(ｎ）に対応する、超音波ラインデータはＬ_ivus(ｎ＋Ｎ）となる。
上記は、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との回転軸方向における距離Ｌに誤差ΔＬが含まれない例であったが、ずれｄが１ピッチの半分より小さくなるように各移動軌跡を対応付けるため、ΔＬが存在したとしても、同様の処理となる。
図７は、スキャニング処理が完了した後のＬＣＤディスプレイ１１３に表示されるウインドウ７００を示している。このウインドウ７００は、大きく分けて表示領域７１０、７２０，７３０に大別される。
表示領域７１０は、血管の軸に直交する面の光断層画像（図示の「ＯＣＴ断面画像」として示されている）を表示するための表示領域７１１、並びに、やはり血管の軸に直交する面の超音波断層画像（図示では「ＩＶＵＳ断面画像」として示されている）を表示ずるための表示領域７１２を含む。
両者を重ね合わせたような画像を表示する領域がさらにあってもよく、単独で表示させるようになっていてもよい。
表示領域７２０は、スキャニングした際の血管軸に沿った縦方向断面画像７２１を表示する。この縦断面画像７２１は、垂直方向の１ライン分の画像は、メモリ２０２に蓄積された例えば光干渉ラインデータ６５０における例えばｓフレーム目ｎ本目のラインデータＬ_o(ｎ＋５１２*ｓ)と、ちょうど反対側のラインデータＬ_o(ｎ＋５１２*ｓ＋２５６)とを接続し、複数フレーム分作成することで生成できる。
縦断面画像７２１は超音波ラインデータから作成してもよく、また、オフセット数Ｎを考慮して超音波ラインデータと光干渉ラインデータの両データから作成してもよい。
マーカ７２２は、ユーザ（医師）がマウス１１４の操作でその位置を水平方向に移動可能としている。先に示した表示領域７１０には、マーカ７２２が示す位置の超音波断層画像、光干渉断層画像等が表示されることになる。
表示領域７３０は、各種処理を指示するためのボタンが配置されている。スキャンして得られたラインデータを保存するため、或いは過去に保存したデータを読み出すためのファイルボタン７３１や、画像処理のエッジ強調の度合を指定するためのボタン７３２等が配置される。
表示領域７３０に表示される各種ボタンは、本願の本質ではないためその説明は省略し、以下では、マーカ７２２の移動が指示された場合の信号処理部２０１の処理について説明する。
マーカ７２２は水平方向で移動可能であるので、その水平方向の位置をＭｘとして示す。
信号処理部２０１は、マーカ７２２の移動後の位置Ｍｘから該当する光干渉ラインデータＬ_o(ｍ）を求める。ここでｍは５１２の整数倍であり、位置Ｍｘに対応するフレーム番号から１を差し引いた値である。そして、信号処理部２０１は光干渉ラインデータＬ_o(ｍ）〜Ｌ_o(ｍ＋５１１)の５１２本のラインデータを用い、且つラインデータＬ_o(ｍ)が所定方向（実施形態では０時方向）として光干渉断層画像を生成する。また、この時点で、光干渉のラインデータに対する超音波のラインデータのオフセット数Ｎ（図６参照）は先に説明した処理で判明している。従って、信号処理部２０１は、超音波のラインデータＬ_i(ｍ＋Ｎ)〜Ｌ_i(ｍ＋Ｎ＋５１１)を用い、且つラインデータＬ_i(ｍ+Ｎ)が所定方向（実施形態では０時方向）として超音波断層画像を生成する。そして、信号処理部２０１は、生成した超音波断層画像及び光断層画像を、表示領域７１０に表示する。この結果、ユーザがマーカ７２２をどのような位置に移動させたとしても、超音波断層画像及び光断層画像は、そのマーカ７２２の位置と実質的に同じ位置であって、しかも、互いに同じ向きで、一定方向に向かう像として表示できることとなる。
最後に実施形態における信号処理部２０１の処理手順を図８のフローチャートに従って説明する。同図に係るプログラムは、ハードディスク２１０に格納されているものであり、メモリ２０２にロードし、信号処理部２０１が実行するものである。
プローブ１０１の先端を患者の目標とする血管の位置まで挿入し、ユーザからのスキャニングの指示の入力があると、信号処理部２０１はプルバック部１０２を制御し、スキャニングを行う（ステップＳ７０１）。この結果、Ａ／Ｄ変換器２０７、２３５からは光干渉データ、超音波干渉データが得られる。信号処理部２０１は、それらを適宜処理してラインデータへ変換し、メモリ２０２に蓄積していく（ステップＳ７０２）。一連のスキャニングが終了すると、信号処理部２０１は、イメージングコア２５０における超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との距離Ｌと、スキャニングで採用したイメージングコア２５０の移動速度から、超音波送受信部３１０が、スキャニング開始時における光送受信部と同じ位置に到達したと見なせる点Ｐ１が何ライン目であるか、すなわち、超音波送受信部および光送受信部の設計上の配置関係による第１のオフセット数Ｎ１を算出する（ステップＳ７０３）。
超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との距離をＬ、イメージングコア２５０の回転速度をｗ[round/second]、イメージングコア２５０の移動速度をｖ[mm/second]、イメージングコア２５０の１回転で得られるライン数をＫ[line/round]としたとき、第１のオフセット数Ｎ１は、
｛Ｌ／（ｖ／ｗ）｝×Ｋ
として算出できる。
そして、信号処理部２０１は、光干渉のラインデータについてはその先頭のラインデータから、超音波のラインデータについては先頭からオフセット数で示される点Ｐ１のラインデータから回転方向へ走査し、ガイドワイヤの存在が確認されるラインデータ、すなわち図５上の点Ｐoct_sおよび点Ｐivus_sを見つけ出す。また、信号処理部２０１は、点Ｐoct_sと点Ｐivus_sの移動距離方向の差を算出し、その差がピッチの半分以下になる点Ｐoct_sと点Ｐivus_sを検出し、その差をずれｄとする。また、ずれｄに入るラインの数を第２のオフセット数Ｎ２として算出すると、第１のオフセット数と合わせたオフセット数Ｎが求まる（ステップＳ７０５）。なお、第２のオフセット数Ｎ２は、製造上のずれや回転数のぶれなどから生じる。
この後、信号処理部２０１は光干渉ラインデータを用いて縦方向血管断面画像を生成する（ステップＳ７０６）。なお、この縦方向血管断面画像は、超音波ラインデータを用いて作成しても構わないし、オフセット数Ｎを考慮して超音波ラインデータと光干渉ラインデータの両データから作成しても構わない。また、ユーザが、いずれを採用するかを選択できるようにしても構わない。
そして、マーカ７２２の初期位置をＭｘ＝０とし、その際の超音波断層画像、並びに光干渉断層画像を生成する（ステップＳ７０７）。具体的には、Ｍｘ＝０に対応する光干渉ラインデータＬ_o（ｍ）乃至Ｌ_o（ｍ＋５１１）から光断層画像を生成する。ここで、ｍは５１２の整数倍であるが、初期状態ではＭｘ＝０であるので、ｍ＝０となる。また、信号処理部２０１は、位置補正処理の係数であるオフセット数Ｎを用いて超音波のラインデータＬ_i(ｍ＋Ｎ）〜Ｌ_i(ｍ＋Ｎ＋５１１）から超音波断層画像を生成する。いずれの断面画像でも、先頭のラインは予め設定された角度方向（実施形態では０時方向）にあるものとして生成される。
情報処理部２０１は、また、図７に示すようなグラフィカルユーザインタフェースをＬＣＤディスプレイ１１３へ表示しており、ユーザから指定されるイベントを待機している。
例えば、マーカ７２２の移動指示があった場合には、移動後のマーカ７２２の位置Ｍｘに対応するフレームの光干渉ラインデータＬ_o（ｍ）（ただしｍは５１２の整数倍）を求め、光干渉ラインデータＬ_o（ｍ）乃至Ｌ_o（ｍ＋５１１）から光断層画像を生成する。また、信号処理部２０１は、超音波ラインデータＬ_o（ｍ＋Ｎ）乃至Ｌ_o（ｍ＋Ｎ＋５１１）から、超音波断層画像を生成する。そして、信号処理部２０１は、生成した光断層画像、超音波断層画像を用いて表示を更新する。
以上説明したように本実施形態によれば、超音波断層画像、光断層画像を表示する際に、それらが血管軸に対して実質的に同じ位置であり、且つ、互いに同じ向きにすることが可能になる。しかも、超音波並びに光干渉のラインデータの状態にて、同じ向きで且つ血管軸に対して同じ位置と見なせるラインデータの対応付けるオフセットライン数Ｎを決定するので、向き合わせのための断面画像の回転処理を不要とできる。従って、信号処理部２０１に係る負担は小さくなり、マーカ７２２の移動指示に対しても高速なレスポンスで画面の更新が行えることとなる。
なお、実施形態では、イメージングコア２５０における光送受信部３２０が、超音波送受信部３１０よりプローブ部１０２に近い位置にあるものとして説明したが、この関係が逆であっても構わない。逆の場合、メモリ２０２に格納される各ラインデータの関係も逆になるものと理解されたい。
また、図７に示したフローチャートではＧＵＩの表示に至るまでの処理、ユーザの指示に入力による画面更新処理をまとめて１つの処理プログラムとして示したが、係る点に本発明が限定されるものではない。すなわち、昨今のＯＳ（オペレーティングシステム）はイベントドリブンタイプであるので、ＧＵＩを生成し表示に至る処理と、ユーザの指示に応じた更新処理は、それぞれのイベントに従って実行を開始する独立したプロシージャとしても構わない。
また、実施形態では示した幾つかの数値は、この発明の理解を容易にするための一例であって、本発明を限定するものではない。実施形態では、１回転で５１２本のラインデータを取得するように示したが、例えば、超音波ラインデータを２０４８本取得するように実施してもよい。
ラインの特徴を同定する際に、実施形態では各ラインデータから特徴を抽出する一例を示したが、本発明はこれに限らず、一度、超音波断層画像および光断層画像を生成した上で、それら断層画像から特徴を抽出し、その特徴がラインデータのどの位置に相当するかを落とし込むことを、ラインの特徴同定としてもよい。
実施形態では、断層画像を生成する直前にオフセット数Ｎを用いた位置補正処理を行っているが、本発明はこれに限らず、第１のオフセット数Ｎ１を用いて、各ラインデータのインデックスを振り直す、つまりデータを格納する場所をずらすことによる補正を最初の位置補正処理とし、第２のオフセット数Ｎ２を用いて実施形態同様の位置補正処理を行ってもよい。
また、本発明では、径方向のスケール補正を行ってもよく、例えば、超音波ラインデータでは音速、光ラインデータでは屈折率の違いを考慮して補正を行う。それはまた、目的に応じてどの処理ステップに導入してもよい。例えば、スキャン方向で変化する径方向の特徴を同定する場合、特徴同定の前に行うのが好適であり、特に径方向の特徴を同定しない場合は、どの処理ステップに導入してもよく、例えば断層画像を作成する直前に行ってもよい。
特徴の同定がなされた後で径方向の補正を行う場合、超音波ラインデータと光干渉ラインデータの対応付けが既になされているため、相対的に同じ径方向スケールになるように合わせ込みができる。実際の測定対象物のスケールと一致させることも重要であるが、２種類の断層画像のスケールを相対的に合わせ込むことにも、同様に価値がある。
実施形態でカテーテルシースやフラッシュ液は光が透過しやすいものとしたが、超音波も透過しやすく、音響インピーダンスおよび屈折率が周囲と大きく異ならない物性のものがより好ましい。
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。
本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神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。
本願は、２０１５年３月２４日提出の日本国特許出願特願２０１５−０６１６０８号を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てを、ここに援用する。
本発明は画像診断装置及びその作動方法、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。
上記課題を解決するため、例えば本発明の画像診断装置の作動方法は以下の構成を有する。すなわち、超音波送受信部及び光送受信部を有するイメージングコアを収容したプローブを用い、前記イメージングコアを回転させながら前記プローブの軸方向に沿って移動させるスキャニング処理を実行して、前記イメージングコアが移動した被検体内の超音波断層画像および光断層画像を生成する画像診断装置の制御方法であって、前記スキャニング処理を実行することで得た信号に基づいて、回転中心から径方向に向かう超音波ラインデータを取得する工程と、前記スキャニング処理を実行することで得た信号に基づいて、回転中心から径方向に向かう光干渉ラインデータを取得する工程と、前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータのうち同じ特徴をもつラインもしくはライン群を同定する工程と、前記同定したラインを基準にして、前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータから各断層画像を構成する少なくとも１フレーム分のライン束の区切り位置を決定する工程と、前記決定されたライン束から断層画像を生成する工程とを有する。

Claims (10)

  1. 超音波送受信部及び光送受信部を有するイメージングコアを収容したプローブを用い、前記イメージングコアを回転させながら前記プローブの軸方向に沿って移動させるスキャニング処理を実行して、前記イメージングコアが移動した被検体内の超音波断層画像および光断層画像を生成する画像診断装置の制御方法であって、
    前記スキャニング処理を実行することで得た信号に基づいて、回転中心から径方向に向かう超音波ラインデータを取得する工程と、
    前記スキャニング処理を実行することで得た信号に基づいて、回転中心から径方向に向かう光干渉ラインデータを取得する工程と、
    前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータのうち同じ特徴をもつラインもしくはライン群を同定する工程と、
    前記同定したラインもしくはライン群を基準にして、前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータから各断層画像を構成する少なくとも１フレーム分のライン束の区切り位置を決定する工程と、
    前記決定されたライン束から断層画像を生成する工程と、
    を有する、画像診断装置の制御方法。
  2. 前記特徴は人為的に血管内に挿入された物である請求項１に記載の画像診断装置の制御方法。
  3. 前記特徴は血管の形態である請求項１に記載の画像診断装置の制御方法。
  4. 前記同定する工程は
    前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータから断層画像を生成する工程をさらに有し、そこから得られる断層画像を用いて同定を行うことを特徴とする請求項１から３のいずれか１項に記載の画像診断装置の制御方法。
  5. 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４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。
  6. 請求項５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。
  7. 超音波送受信部及び光送受信部を有するイメージングコアを収容したプローブを用い、前記イメージングコアを回転させながら前記プローブの軸方向に沿って移動させるスキャニング処理を実行して、前記イメージングコアが移動した被検体内の超音波断層画像および光断層画像を生成する画像診断装置であって、
    前記スキャニング処理を実行することで得た信号に基づいて、回転中心から径方向に向かう超音波ラインデータを取得する超音波ラインデータ取得手段と、
    前記スキャニング処理を実行することで得た信号に基づいて、回転中心から径方向に向かう光干渉ラインデータを取得する光干渉ラインデータ取得手段と、
    前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータのうち同じ特徴をもつラインもしくはライン群を同定する同定手段と、
    前記同定したラインもしくはライン群を基準にして、前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータから各断層画像を構成する少なくとも１フレーム分のライン束の区切り位置を決定する決定手段と、
    前記決定されたライン束から断層画像を生成する生成手段と、
    を有する、画像診断装置。
  8. 前記特徴は人為的に血管内に挿入された物であることを特徴とする請求項７に記載の画像診断装置。
  9. 前記特徴は血管の形態であることを特徴とする請求項７に記載の画像診断装置。
  10. 前記同定手段は
    前記超音波断層画像と前記光断層画像の各ラインデータから断層画像を生成する手段をさらに有し、そこから得られる断層画像を用いて同定を行うことを特徴とする請求項７乃至９のいずれか１項に記載の画像診断装置。
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