WO2012132211A1 - 光画像診断装置及び画像処理方法 - Google Patents

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WO2012132211A1
WO2012132211A1 PCT/JP2012/001194 JP2012001194W WO2012132211A1 WO 2012132211 A1 WO2012132211 A1 WO 2012132211A1 JP 2012001194 W JP2012001194 W JP 2012001194W WO 2012132211 A1 WO2012132211 A1 WO 2012132211A1
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淳也 古市
賢二 金子
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テルモ株式会社
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    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H30/00—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images
    • G16H30/40—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images for processing medical images, e.g. editing

Definitions

  • the present invention relates to an optical diagnostic imaging apparatus and an image processing method.
  • an optical coherence tomography diagnostic apparatus (for example, refer to Patent Document 1), an improved version thereof, is used for confirming postoperative results during endovascular treatment using a highly functional catheter such as a stent.
  • OFDI optical coherence tomographic imaging apparatus
  • OFDI optical coherence tomographic imaging diagnostic apparatus
  • OFDI optical coherence tomographic imaging diagnostic apparatus
  • the position of the stent and the position of the living tissue placed in the living body lumen are identified from the taken tomographic image, and the arrangement of the stent on the inner wall of the living tissue is determined. It is used to check if it is.
  • the stent is generally made of a metal that does not transmit light and has a mesh shape. For this reason, most of the light irradiated from the optical probe is reflected at the stent portion, does not reach the inner wall of the living tissue, and only the light that has passed through the gap portion of the mesh reaches the inner wall. For this reason, in the case of a tomographic image taken using the optical diagnostic imaging apparatus, the stent and the inner wall are displayed as discontinuous line segments in the circumferential direction.
  • the user can determine the positional relationship between the stent and the inner wall (for example, whether the stent is in contact with the inner wall or whether the stent is It is difficult to grasp whether or not there is a divergence. For this reason, in the optical diagnostic imaging apparatus, for example, a closed curve connecting the discontinuous line segments (a closed curve of the stent and a closed curve of the inner wall) is generated and displayed on the tomographic image so that the stent and the inner wall are displayed for the user.
  • the structure etc. with which the positional relationship of these is easy to visually recognize are proposed (for example, refer patent document 2).
  • the stent is made of metal and has a certain degree of rigidity
  • the circular cross-sectional shape is deformed with fine irregularities (steep irregularities) in the circumferential direction. It rarely occurs and is generally deformed into a gently curved shape. Further, the inner wall of the living tissue is also deformed into a gently curved shape in the circumferential direction with respect to the circular cross-sectional shape.
  • the optical diagnostic imaging apparatus be configured to clearly distinguish noise other than the stent and the inner wall from the stent and the inner wall, and to reliably remove the noise when generating the closed curve of the stent and the inner wall.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and in an optical diagnostic imaging apparatus, generates a closed curve that accurately reproduces the shape of an indwelled stent and the shape of an inner wall of a living tissue at the indwelling position of the stent. Objective.
  • an optical diagnostic imaging apparatus has the following configuration. That is, A transmission / reception unit that continuously transmits and receives light is moved in the axial direction while rotating in the circumferential direction in the living body lumen to acquire reflected light from the living tissue, and the acquired reflected light and reference light An optical diagnostic imaging apparatus that constructs a tomographic image of the living tissue using line data of interference light acquired by causing First analysis means for reading line data used for construction of a predetermined tomographic image and analyzing the intensity change in the transmission direction of light from the transmission / reception unit for each line data; First detection means for detecting pixel data indicating the position of the stent in the transmission direction for each line data based on the analysis result by the first analysis means; First labeling means for labeling each pixel data indicating the position of the stent detected for each line data based on the respective position information; A first deletion unit that deletes a labeling group in which the number of pixel data included in one labeling group is equal to or less than
  • the optical diagnostic imaging apparatus can generate a closed curve that accurately reproduces the shape of the indwelled stent and the shape of the inner wall of the living tissue at the indwelling position of the stent.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of an optical diagnostic imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical image diagnostic apparatus 100.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a functional configuration of the signal processing unit.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a data structure of a generated tomographic image.
  • FIG. 5 is a flowchart showing the flow of closed curve generation processing.
  • FIG. 6A is a diagram for explaining the outline of the stent candidate point detection process.
  • FIG. 6B is a diagram for explaining the outline of the inner wall candidate point detection process.
  • FIG. 6A is a diagram for explaining the outline of the stent candidate point detection process.
  • FIG. 6B is a diagram for explaining the outline of the inner wall candidate point detection process.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the outline of the labeling process of stent candidate points.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the outline of the deletion process of the labeling group of stent candidate points.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining the outline of the representative point extraction process for the labeling group of stent candidate points.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining the outline of the labeling process of the inner wall candidate points.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining the outline of the process of deleting the labeling group of inner wall candidate points.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining the outline of the representative point extraction processing of the labeling group of inner wall candidate points.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating an example.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a functional configuration of the signal processing unit.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a functional configuration of the signal processing unit.
  • FIG. 15 is a flowchart showing the flow of the stent thickness display process.
  • FIG. 16 is a diagram for explaining the outline of the stent thickness addition process.
  • FIG. 17 is a diagram illustrating an example of a stent thickness display process.
  • FIG. 18 is a diagram showing another embodiment of the stent thickness display process.
  • FIG. 19 is a diagram showing another embodiment of the stent thickness display process.
  • the optical diagnostic imaging apparatus in generating a closed curve of a stent, after extracting stent candidate points from each line data constituting a tomographic image, the extracted stent candidate points are located at their positions. Label based on information. And among the labeling groups labeled with the same labeling value, the labeling group in which the number of stent candidate points in the circumferential direction included in one labeling group is a predetermined number or less is excluded from the calculation target of the closed curve, and the remaining labeling groups A characteristic point is that a representative point is extracted for each, and a closed curve is generated using the extracted representative point.
  • the configuration in which the number of the number of stent candidate points in the circumferential direction is excluded from the calculation target is determined as follows, which is specific to the case where the stent is measured by the optical image diagnostic apparatus. Due to the characteristics.
  • the stent is made of metal, when irradiated with light, the intensity of reflected light is extremely high compared to the intensity of reflected light from a region other than the stent. Therefore, in a tomographic image generated by performing radial scanning from the inside of the stent, the stent is reproduced as a circular discontinuous line segment without any defects. At this time, each line segment is formed in the circumferential direction with a length corresponding to the thickness of the mesh of the stent (a part of each line segment is missing, and the length of the line segment varies). Absent).
  • noise other than the stent is displayed at an arbitrary position in the tomographic image, but it is rarely formed by the length corresponding to the thickness of the mesh of the stent, and it is formed in the circumferential direction. There are few.
  • the identification condition is that the length is a line segment corresponding to the thickness of the mesh, and that the length is continuous in the circumferential direction, It becomes possible to identify clearly.
  • a case where the number of stent candidate points included in one labeling group has a predetermined number or more in the circumferential direction is determined as a stent.
  • the case where the number is less than the predetermined number is determined as noise.
  • the line data constituting the tomographic image is constant from the position where the intensity change of the reflected light in the measurement light transmission direction (also referred to as the radial direction) is maximized.
  • each extracted inner wall candidate point is labeled based on its position information.
  • the radial variation of the inner wall candidate points included in one labeling group is excluded from the closed curve calculation target for the labeling group with a certain value or more, and the remaining labeling group
  • a characteristic point is that a representative point is extracted for each, and a closed curve is generated using the extracted representative point.
  • the inner wall is displayed as a discontinuous line segment as in the case of the stent, but the length of the line segment varies (that is, in the circumferential direction as in the stent). Cannot be identified by the length of the line segment).
  • the light reaching the inner wall is not totally reflected on the inner wall and reaches a certain depth, so that the reflected light intensity of the line data increases rapidly at the inner wall position and is high to a certain depth.
  • the level is maintained (that is, the position where the reflected light intensity of the line data is maximized can be reliably detected, and the variation in the radial position in that case is small).
  • a position that is lowered by a certain amount from the maximum value of the reflected light intensity of the line data is set as the inner wall candidate point.
  • the variation in the radial direction of the inner wall candidate points included in one labeling group is equal to or smaller than a predetermined value, it is determined as an inner wall, and when it is larger than the predetermined value, it is determined as noise.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of an optical image diagnostic apparatus (optical coherence tomographic image diagnostic apparatus or optical coherence tomographic image diagnostic apparatus using wavelength sweep) 100 according to an embodiment of the present invention.
  • the optical diagnostic imaging apparatus 100 includes an optical probe unit 101, a scanner / pullback unit 102, and an operation control device 103, and the scanner / pullback unit 102 and the operation control device 103 include signal lines. 104 is connected.
  • the optical probe unit 101 is directly inserted into a living body lumen such as a blood vessel and continuously transmits the transmitted measurement light toward the living tissue, and continuously receives reflected light from the living tissue. Is inserted at the tip thereof, and the state of the living tissue is measured by using the imaging core.
  • the scanner / pullback unit 102 is configured such that the optical probe unit 101 is detachably attached, and a scanning of the imaging core inserted into the optical probe unit 101 by driving a built-in motor (biological lumen) In the axial direction and the rotational direction).
  • a built-in motor biological lumen
  • the reflected light received by the transmission / reception unit is acquired, and the acquired reflected light is transmitted to the operation control device 103 via the signal line 104.
  • the operation control device 103 has a function for inputting various set values and a function for displaying a measurement result as a tomographic image of a living tissue when performing measurement.
  • reference numeral 111 denotes a main body control unit, which generates interference light data by causing interference between reflected light obtained by measurement and reference light obtained by separating the measurement light, By processing the line data generated based on the interference light data, a plurality of tomographic images are constructed in the axial direction in the living body lumen.
  • 111-1 is a printer / DVD recorder, which prints the processing result in the main body control unit 111 or stores it as data.
  • Reference numeral 112 denotes an operation panel, and the user inputs various setting values and instructions via the operation panel 112.
  • Reference numeral 113 denotes an LCD monitor as a display device, which displays a plurality of tomographic images of living tissue constructed in the main body control unit 111.
  • the optical diagnostic imaging apparatus includes an optical coherent tomographic imaging apparatus (OCT) and an optical coherent tomographic imaging diagnostic apparatus (OFDI) using wavelength sweeping.
  • OCT optical coherent tomographic imaging apparatus
  • OFDI optical coherent tomographic imaging diagnostic apparatus
  • the coherent tomographic image diagnosis apparatus (OFDI) will be described.
  • FIG. 2 is a diagram showing a functional configuration of an optical coherence tomographic image diagnostic apparatus using wavelength sweeping, which is the optical image diagnostic apparatus 100.
  • a swept wavelength light source 208 using a sweep laser is a type of extended-cavity laser that includes an optical fiber 216 and a polygon scanning filter (208b) coupled in a ring shape with an SOA 215 (semiconductor optical amplifier).
  • the light output from the SOA 215 travels through the optical fiber 216 and enters the polygon scanning filter 208b, where the wavelength-selected light is amplified by the SOA 215 and finally output from the coupler 214.
  • the wavelength is selected by a combination of the diffraction grating 212 that separates light and the polygon mirror 209.
  • the light split by the diffraction grating 212 is condensed on the surface of the polygon mirror 209 by two lenses (210, 211).
  • the time sweep of the wavelength can be performed by rotating the polygon mirror 209.
  • the polygon mirror 209 for example, a 32-hedron mirror is used, and the rotation speed is about 50000 rpm.
  • a wavelength sweeping method combining the polygon mirror 209 and the diffraction grating 212 enables high-speed, high-output wavelength sweeping.
  • the light of the wavelength swept light source 208 output from the coupler 214 is incident on one end of the first single mode fiber 230 and transmitted to the tip side.
  • the first single mode fiber 230 is optically coupled to the second single mode fiber 237 and the third single mode fiber 231 at an intermediate optical coupler unit 234. Therefore, the light incident on the first single mode fiber 230 is divided by the optical coupler unit 234 into three optical paths and transmitted.
  • An optical rotary joint (optical cup) that transmits light by coupling a non-rotating part (fixed part) and a rotating part (rotational drive part) to the tip side of the optical coupler part 234 of the first single mode fiber 230.
  • a ring portion 203 is provided in the rotary drive device 204.
  • the fifth single mode fiber 236 of the optical probe unit 101 is detachably connected to the distal end side of the fourth single mode fiber 235 in the optical rotary joint (optical coupling unit) 203 via the adapter 202. ing. As a result, light from the wavelength swept light source 208 is transmitted to the fifth single mode fiber 236 that is inserted into the imaging core 201 and can be driven to rotate.
  • the transmitted light is irradiated from the distal end side of the imaging core 201 to the living tissue while performing a radial operation. Then, a part of the reflected light scattered on the surface or inside of the living tissue is taken in by the imaging core 201 and returns to the first single mode fiber 230 side through the reverse optical path. Further, a part of the optical coupler unit 234 moves to the second single mode fiber 237 side, and is emitted from one end of the second single mode fiber 237, and then received by a photodetector (for example, a photodiode 219).
  • a photodetector for example, a photodiode 219
  • the rotational drive unit side of the optical rotary joint 203 is rotationally driven by the radial scanning motor 205 of the rotational drive device 204.
  • the rotation angle of the radial scanning motor 205 is detected by the encoder unit 206.
  • the scanner / pullback unit 102 includes a linear drive device 207, and regulates the axial operation of the imaging core 201 based on an instruction from the signal processing unit 223.
  • an optical path length variable mechanism 225 for finely adjusting the optical path length of the reference light is provided at the tip of the third single mode fiber 231 opposite to the optical coupler section 234.
  • the optical path length variable mechanism 225 changes the optical path length corresponding to the variation in length so that the variation in length of each optical probe unit 101 when the optical probe unit 101 is replaced and used can be absorbed.
  • a length change means is provided.
  • the third single-mode fiber 231 and the collimating lens 226 are provided on a uniaxial stage 232 that is movable as indicated by an arrow 233 in the optical axis direction, and form optical path length changing means.
  • the uniaxial stage 232 functions as an optical path length changing unit having a variable range of the optical path length that can absorb the variation in the optical path length of the optical probe unit 101. Further, the uniaxial stage 232 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the optical probe unit 101 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length is minutely changed by the uniaxial stage, thereby setting the state to interfere with the reflected light from the surface position of the living tissue. It is possible.
  • the light whose optical path length is finely adjusted by the optical path length variable mechanism 225 is mixed with the light obtained from the first single mode fiber 230 side by the optical coupler unit 234 provided in the middle of the third single mode fiber 231.
  • the photodiode 219 receives the light.
  • the interference light received by the photodiode 219 in this way is photoelectrically converted, amplified by the amplifier 220, and then input to the demodulator 221.
  • the demodulator 221 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and its output is input to the A / D converter 222 as an interference light signal.
  • the A / D converter 222 samples the interference light signal for 2048 points at 180 MHz, for example, and generates one line of digital data (interference light data).
  • the sampling frequency of 180 MHz is based on the assumption that about 90% of the wavelength sweep cycle (12.5 ⁇ sec) is extracted as 2048 digital data when the wavelength sweep repetition frequency is 40 kHz.
  • the present invention is not limited to this.
  • the line-by-line interference light data generated by the A / D converter 222 is input to the signal processing unit 223.
  • the signal processing unit 223 frequency-decomposes the interference light data by FFT (Fast Fourier Transform) to generate data in the depth direction (line data).
  • FFT Fast Fourier Transform
  • a tomographic image at each position is constructed and output to the LCD monitor 217 (corresponding to reference numeral 113 in FIG. 1) at a predetermined frame rate.
  • the signal processing unit 223 is further connected to the optical path length adjusting means control device 218.
  • the signal processing unit 223 controls the position of the uniaxial stage 232 via the optical path length adjusting unit controller 218.
  • the signal processing unit 223 is connected to the motor control circuit 224 and receives a video synchronization signal from the motor control circuit 224.
  • the signal processing unit 223 constructs a tomographic image in synchronization with the received video synchronization signal.
  • the video synchronization signal of the motor control circuit 224 is also sent to the rotation drive device 204, and the rotation drive device 204 outputs a drive signal synchronized with the video synchronization signal.
  • the signal processing unit 223 of the optical image diagnostic apparatus 100 implements the tomographic image construction processing and the closed curve generation processing based on the line data used for the construction of the tomographic image.
  • a functional configuration will be described with reference to FIG.
  • the construction process and the generation process described below may be realized using dedicated hardware, or may be realized by software (by a computer executing a program).
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a functional configuration and related functional blocks for realizing the construction process and the generation process in the signal processing unit 223 of the optical diagnostic imaging apparatus 100.
  • the interference light data generated by the A / D converter 222 is output from the motor control circuit 224 to the encoder unit of the radial scanning motor 205 in the line data generation unit 301 in the signal processing unit 223.
  • processing is performed so that the number of lines per rotation of the radial scanning motor is 512.
  • a tomographic image is constructed from 512 lines, but the number of lines is not limited to this.
  • the line data 314 output from the line data generation unit 301 is stored in the line data memory 302 for each rotation of the radial scanning motor based on an instruction from the control unit 306.
  • the control unit 306 counts the pulse signal 313 output from the movement amount detector of the linear driving device 207 and generates each line data 314 when storing the line data 314 in the line data memory 302. And stored in association with the count value.
  • the line data memory 302 is provided and the line data 314 is stored in association with the count value of the pulse signal 313 output from the movement amount detector of the linear drive device 207 has been described.
  • the invention is not limited to this.
  • a tomographic image data memory is arranged after the tomographic image construction unit 303, and the tomographic image 317 is stored in association with the count value of the pulse signal 313 output from the movement amount detector of the linear drive device 207. May be.
  • the line data 315 stored in association with the count value is subjected to various processes (line addition averaging process, filter process, etc.) in the tomographic image construction unit 303 based on an instruction from the control unit 306, and then R ⁇ By being converted, it is sequentially output as a tomographic image 317.
  • the image processing unit 305 After the image processing unit 305 performs image processing for displaying on the LCD monitor 217, the image processing unit 305 outputs the tomographic image 317 'to the LCD monitor 217.
  • the line data 315 stored in association with the count value is read by the closed curve generation unit 307 based on an instruction from the control unit 306, and a closed curve indicating the position of the stent and a closed curve indicating the position of the inner wall are generated. Is executed.
  • the generated closed curve (stent closed curve, inner wall closed curve) data 318 is input to the image processing unit 305 and superimposed on the tomographic image 317 '. Details of the closed curve generation processing in the closed curve generation unit 307 will be described later.
  • the LCD monitor 217 displays the tomographic image 317 ′ processed by the image processing unit 305.
  • a closed curve generation instruction is input from the user via the operation panel 238, a tomographic image 317 'on which the closed curve generated by the closed curve generation unit 307 is superimposed is displayed.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the relationship between the radial operation in the imaging core of the optical probe unit 101 and the line data constituting the tomographic image data.
  • reference numeral 401 denotes a biological tissue cross section into which the optical probe unit 101 has been inserted.
  • the transmission / reception unit is attached to the distal end portion of the imaging core 201 inserted in the optical probe unit 101, and is rotated in the direction of the arrow 402 by the radial scanning motor 205.
  • the transmission / reception unit transmits / receives measurement light at each rotation angle.
  • Lines 1, 2,... 512 indicate the transmission direction of the measurement light at each rotation angle.
  • 512 times of transmission / reception of measurement light is intermittently performed while the transmission / reception unit rotates 360 degrees on a predetermined biological tissue section 401. Note that the number of transmission / reception times of the measurement light during 360 ° rotation is not limited to this, and can be arbitrarily set.
  • 4b in FIG. 4 shows the configuration of line data obtained by transmitting / receiving measurement light at each rotation angle.
  • the tomographic image data is composed of 512 line data groups, and each line data is composed of N pixel data groups in the measurement light transmission direction ( N is, for example, 1024).
  • FIG. 5 is a flowchart showing a flow of closed curve generation processing in the closed curve generation unit 307.
  • control unit 306 specifies the tomographic image currently displayed on the LCD monitor 217, and then the closed curve generation unit 307 is informed of the tomogram. Instruct to generate a closed curve for the stent and a closed curve for the inner wall in the image.
  • step S 501 line data corresponding to the tomographic image specified by the control unit 306 is read from the line data memory 302.
  • step S502 a high-frequency component of the read line data is removed using a low-pass filter. Since OFDI generally has high resolution, the generated line data has a lot of spectral noise. Therefore, in this step, the spectrum noise is removed, and data suitable for image processing is generated.
  • step S503 a change in line data in the transmission direction of the measurement light is analyzed. Specifically, in each line data, a change in the reflected light intensity in the transmission direction is analyzed, and based on the analysis result, pixels that are stent candidate points and pixels that are inner wall candidate points are extracted.
  • the transmitted measurement light is irradiated on the stent surface, almost all of the measurement light irradiated on the stent surface is reflected and does not reach the back of the stent.
  • the living tissue is composed of lipids or the like, the transmitted measurement light is attenuated according to a predetermined attenuation rate when it reaches the inner wall of the living tissue through the mesh gap of the stent formed in a mesh shape. While transmitting. That is, when the measurement light reaches the inner wall, backscattered light according to the scattering coefficient and phase function of the living tissue can be received.
  • the line data generated based on the measurement light applied to the stent surface has a sharp increase in reflected light intensity at the position corresponding to the stent surface in the transmission direction of the measurement light, and then reaches the maximum. It decreases sharply behind the position corresponding to the surface.
  • the line data generated based on the measurement light reaching the inner wall has a constant rate after the reflected light intensity increases sharply and reaches the maximum near the position corresponding to the inner wall in the transmission direction of the measurement light. Will decrease.
  • the stent is distinguished from the inner wall, and the stent candidate is determined by each method. A point and an inner wall candidate point are detected.
  • FIG. 6A is a diagram for describing processing for detecting stent candidate points in step S504.
  • 6a indicates the position in the transmission direction of the measurement light (distance from the transmission / reception unit) on the horizontal axis, and the value of each pixel data (intensity of interference light) on the vertical axis. It is a figure which shows a mode that each pixel data value of the line data produced
  • the pixel data at the position outside the catheter sheath repeats a minute change in the transmission direction of the measurement light, and the stent surface After a steep increase in the position corresponding to, the steep decrease.
  • an average inclination (differential value) at a predetermined length predetermined length in the transmission direction of the measurement light
  • a graph as shown in 6b of FIG. Become. Therefore, a stent candidate point can be detected by detecting pixel data at a position where the differential value exceeds a predetermined threshold (see 601).
  • the stent candidate point may be a position where the differential value exceeds the positive threshold value, a position where the differential value exceeds the negative threshold value, or an intermediate position between the two.
  • FIG. 6B is a diagram for describing processing for detecting inner wall candidate points in step S514.
  • 6c shows the position (distance from the transmission / reception unit) in the transmission direction of the measurement light on the horizontal axis, the value of each pixel data of line data (intensity of interference light) on the vertical axis, and the inner wall. It is a figure which shows a mode that each pixel data value of the line data produced
  • 6d in FIG. 6B is a diagram obtained by smoothing the diagram of 6c.
  • the pixel data at the position outside the catheter sheath that is, the diagnosis target region
  • the diagnosis target region repeats a minute change in the measurement light transmission direction, and is applied to the inner wall surface. It increases sharply in the vicinity of the corresponding position, reaches the maximum intensity, and then decreases at a constant rate. For this reason, in the diagnosis target region, the first pixel data at a position intersecting with the intensity minus the predetermined intensity value from the maximum intensity value can be detected as an inner wall candidate point (see 611).
  • a closed curve of the stent is generated using the detected stent candidate point after step S505.
  • an inner wall candidate point is detected in step S514, a closed curve of the inner wall is generated using the detected inner wall candidate point after step S515.
  • step S505 a labeling process is performed on pixel data of stent candidate points in each detected line data.
  • the stent candidate point of the adjacent line data (line data one line higher (or lower) than the labeling process target line) is the distance from the transmission / reception unit of the stent candidate point of the line processing target line data. If the distance from the transmitter / receiver is within a predetermined range, the same label as the stent candidate point of the adjacent line data is added.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a state in which the labeling process is performed in step S505 on the pixel data of the stent candidate points in each line data detected in step S504.
  • hatched pixel data represents pixel data of stent candidate points. Moreover, the dotted line surrounding the circumference
  • labeling groups 701 and 703 two labeling groups composed of two stent candidate points
  • labeling group 702 one labeling group composed of five stent candidate points
  • labeling group 704 One labeling group of points (labeling group 704) is shown.
  • step S506 the number of stent candidate points included in each labeling group (the number of stent candidate points to which the same label is added) is equal to or less than a predetermined value in the circumferential direction (less than the length corresponding to the thickness of the stent mesh). Delete the labeling group that is. This is because a labeling group in which the number of candidate stent points in the circumferential direction is equal to or less than a predetermined value is highly likely to erroneously detect noise as a candidate stent point.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a state in which the labeling group in which the number of stent candidate points to which the same label is added is equal to or less than a predetermined value is deleted from each labeling group illustrated in FIG.
  • the example of FIG. 8 shows that the labeling group 701 and the labeling group 703 have been deleted.
  • step S507 representative points are extracted from each labeling group not deleted in step S506. Specifically, as the position of each stent candidate point included in each labeling group, the median or average value of the position of each stent candidate point in the measurement light transmission direction and the center of the position of each stent candidate point in the circumferential direction A value or an average value is calculated as a representative point. However, the position of the stent candidate point indicating the median value of either the transmission direction or the circumferential direction may be used as the representative point.
  • FIG. 9 shows a state in which representative points are extracted from the labeling groups 702 and 704 that are not deleted in step S506.
  • the labeling group 702 includes pixel data of five stent candidate points (pixel data of stent candidate points of line 3 to line 7 and having variation of three pixels in the transmission direction of measurement light. ). Therefore, the pixel 901 is extracted from the labeling group 702 as a representative point. Similarly, a pixel 902 is extracted as a representative point from the labeling group 704.
  • step S508 a closed curve of the stent is generated using the representative points extracted in step S507.
  • the case where the number of stent candidate points included in one labeling group is equal to or less than a predetermined number in the circumferential direction is determined as noise, and is excluded from the calculation target of the closed curve.
  • a representative point is extracted for each of the remaining labeling groups, and a closed curve is generated using the extracted representative point. As a result, it is possible to generate a closed curve that accurately reproduces the shape of the stent placed in the living tissue.
  • step S514 a labeling process is performed on the pixel data of the inner wall candidate points in each detected line data.
  • the inner wall candidate point of the adjacent line data (the line data one line above (or below) the label processing target line data) is the distance from the transmission / reception unit of the inner wall candidate point of the label processing target line. If the distance from the transmitter / receiver is within a predetermined range, the same label as the inner wall candidate point of the adjacent line data is added. However, when a stent does not exist in the acquired tomographic image, the inner wall candidate points are extracted from all line data, and only one label is attached. In order to avoid this, a certain upper limit is set for the number of lines in the labeling group, and the same label is added if the upper limit is not exceeded. Further, a label may be added for each line number from the beginning.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a state in which the labeling process is performed in step S515 on the pixel data of the inner wall candidate points in each line data detected in step S514.
  • hatched pixel data represents pixel data of inner wall candidate points. Moreover, the dotted line surrounding the circumference
  • labeling group 1001 one labeling group composed of two inner wall candidate points
  • labeling groups 1002 to 1004 are shown.
  • step S5166 the variation in the transmission direction of the measurement light of the inner wall candidate points (inner wall candidate points to which the same label is added) included in each labeling group is obtained, and the obtained variation is compared between adjacent labeling groups.
  • the labeling group with the larger variation is deleted. This is because a labeling group having a large variation in the transmission direction has a high possibility of erroneously detecting noise as an inner wall candidate point.
  • FIG. 11 shows the variation in the transmission direction of the inner wall candidate points to which the same label is added for each labeling group shown in FIG. 10, and compares the obtained variations between adjacent labeling groups, and the variation is large. It is a figure which shows a mode that the other labeling group was deleted. In the example of FIG. 11, the labeling group 1002 and the labeling group 1004 are deleted.
  • step S517 representative points are extracted from each labeling group not deleted in step S516. Specifically, as the position of each inner wall candidate point included in each labeling group, the median or average value of the positions of the inner wall candidate points in the measurement light transmission direction and the center of the position of each inner wall candidate point in the circumferential direction A value or an average value is calculated as a representative point. However, the position of the inner wall candidate point indicating the median value of either the transmission direction or the circumferential direction may be used as the representative point.
  • FIG. 12 shows a state in which representative points are extracted from the labeling groups 1001 and 1003 not deleted in step S516.
  • the labeling group 1001 includes pixel data of three inner wall candidate points (pixel data of inner wall candidate points of line 1 to line 2 and having a variation of one pixel in the measurement light transmission direction. ). For this reason, the pixel 1201 is extracted from the labeling group 1001 as a representative point. Similarly, a pixel 1202 is extracted as a representative point from the labeling group 1003.
  • step S5128 a closed curve of the inner wall is generated using the representative points extracted in step S517.
  • the optical diagnostic imaging apparatus when the variation in the transmission direction of the inner wall candidate points included in one labeling group is large, it is determined as noise, excluded from the calculation target of the closed curve, and the remaining labeling A representative point is extracted for each group, and a closed curve is generated using the extracted representative point. As a result, even when the stent is indwelled in the living tissue, it is possible to generate a closed curve that accurately reproduces the shape of the inner wall.
  • Example> an embodiment in which a closed curve of a stent and a closed curve of an inner wall of a living tissue are generated from a tomographic image in accordance with the closed curve generation process shown in FIG.
  • FIG. 13 is a diagram showing a state in which the closed curve of the stent and the closed curve of the inner wall are generated and displayed in accordance with the closed curve generation process shown in FIG.
  • 13a is an example of a tomographic image used for the closed curve generation process
  • 13b shows the closed curve of the stent generated by applying the closed curve generation process of the stent to the tomographic image shown in 13a.
  • Reference numeral 13c denotes an inner wall closed curve generated by performing inner wall closed curve generation processing on the tomographic image shown in 13a.
  • 13d shows a state in which the closed curve of the stent shown in 13b and the closed curve of the inner wall shown in 13c are displayed in an overlapping manner.
  • the change in the intensity of the line data differs between when the measurement light is applied to the stent and when the measurement light reaches the inner wall of the living tissue.
  • a configuration suitable for each detection is adopted. As a result, the stent and the inner wall can be clearly identified.
  • the labeling process is performed on the stent candidate points and the inner wall candidate points, and a closed curve is generated after deleting the labeling group determined to be erroneously detected based on the characteristics of the stent candidate points and the inner wall candidate points. did. As a result, it is possible to generate a closed curve that accurately reproduces the shapes of the stent and the inner wall.
  • the shape of the indwelling stent and the shape of the inner wall of the living tissue at the indwelling position of the stent are accurately reproduced. As a result, it has become possible to accurately grasp the positional relationship between the stent and the inner wall.
  • a stent displayed on a tomographic image only reproduces a reflective surface, and cannot reproduce an accurate thickness. For this reason, even if there is a gap between the stent and the lumen on the tomographic image, it cannot be determined whether there is a gap or a gap corresponding to the thickness of the stent.
  • the thickness of the placed stent can be confirmed on the tomographic image.
  • the optical diagnostic imaging apparatus according to the present embodiment will be described. Note that the description of the present embodiment is mainly focused on differences from the first embodiment.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a functional configuration of the signal processing unit 223 for realizing the tomographic image construction processing and the stent thickness display processing based on the line data used for the construction of the tomographic image. 14 that are the same as those in FIG. 3 are denoted by the same reference numerals.
  • the interference light data generated by the A / D converter 222 is output from the motor control circuit 224 to the encoder unit of the radial scanning motor 205 in the line data generation unit 301 in the signal processing unit 223.
  • processing is performed so that the number of lines per rotation of the radial scanning motor is 512.
  • a tomographic image is constructed from 512 lines, but the number of lines is not limited to this.
  • the line data 314 output from the line data generation unit 301 is stored in the line data memory 302 for each rotation of the radial scanning motor based on an instruction from the control unit 306.
  • the control unit 306 counts the pulse signal 313 output from the movement amount detector of the linear driving device 207 and generates each line data 314 when storing the line data 314 in the line data memory 302. And stored in association with the count value.
  • the line data memory 302 is provided and the line data 314 is stored in association with the count value of the pulse signal 313 output from the movement amount detector of the linear drive device 207 has been described.
  • the invention is not limited to this.
  • a tomographic image data memory is arranged after the tomographic image construction unit 303, and the tomographic image 317 is stored in association with the count value of the pulse signal 313 output from the movement amount detector of the linear drive device 207. May be.
  • the line data 315 stored in association with the count value is subjected to various processes (line addition averaging process, filter process, etc.) in the tomographic image construction unit 303 based on an instruction from the control unit 306, and then R ⁇ By being converted, it is sequentially output as a tomographic image 317.
  • the image processing unit 305 After the image processing unit 305 performs image processing for displaying on the LCD monitor 217, the image processing unit 305 outputs the tomographic image 317 'to the LCD monitor 217.
  • the line data 315 stored in association with the count value is read into the stent thickness addition processing unit 1407 based on an instruction from the control unit 306, and an indicator addition process indicating the stent thickness and a lumen A closed curve generation process indicating the position (collectively referred to as a stent thickness display process) is executed.
  • the line data 315 'to which the indicator is added is input to the tomographic image construction unit 303, and the tomographic image 317 is reconstructed.
  • the lumen closed curve data 318 is input to the image processing unit 305 and superimposed on the reconstructed tomographic image 317. Details of the stent thickness display processing in the stent thickness addition processing unit 1407 will be described later.
  • the LCD monitor 217 displays the tomographic image 317 ′ processed by the image processing unit 305. Further, when a stent thickness display instruction is input from the user via the operation panel 238, the stent thickness addition processing unit 1407 is constructed based on the line data 315 ′ to which the indicator is added, and the closed curve is superimposed. The tomographic image 317 ′ thus displayed is displayed.
  • FIG. 15 is a flowchart showing the flow of stent thickness display processing in the stent thickness addition processing unit 1407.
  • control unit 306 specifies a tomographic image currently displayed on the LCD monitor 217 and then sends it to the stent thickness addition processing unit 1407. Instruct to generate an indicator indicating the thickness of the stent and a closed curve of the lumen.
  • the stent thickness addition processing unit 1407 receives the indicator indicating the stent thickness and the lumen closed curve generation instruction from the control unit 306, the stent thickness display processing shown in FIG. 15 is started.
  • step S1501 information regarding the thickness of the stent input by the user via the operation panel 238 is set.
  • step S1502 line data corresponding to the tomographic image specified by the control unit 306 is read from the line data memory 302.
  • step S1503 the high-frequency component of the line data read using a low-pass filter is removed. Since SS-OCT generally has high resolution, the generated line data has a lot of spectral noise. Therefore, in this step, the spectrum noise is removed, and data suitable for image processing is generated.
  • step S1504 the line data change in the measurement light transmission direction is analyzed. Specifically, in each line data, the intensity change of reflected light in the transmission direction is analyzed, and based on the analysis result, pixels that are stent candidate points and lumen candidate points are extracted.
  • a stent is a metal
  • the transmitted measurement light is irradiated on the stent surface
  • almost all of the measurement light irradiated on the stent surface is reflected and does not reach the back of the stent.
  • the lumen is composed of lipid or the like
  • the transmitted measurement light passes through the gap of the mesh of the stent formed in a mesh shape and reaches the lumen, it is attenuated according to a predetermined attenuation rate.
  • Penetrate That is, when the measurement light reaches the lumen, backscattered light according to the scattering coefficient and phase function of the lumen can be received.
  • the line data generated based on the measurement light applied to the stent surface has a sharp increase in reflected light intensity at the position corresponding to the stent surface in the transmission direction of the measurement light, and then reaches the maximum. It decreases sharply behind the position corresponding to the surface.
  • the line data generated based on the measurement light reaching the lumen has a constant intensity after the reflected light intensity sharply increases and reaches a maximum in the vicinity of the position corresponding to the lumen in the transmission direction of the measurement light. It will decrease at a rate.
  • the stent and the lumen are distinguished from each other by each method.
  • a method for detecting a stent candidate point is not limited thereto.
  • FIG. 6A described above is a diagram for describing the process of detecting stent candidate points in step S1505.
  • 6a indicates the position in the transmission direction of the measurement light (distance from the transmission / reception unit) on the horizontal axis, and the value of each pixel data (intensity of interference light) on the vertical axis. It is a figure which shows a mode that each pixel data value of the line data produced
  • the pixel data at the position outside the catheter sheath repeats a minute change in the transmission direction of the measurement light, and the stent surface After a steep increase in the position corresponding to, the steep decrease.
  • an average inclination (differential value) at a predetermined length predetermined length in the transmission direction of the measurement light
  • a graph as shown in 6b of FIG. Become. Therefore, a stent candidate point can be detected by detecting pixel data at a position where the differential value exceeds a predetermined threshold (see 601).
  • the stent candidate point may be a position where the differential value exceeds the positive threshold value, a position where the differential value exceeds the negative threshold value, or an intermediate position between the two.
  • step S1515 a lumen candidate point is detected.
  • FIG. 6B described above is a diagram for describing the process of detecting the lumen candidate point in step S1515.
  • 6c indicates the position in the transmission direction of the measurement light (distance from the transmission / reception unit) on the horizontal axis and the value of each pixel data of line data (intensity of interference light) on the vertical axis. It is a figure which shows a mode that each pixel data value of the line data produced
  • 6d in FIG. 6B is a diagram obtained by smoothing the diagram of 6c.
  • the pixel data at the position outside the catheter sheath that is, the diagnosis target region
  • the lumen surface It increases sharply in the vicinity of the position corresponding to, reaches the maximum intensity, and then decreases at a constant rate. For this reason, in the diagnosis target region, it is possible to detect the first pixel data at a position intersecting with the intensity minus the predetermined intensity value from the maximum intensity value as a lumen candidate point (see 611).
  • step S1505 When a stent candidate point is detected in step S1505, processing for adding an indicator indicating the thickness of the stent is performed using the detected stent candidate point after step S1506.
  • step S1515 processing for generating a closed curve of the lumen is performed using the detected lumen candidate point in step S1516 and subsequent steps.
  • step S1506 labeling processing is performed on pixel data of stent candidate points in each detected line data.
  • the distance from the transmission / reception unit of the stent candidate point of the line data to be labeled is from the transmission / reception unit of the stent candidate point of the adjacent line data (line data one line higher than the line to be labeled). If the distance is within a predetermined range, the same label as the stent candidate point of the adjacent line data is added.
  • FIG. 7 described above is a diagram illustrating a state in which the labeling process is performed in step S1506 on the pixel data of the stent candidate points in each line data detected in step S1505.
  • hatched pixel data represents pixel data of stent candidate points. Moreover, the dotted line surrounding the circumference
  • labeling groups 701 and 703 two labeling groups composed of two stent candidate points
  • labeling group 702 one labeling group composed of five stent candidate points
  • labeling group 704 One labeling group of points (labeling group 704) is shown.
  • step S1507 the number of stent candidate points included in each labeling group (the number of stent candidate points to which the same label is added) is equal to or less than a predetermined value in the circumferential direction (less than the length corresponding to the thickness of the stent mesh). Delete the labeling group that is. This is because a labeling group in which the number of candidate stent points in the circumferential direction is equal to or less than a predetermined value is highly likely to erroneously detect noise as a candidate stent point.
  • FIG. 8 is a diagram showing a state in which the labeling group in which the number of stent candidate points to which the same label is added is equal to or less than a predetermined value is deleted from each labeling group shown in FIG.
  • the example of FIG. 8 shows that the labeling group 701 and the labeling group 703 have been deleted.
  • step S1508 representative points are extracted from each labeling group not deleted in step S1506. Specifically, as the position of each stent candidate point included in each labeling group, the median or average value of the position of each stent candidate point in the measurement light transmission direction and the center of the position of each stent candidate point in the circumferential direction A value or an average value is calculated and used as a representative point (that is, a center position is obtained based on position information of the stent candidate point in the transmission direction and the circumferential direction and used as a representative point).
  • step S1509 pixel data for the number of pixels corresponding to the set stent thickness from the center position obtained in step S1508 toward the measurement light transmission direction is used as an indicator indicating the stent thickness. change.
  • FIG. 9 described above shows a state in which representative points are extracted from the labeling groups 702 and 704 that have not been deleted in step S1506, and FIG. 16 adds an indicator indicating the thickness of the stent to the representative points. It shows how it was done.
  • the labeling group 702 includes pixel data of five stent candidate points (pixel data of stent candidate points of line 3 to line 7 and having variation of three pixels in the transmission direction of measurement light. ). Therefore, the pixel 901 is extracted from the labeling group 702 as a representative point. Similarly, a pixel 902 is extracted as a representative point from the labeling group 704 (see FIG. 9). Then, indicators 1601 and 1602 are added to the respective pixels 901 and 902 (see FIG. 16).
  • step S1516 a labeling process is performed on the pixel data of the lumen candidate points in each detected line data.
  • transmission / reception of lumen candidate points of adjacent line data from the transmitting / receiving unit of the lumen candidate points of the line processing processing target line data. If the distance from the part falls within a predetermined range, the same label as the lumen candidate point of the adjacent line data is added.
  • FIG. 10 described above is a diagram illustrating a state in which the labeling process is performed in step S1516 on the pixel data of the lumen candidate points in each line data detected in step S1515.
  • hatched pixel data represents pixel data of lumen candidate points.
  • a dotted line surrounding the periphery of the plurality of lumen candidate points indicates that the same label is added to the lumen candidate points included in the dotted lines.
  • one labeling group composed of two lumen candidate points labeling group 1001
  • three labeling groups composed of three lumen candidate points labeling groups 1002 to 1004 are shown. .
  • step S1517 variation in the measurement light transmission direction of the lumen candidate points (lumen candidate points to which the same label is added) included in each labeling group is obtained, and the obtained variation is measured between adjacent labeling groups. Compare and delete the labeling group with the larger variation. This is because a labeling group with a large variation in the transmission direction has a high possibility of erroneously detecting noise as a lumen candidate point.
  • FIG. 11 described above obtains the variation in the transmission direction of the lumen candidate points to which the same label is added for each labeling group shown in FIG. 10, and compares the obtained variation between adjacent labeling groups. It is a figure which shows a mode that the labeling group with a larger dispersion
  • step S1518 representative points are extracted from each labeling group not deleted in step S1517. Specifically, as the position of each lumen candidate point included in each labeling group, the median or average value of the positions of each lumen candidate point in the transmission direction of the measurement light, and each lumen candidate point in the circumferential direction The median value or the average value of the positions is calculated and used as a representative point (that is, the center position is obtained based on the position information of the lumen candidate points in the transmission direction and the circumferential direction and is used as the representative point).
  • FIG. 12 described above shows a state in which representative points are extracted from the labeling groups 1001 and 1003 that have not been deleted in step S1517.
  • the labeling group 1001 is pixel data of three lumen candidate points (pixel data of lumen candidate points of line 1 to line 2 and varies by one pixel in the transmission direction of measurement light. Pixel data). For this reason, the pixel 1201 is extracted from the labeling group 1001 as a representative point. Similarly, a pixel 1202 is extracted as a representative point from the labeling group 1003.
  • step S1519 a closed curve of the lumen is generated using the representative points extracted in step S1518.
  • step S1520 a tomographic image is reconstructed based on the line data to which the indicator indicating the thickness of the stent is added, and the indicator indicating the thickness of the stent is added by superimposing the closed lumen curve.
  • a tomographic image in which the closed curve is superimposed is displayed.
  • Example> an embodiment of a tomographic image in which an indicator indicating the thickness of the stent is added to the tomographic image and the closed curve of the lumen is superimposed according to the stent thickness display process shown in FIG. 15 will be described.
  • FIG. 17 is a view showing a tomographic image in which an indicator indicating the thickness of the stent is added and the closed curve of the lumen is superimposed in accordance with the stent thickness display process shown in FIG.
  • 1701 is an indicator indicating the thickness of the stent
  • 1702 is a closed curve of the lumen.
  • the indicator indicating the thickness of the stent extends radially from the transmitting / receiving unit by the thickness of the stent, starting from the representative point extracted in step S1508.
  • the user can determine whether or not the outer surface of the stent is in contact with the lumen and how much the outer surface of the stent is deviated from the lumen on the tomographic image. It becomes possible to confirm easily.
  • the optical diagnostic imaging apparatus is configured to display information on the thickness of the stent as an indicator on the tomographic image and to display a closed curve of the lumen.
  • the thickness of the placed stent can be easily confirmed on the tomographic image.
  • the indicator when displaying information on the thickness of the stent, the indicator is arranged in the radial direction from the representative point of the labeling group including the stent candidate points.
  • the present invention is not limited to this. Not.
  • a closed curve of a stent is generated based on a representative point of a labeling group consisting of stent candidate points, and the closed curve is similar to the closed curve of the stent, and the interval corresponding to the stent thickness with respect to the closed curve of the stent. It is also possible to generate a closed curve arranged with and to display it.
  • FIG. 18 is a diagram showing an example in which the thickness of the stent is displayed by a closed curve of the stent and a closed curve similar to the closed curve.
  • reference numeral 1801 denotes a stent closed curve generated based on the representative points extracted in step S1508.
  • Reference numeral 1802 denotes a closed curve similar to the stent closed curve 1801 having an interval corresponding to the stent thickness with respect to the stent closed curve 1801.
  • Reference numeral 1702 denotes a closed curve of the lumen.
  • the user can visually recognize the thickness of the stent on the tomographic image. Further, by displaying the lumen closed curve 1702 together, whether or not the outer surface of the stent is in contact with the lumen, and if the outer surface of the stent is deviated from the lumen, to what extent It can be easily confirmed on a tomographic image.
  • the thickness of the stent is expressed by the two closed curves 1801 and 1802, but the present invention is not limited to this.
  • the stent is surrounded by the two closed curves 1801 and 1802. You may comprise so that the thickness of a stent may be expressed by filling an area
  • FIG. 19 is a diagram illustrating an example in which the thickness of the stent is displayed by painting a region surrounded by the closed curve of the stent and a closed curve similar to the closed curve with a predetermined color.
  • reference numeral 1801 denotes a stent closed curve generated based on the representative points extracted in step S1508.
  • Reference numeral 1802 denotes a closed curve similar to the stent closed curve 1801, which is arranged with an interval corresponding to the stent thickness with respect to the stent closed curve 1801.
  • reference numeral 1901 indicates a region surrounded by the closed curve 1801 and the closed curve 1802, and indicates that a stent is present in the region.
  • Reference numeral 1702 denotes a closed curve of the lumen.
  • the closed curves 1801 and 1802 are generated, and the region surrounded by the closed curves is painted in a predetermined color and displayed on the tomographic image, so that the user can easily visually recognize the thickness of the stent on the tomographic image. It becomes possible to do. Also, by displaying the lumen closed curve together, whether or not the outer surface of the stent is in contact with the lumen, and if the outer surface of the stent is deviated from the lumen, to what extent It can be easily confirmed on the tomographic image.

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Abstract

　光画像診断装置において、留置されたステントの形状及び当該ステントの留置位置における生体組織の内壁の形状を的確に再現した閉曲線を生成する。本発明に係る光画像診断装置は、各ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における強度変化を解析する解析手段と、解析結果に基づいて、前記送信方向におけるステントの位置を示す画素データを検出する検出手段と、前記検出されたステントの位置を示す各画素データをラベリングするラベリング手段と、前記ラベリング手段により同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、周方向における画素データの数が所定値以下のラベリング群を削除する削除手段と、削除されなかった各ラベリング群について、中心位置を算出する算出手段と、前記算出された各ラベリング群の中心位置を用いて、ステントの閉曲線を生成する生成手段とを備えることを特徴とする。

Description

光画像診断装置及び画像処理方法
　本発明は、光画像診断装置及び画像処理方法に関するものである。
　従来より、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後の結果確認のために、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）や（例えば、特許文献１参照）、その改良型である、波長掃引を利用した光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）が利用されている（以下、本明細書において、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）と、波長掃引を利用した光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）とを総称して、「光画像診断装置」と呼ぶこととする）。
　具体的には、撮影した断層画像から、生体管腔内（例えば血管内）に留置されたステントの位置及び生体組織の位置を特定し、生体組織の内壁に対してステントがどのような配置となっているかを確認するのに利用されている。
　ここで、ステントは一般に光を透過しない金属でできており、網目形状により構成されている。このため、光プローブより照射された光は、ステント部分において大部分が反射され、生体組織の内壁には到達せず、網目の隙間部分を通過した光のみが内壁に到達することとなる。このようなことから、光画像診断装置を用いて撮影された断層画像の場合、ステント及び内壁が、それぞれ周方向に不連続な線分として表示されることとなる。
　しかしながら、ステント及び生体組織の内壁が不連続な線分として表示された場合、ユーザにとっては、ステントと内壁との位置関係（例えば、ステントが内壁に接触しているか否か、あるいはステントが内壁から乖離しているか否か等）を把握することが困難となる。このため、光画像診断装置では、例えば、当該不連続な線分をつなぐ閉曲線（ステントの閉曲線及び内壁の閉曲線）を生成し、断層画像に重畳して表示させることで、ユーザにとってステントと内壁との位置関係が視認しやすい構成等が提案されている（例えば、特許文献２参照）。
特開２０１０－１４５０１号公報 米国特許出願公開第２０１０／００９４１２７号明細書
　しかしながら、上記特許文献２の場合、ステント及び内壁以外の領域におけるノイズを十分に除去する構成とはなっていないため、ステント及び内壁以外のノイズが含まれた状態で、閉曲線の生成が行われることとなる。この結果、生成されるステントの閉曲線及び内壁の閉曲線は、滑らかさに欠けた形状になるものと推測される。
　一方で、上述したように、ステントは金属でできており一定程度の剛性を有していることから、円形の断面形状に対して、周方向に細かな凹凸（急峻な凹凸）を伴う変形が生じることは少なく、緩やかな曲線形状に変形するのが一般的である。また、生体組織の内壁も円形の断面形状に対して、周方向に緩やかな曲線形状に変形する。
　このようなことから、ステント及び生体組織の内壁の閉曲線については、より滑らかな形状に生成することが、生体組織（例えば血管）内における実際の事象を的確に再現しているということができる。そして、このような閉曲線を再現するためには、ステント及び内壁以外のノイズを、閉曲線の生成に際して極力除外し、閉曲線の生成に用いられる算出点の数（ステント候補点の数、内壁候補点の数）を減らしておくことが不可欠となる。
　しかしながら、算出点の数を減らし過ぎると、本来のステント及び内壁の断面形状を的確に再現できず、実際のステント及び内壁の断面形状とは異なる形状となってしまう可能性がある。このようなことから、光画像診断装置は、ステント及び内壁以外のノイズをステント及び内壁と明確に識別し、ステント及び内壁の閉曲線の生成に際して、当該ノイズを確実に除去できる構成であることが望ましい。
　本発明は上記課題に鑑みてなされたものであり、光画像診断装置において、留置されたステントの形状及び当該ステントの留置位置における生体組織の内壁の形状を的確に再現した閉曲線を生成することを目的とする。
　上記の目的を達成するために、本発明に係る光画像診断装置は以下のような構成を備える。即ち、
　光の送受信を連続的に行う送受信部を、生体管腔内において周方向に回転させながら軸方向へと移動させることで生体組織からの反射光を取得し、該取得した反射光と参照光とを干渉させることで取得された干渉光のラインデータを用いて、該生体組織の断層画像を構築する光画像診断装置であって、
　所定の断層画像の構築に用いられるラインデータを読み出し、各ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における強度変化を解析する第１の解析手段と、
　前記第１の解析手段による解析結果に基づいて、各ラインデータごとに、前記送信方向におけるステントの位置を示す画素データを検出する第１の検出手段と、
　前記各ラインデータごとに検出されたステントの位置を示す各画素データを、それぞれの位置情報に基づいてラベリングする第１のラベリング手段と、
　前記第１のラベリング手段により同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる画素データの周方向の数が所定値以下のラベリング群を削除する第１の削除手段と、
　前記第１の削除手段により削除されなかった各ラベリング群について、各画素データの位置情報に基づいて、中心位置を算出する第１の算出手段と、
　前記第１の算出手段により算出された各ラベリング群の中心位置を用いて、ステントの閉曲線を生成する第１の生成手段とを備えることを特徴とする。
　本発明によれば、光画像診断装置において、留置されたステントの形状及び当該ステントの留置位置における生体組織の内壁の形状を的確に再現した閉曲線を生成することができるようになる。
　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。
図１は、本発明の一実施形態にかかる光画像診断装置の外観構成を示す図である。 図２は、光画像診断装置１００の機能構成を示す図である。 図３は、信号処理部の機能構成を示す図である。 図４は、生成される断層画像のデータ構造を示す図である。 図５は、閉曲線生成処理の流れを示すフローチャートである。 図６Ａは、ステント候補点検出処理の概要を説明するための図である。 図６Ｂは、内壁候補点検出処理の概要を説明するための図である。 図７は、ステント候補点のラベリング処理の概要を説明するための図である。 図８は、ステント候補点のラベリング群の削除処理の概要を説明するための図である。 図９は、ステント候補点のラベリング群の代表点抽出処理の概要を説明するための図である。 図１０は、内壁候補点のラベリング処理の概要を説明するための図である。 図１１は、内壁候補点のラベリング群の削除処理の概要を説明するための図である。 図１２は、内壁候補点のラベリング群の代表点抽出処理の概要を説明するための図である。 図１３は、実施例を示す図である。 図１４は、信号処理部の機能構成を示す図である。 図１５は、ステント厚み表示処理の流れを示すフローチャートである。 図１６は、ステント厚み付加処理の概要を説明するための図である。 図１７は、ステントの厚み表示処理の一実施例を示す図である。 図１８は、ステントの厚み表示処理の他の実施例を示す図である。 図１９は、ステントの厚み表示処理の他の実施例を示す図である。
　以下、必要に応じて添付図面を参照しながら本発明の各実施形態を説明する。なお、本発明は以下の実施形態に限定されるものではなく、適宜変更可能であるものとする。
　はじめに、本発明の各実施形態に係る光画像診断装置の概要について説明する。本発明の各実施形態に係る光画像診断装置では、ステントの閉曲線を生成するにあたり、断層画像を構成する各ラインデータより、ステント候補点を抽出したのち、該抽出した各ステント候補点をその位置情報に基づいてラベリングする。そして同一のラベリング値がラベリングされたラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる周方向のステント候補点の数が所定数以下のラベリング群について、閉曲線の算出対象から除外し、残りのラベリング群それぞれについて代表点を抽出し、当該抽出した代表点を用いて、閉曲線を生成する点に特徴がある。
　このように、周方向のステント候補点の数が所定数以下のラベリング群を算出対象から除外する構成としたのは、光画像診断装置にてステントを測定した場合に特有の、以下のような特性に起因する。
　すなわち、ステントは金属製であるため、光を照射した場合、ステント以外の領域からの反射光強度に比べて極めて高い反射光強度となる。したがって、ステントの内側からラジアル走査することで生成される断層画像において、ステントは、円形状の不連続の線分として欠損なく再現されることとなる。このとき、各線分は、ステントの網目の太さに相当する長さで周方向に形成される（各線分は、その一部に欠落が生じ、線分の長さにばらつきが生じるということがない）。
　一方、ステント以外のノイズは、断層画像の任意の位置に表示されるが、ステントの網目の太さに相当する長さにより形成されることは少なく、かつ、それが周方向に形成されることも少ない。
　したがって、ステントとノイズとを識別するにあたっては、網目の太さに対応する長さの線分であること、かつ、当該長さが周方向に連続していること、を識別条件とすれば、明確に識別することが可能となる。
　このようなことから、以下の各実施形態に係る光画像診断装置では、一のラベリング群に含まれるステント候補点の数が、周方向に所定数以上有している場合を、ステントと判断し、所定数未満の場合を、ノイズと判断する構成としている。
　一方、生体組織の内壁の閉曲線を生成するにあたっては、断層画像を構成する各ラインデータの、測定光の送信方向（径方向ともいう）における反射光の強度変化が最大となった位置から、一定程度下がった位置を内壁候補点として抽出したのち、該抽出した各内壁候補点をその位置情報に基づいてラベリングする。そして同一のラベリング値がラベリングされたラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる内壁候補点の径方向のばらつきが、一定値以上のラベリング群について閉曲線の算出対象から除外し、残りのラベリング群それぞれについて代表点を抽出し、当該抽出した代表点を用いて、閉曲線を生成する点に特徴がある。
　このように、各ラインデータの径方向における反射光の強度変化が最大となった位置から、一定程度下がった位置を内壁候補点として抽出し、かつ、内壁候補点の径方向のばらつきが、一定値以上のラベリング群について算出対象から除外する構成としたのは、光画像診断装置にて、ステントの外側に位置する内壁を測定した場合に特有の、以下のような特性に起因する。
　すなわち、生体組織の内側にステントが留置されている場合、内壁に到達する光は、ステントの網目の隙間部分を通過した光だけである。このため、断層画像上において、内壁は、ステントと同様に、不連続な線分となって表示される一方で、線分の長さにはばらつきが生じる（つまり、ステントのように、周方向の線分の長さによって識別することができない）。
　一方で、内壁に到達した光は、内壁において全反射せず、一定程度の深さまで到達するため、ラインデータの反射光強度は、内壁の位置において急激に増加し、一定程度の深さまで、高いレベルを維持することとなる（つまり、ラインデータの反射光強度が最大となる位置を確実に検出することができ、かつ、その場合の径方向の位置のばらつきも少ない）。
　このようなことから、以下の各実施形態に係る光画像診断装置では、ラインデータの反射光強度の最大値から一定程度下がった位置を内壁候補点としている。そして、一のラベリング群に含まれる内壁候補点の径方向のばらつきが、所定値以下の場合を、内壁と判断し、所定値より大きい場合を、ノイズと判断する構成としている。
　以下、本発明の各実施形態について詳説する。
　［第１の実施形態］
　＜１．光画像診断装置の外観構成＞
　図１は本発明の一実施形態にかかる光画像診断装置（光干渉断層画像診断装置または波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置）１００の外観構成を示す図である。
　図１に示すように、光画像診断装置１００は、光プローブ部１０１と、スキャナ／プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線１０４により接続されている。
　光プローブ部１０１は、直接血管等の生体管腔内に挿入され、伝送された測定光を連続的に生体組織に向けて送信するとともに、生体組織からの反射光を連続的に受信する送受信部をその先端に備えるイメージングコアを内挿しており、該イメージングコアを用いることで生体組織の状態を測定する。
　スキャナ／プルバック部１０２は、光プローブ部１０１が着脱可能に取り付けられるよう構成されており、内蔵されたモータが駆動することで光プローブ部１０１に内挿されたイメージングコアのラジアル走査（生体管腔内の軸方向の動作及び回転方向の動作）を実現している。また、送受信部が受信した反射光を取得するとともに、信号線１０４を介して該取得した反射光を操作制御装置１０３に送信する。
　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、測定結果を生体組織の断層画像として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は本体制御部であり、測定により得られた反射光と、測定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、断層画像を生体管腔内の軸方向に複数構築する。
　１１１－１はプリンタ／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において構築された生体組織の複数の断層画像を表示する。
　＜２．光画像診断装置の機能構成＞
　次に、光画像診断装置１００の機能構成について説明する。なお、上述したように、光画像診断装置には、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）及び波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）が含まれるが、以下では、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）について説明する。
　図２は、光画像診断装置１００である、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置の機能構成を示す図である。
　２０８は波長掃引光源であり、Ｓｗｅｐｔ　Ｌａｓｅｒが用いられる。Ｓｗｅｐｔ　Ｌａｓｅｒを用いた波長掃引光源２０８は、ＳＯＡ２１５（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ　ｏｐｔｉｃａｌ　ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）とリング状に結合された光ファイバ２１６とポリゴンスキャニングフィルタ（２０８ｂ）よりなる、Ｅｘｔｅｎｄｅｄ－ｃａｖｉｔｙ　Ｌａｓｅｒの一種である。
　ＳＯＡ２１５から出力された光は、光ファイバ２１６を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ２０８ｂに入り、ここで波長選択された光は、ＳＯＡ２１５で増幅され、最終的にｃｏｕｐｌｅｒ２１４から出力される。
　ポリゴンスキャニングフィルタ２０８ｂでは、光を分光する回折格子２１２とポリゴンミラー２０９との組み合わせで波長を選択する。具体的には、回折格子２１２により分光された光を２枚のレンズ（２１０、２１１）によりポリゴンミラー２０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー２０９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２０８ｂから出力されることとなる。このため、ポリゴンミラー２０９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２０９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２０９と回折格子２１２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。
　Ｃｏｕｐｌｅｒ２１４から出力された波長掃引光源２０８の光は、第１のシングルモードファイバ２３０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２３０は、途中の光カップラ部２３４において第２のシングルモードファイバ２３７及び第３のシングルモードファイバ２３１と光学的に結合されている。従って、第１のシングルモードファイバ２３０に入射された光は、この光カップラ部２３４により最大で３つの光路に分割されて伝送される。
　第１のシングルモードファイバ２３０の光カップラ部２３４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）２０３が回転駆動装置２０４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）２０３内の第４のシングルモードファイバ２３５の先端側には、光プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ２３６がアダプタ２０２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２０１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２３６に、波長掃引光源２０８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２０１の先端側から生体組織に対してラジアル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２０１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２３０側に戻る。さらに、光カップラ部２３４によりその一部が第２のシングルモードファイバ２３７側に移り、第２のシングルモードファイバ２３７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２１９）にて受光される。
　なお、光ロータリジョイント２０３の回転駆動部側は回転駆動装置２０４のラジアル走査モータ２０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ２０５の回転角度は、エンコーダ部２０６により検出される。更に、スキャナ／プルバック部１０２は、直線駆動装置２０７を備え、信号処理部２２３からの指示に基づいて、イメージングコア２０１の軸方向動作を規定する。
　一方、第３のシングルモードファイバ２３１の光カップラ部２３４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２２５が設けられている。
　この光路長の可変機構２２５は光プローブ部１０１を交換して使用した場合の個々の光プローブ部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２３１およびコリメートレンズ２２６は、その光軸方向に矢印２３３で示すように移動自在な１軸ステージ２３２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２３２は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ部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２３２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、光プローブ部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。
　光路長の可変機構２２５で光路長が微調整された光は第３のシングルモードファイバ２３１の途中に設けられた光カップラ部２３４で第１のシングルモードファイバ２３０側から得られた光と混合されて、フォトダイオード２１９にて受光される。
　このようにしてフォトダイオード２１９にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２２０により増幅された後、復調器２２１に入力される。この復調器２２１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２２２に入力される。
　Ａ／Ｄ変換器２２２では、干渉光信号を例えば１８０ＭＨｚ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１８０ＭＨｚ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２２２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２２３に入力される。測定モードの場合、信号処理部２２３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、生体組織内の各位置での断層画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ２１７（図１の参照番号１１３に対応する）に出力する。
　信号処理部２２３は、更に光路長調整手段制御装置２１８と接続されている。信号処理部２２３は光路長調整手段制御装置２１８を介して１軸ステージ２３２の位置の制御を行う。また、信号処理部２２３はモータ制御回路２２４と接続され、モータ制御回路２２４のビデオ同期信号を受信する。信号処理部２２３では、受信したビデオ同期信号に同期して断層画像の構築を行う。
　また、このモータ制御回路２２４のビデオ同期信号は、回転駆動装置２０４にも送られ、回転駆動装置２０４はビデオ同期信号に同期した駆動信号を出力する。
　＜３．信号処理部の機能構成＞
　次に、光画像診断装置１００の信号処理部２２３において、断層画像の構築処理、及び、該断層画像の構築に利用したラインデータに基づく閉曲線の生成処理を実現するための、信号処理部２２３の機能構成について図３を用いて説明する。なお、以下に説明する構築処理及び生成処理は、専用のハードウェアを用いて実現されてもよいし、ソフトウェアにより（コンピュータがプログラムを実行することにより）実現されてもよい。
　図３は、光画像診断装置１００の信号処理部２２３における構築処理と生成処理とを実現するための機能構成ならびに関連する機能ブロックを示した図である。
　図３に示すように、Ａ／Ｄ変換器２２２で生成された干渉光データは、信号処理部２２３内のラインデータ生成部３０１において、モータ制御回路２２４から出力されるラジアル走査モータ２０５のエンコーダ部２０６の信号を用いて、ラジアル走査モータ１回転あたりのライン数が５１２本となるように処理される。
　なお、ここでは一例として、５１２ラインから断層画像を構築することとしているが、このライン数に限定されるものではない。
　ラインデータ生成部３０１より出力されたラインデータ３１４は、制御部３０６からの指示に基づいて、ラジアル走査モータ１回転分ごとに、ラインデータメモリ３０２に格納される。このとき、制御部３０６では、直線駆動装置２０７の移動量検出器より出力されたパルス信号３１３をカウントしておき、ラインデータ３１４をラインデータメモリ３０２に格納する際、それぞれのラインデータ３１４を生成した際のカウント値と対応付けて格納する。
　なお、ここでは、ラインデータメモリ３０２を配し、ラインデータ３１４を、直線駆動装置２０７の移動量検出器より出力されたパルス信号３１３のカウント値と対応付けて格納する場合について説明したが、本発明はこれに限定されない。例えば、断層画像構築部３０３の後に断層画像データメモリを配し、断層画像３１７を、直線駆動装置２０７の移動量検出器より出力されたパルス信号３１３のカウント値と対応付けて格納するように構成してもよい。
　図３の説明に戻る。カウント値と対応付けて格納されたラインデータ３１５は、制御部３０６からの指示に基づいて、断層画像構築部３０３にて各種処理（ライン加算平均処理、フィルタ処理等）が施された後、Ｒθ変換されることで、順次断層画像３１７として出力される。
　更に、画像処理部３０５において、ＬＣＤモニタ２１７に表示するための画像処理が施された後、断層画像３１７’としてＬＣＤモニタ２１７に出力される。
　また、カウント値と対応付けて格納されたラインデータ３１５は、制御部３０６からの指示に基づいて、閉曲線生成部３０７に読み込まれ、ステントの位置を示す閉曲線及び内壁の位置を示す閉曲線の生成処理が実行される。生成された閉曲線（ステント閉曲線、内壁閉曲線）データ３１８は、画像処理部３０５に入力され、断層画像３１７’に重畳される。なお、閉曲線生成部３０７における閉曲線の生成処理の詳細は後述する。
　ＬＣＤモニタ２１７では、画像処理部３０５において画像処理された断層画像３１７’を表示する。また、操作パネル２３８を介してユーザより閉曲線生成指示が入力された場合にあっては、閉曲線生成部３０７において生成された閉曲線を重畳した断層画像３１７’を表示する。
　＜４．断層画像データの構成＞
　次に、断層画像構築部３０３において構築される断層画像データの構成について説明する。図４は、光プローブ部１０１のイメージングコアにおけるラジアル動作と断層画像データを構成するラインデータとの関係を説明するための図である。
　図４の４ａにおいて、４０１は光プローブ部１０１が挿入された生体組織断面を示している。上述のように、光プローブ部１０１に内挿されたイメージングコア２０１の先端部には送受信部が取り付けられており、ラジアル走査モータ２０５により矢印４０２方向に回転する。
　送受信部からは、各回転角度にて測定光の送信／受信が行われる。ライン１、２、・・・５１２は各回転角度における測定光の送信方向を示している。本実施形態に係る光画像診断装置１００では、送受信部が所定の生体組織断面４０１にて３６０度回動する間に、５１２回の測定光の送信／受信が断続的に行われる。なお、３６０度回動する間における測定光の送信／受信回数は特にこれに限られず、任意に設定可能であるものとする。
　図４の４ｂは、各回転角度にて測定光を送受／受信することで得られたラインデータの構成を示している。図４の４ｂに示すように、本実施形態において断層画像データは５１２ラインのラインデータ群から構成され、各ラインデータは、測定光の送信方向にＮ個の画素データ群から構成されている（Ｎは、例えば１０２４）。
　このような測定光の送信／受信は、生体管腔内を軸方向に進みながら行われるため、図４の４ｂに示すラインデータ群は軸方向に複数セット生成される。なお、軸方向へのイメージングコア２０１の進行に合わせて、各生体組織断面における送受信部による信号の送信／受信を繰り返すスキャン（走査）を、一般に「ラジアルスキャン（ラジアル走査）」と呼んでいる。
　＜５．閉曲線生成処理の流れ＞
　次に、閉曲線生成部３０７における閉曲線生成処理の流れについて説明する。図５は、閉曲線生成部３０７における閉曲線生成処理の流れを示すフローチャートである。
　操作パネル２３８を介してユーザより閉曲線生成指示が入力されると、制御部３０６では、現在、ＬＣＤモニタ２１７に表示されている断層画像を特定したうえで、閉曲線生成部３０７に対して、当該断層画像におけるステントの閉曲線及び内壁の閉曲線を生成するよう指示する。
　制御部３０６より閉曲線生成指示を受けた閉曲線生成部３０７では、図５に示す閉曲線生成処理を開始する。
　ステップＳ５０１では、制御部３０６により特定された断層画像に対応するラインデータをラインデータメモリ３０２から読み出す。
　ステップＳ５０２では、ローパスフィルタを用いて、読み出したラインデータの高周波成分を除去する。一般にＯＦＤＩは高分解能であるため、生成されたラインデータはスペクトルノイズが多い。そこで、本ステップでは、当該スペクトルノイズを除去し、画像処理に適したデータを生成する。
　ステップＳ５０３では、測定光の送信方向におけるラインデータの変化を解析する。具体的には、各ラインデータにおいて、送信方向における反射光強度の変化を解析し、その解析結果に基づいて、ステントの候補点となる画素及び内壁の候補点となる画素を抽出する。
　一般に、ステントは金属であるため、送信された測定光がステント表面に照射された場合、ステント表面に照射された測定光は、ほぼ全て反射し、ステント後方には到達しない。一方、生体組織は脂質等から構成されているため、送信された測定光が、網目形状に形成されたステントの網目の隙間部分を通過し生体組織の内壁まで到達すると、所定の減衰率に従って減衰しながら透過する。つまり、測定光が内壁まで到達した場合には、生体組織の散乱係数と位相関数とに従った後方散乱光を受信することができる。
　このため、ステント表面に照射された測定光に基づいて生成されたラインデータは、測定光の送信方向において、ステント表面に対応する位置で反射光強度が急峻に増加し最大となった後、ステント表面に対応する位置より後方では、急峻に減少することとなる。
　一方、内壁まで到達した測定光に基づいて生成されたラインデータは、測定光の送信方向において、内壁に対応する位置近傍で反射光強度が急峻に増加し最大となった後、一定の割合で減少することとなる。
　本実施形態では、ステント表面に測定光が照射された場合と、内壁まで到達した場合とにおける、このような特性の違いに着目して、ステントと内壁とを区別し、それぞれの方法でステント候補点と内壁候補点とを検出している。
　具体的には、ステップＳ５０４において、当該ステント候補点の検出を行っている。図６Ａは、ステップＳ５０４における、ステント候補点を検出する処理を説明するための図である。図６Ａにおいて６ａは、横軸に測定光の送信方向におけるそれぞれの位置（送受信部からの距離）を、縦軸にラインデータの各画素データの値（干渉光の強度）を配し、ステント表面に照射された測定光に基づいて生成されたラインデータの各画素データ値をプロットした様子を示す図である。
　図６Ａの６ａに示すように、ラインデータを構成する各画素データのうち、カテーテルシース外（つまり、診断対象領域）の位置における画素データは、測定光の送信方向において微小変化を繰り返し、ステント表面に対応する位置において急峻に増加したのち、急峻に減少する。このため、診断対象領域において、所定長さ（測定光の送信方向における所定長さ）における平均的な傾き（微分値）を所定間隔ごとに算出した場合、図６Ａの６ｂに示すようなグラフとなる。そこで、微分値が所定の閾値を超えた位置の画素データを検出することでステント候補点を検出することができる（６０１参照）。
　なお、ステント候補点は、微分値がプラスの閾値を超えた位置としてもよいし、マイナスの閾値を超えた位置としてもよいし、両者の中間位置としてもよい。
　図５に戻る。一方、ステップＳ５１４では、内壁候補点の検出を行っている。図６Ｂは、ステップＳ５１４における、内壁候補点を検出する処理を説明するための図である。図６Ｂにおいて６ｃは、横軸に測定光の送信方向におけるそれぞれの位置（送受信部からの距離）を、縦軸にラインデータの各画素データの値（干渉光の強度）を配し、内壁に到達した測定光に基づいて生成されたラインデータの各画素データ値をプロットした様子を示す図である。
　図６Ｂの６ｄは、６ｃの図を平滑化処理することにより得られた図である。図６Ｂの６ｄに示すように、ラインデータを構成する各画素データのうち、カテーテルシース外（つまり診断対象領域）の位置における画素データは、測定光の送信方向において微小変化を繰り返し、内壁表面に対応する位置近傍において急峻に増加し、最大強度となったのち、一定の割合で減少する。このため、診断対象領域において、最大強度値から所定強度値だけマイナスした強度と交差する位置における最初の画素データを内壁候補点として検出することができる（６１１参照）。
　ステップＳ５０４においてステント候補点が検出されると、ステップＳ５０５以降、当該検出したステント候補点を用いてステントの閉曲線を生成していく。同様に、ステップＳ５１４において内壁候補点が検出されると、ステップＳ５１５以降、当該検出した内壁候補点を用いて内壁の閉曲線を生成していく。
　はじめに、ステント候補点を用いてステントの閉曲線を生成する処理について説明する。
　ステップＳ５０５では、検出された各ラインデータにおけるステント候補点の画素データに対してラベリング処理を行う。
　具体的には、ラベリング処理対象のラインデータのステント候補点の送受信部からの距離が、隣接するラインデータ（ラベリング処理対象のラインよりも１つ上（または下）のラインデータ）のステント候補点の送受信部からの距離に対して、所定範囲内に収まっていれば、当該隣接するラインデータのステント候補点と同一ラベルを付加する。
　一方、ラベリング処理対象のラインデータのステント候補点の送受信部からの距離が、隣接するラインデータのステント候補点の送受信部からの距離に対して、所定範囲内に収まっていない場合には、当該隣接するラインデータとは異なるラベルを付加する。
　図７は、ステップＳ５０４において検出された各ラインデータにおけるステント候補点の画素データに対して、ステップＳ５０５においてラベリング処理を行った様子を示す図である。
　図７において、ハッチングされた画素データは、ステント候補点の画素データを表している。また、複数のステント候補点の周囲を取り囲む点線は、当該点線に含まれるステント候補点に、同一ラベルが付加されていることを示している。図７の例では、２つのステント候補点からなるラベリング群が２つ（ラベリング群７０１、７０３）と、５つのステント候補点からなるラベリング群が１つ（ラベリング群７０２）と、３つのステント候補点からなるラベリング群が１つ（ラベリング群７０４）示されている。
　ステップＳ５０６では、各ラベリング群に含まれるステント候補点の数（同一ラベルが付加されたステント候補点の数）が、周方向に所定値以下（ステントの網目の太さに対応する長さ以下）であるラベリング群を削除する。周方向のステント候補点の数が所定値以下であるラベリング群は、ノイズをステント候補点として誤検出している可能性が高いからである。
　図８は、図７に示す各ラベリング群に対して、同一ラベルが付加されたステント候補点の周方向の数が、所定値以下であるラベリング群を削除した様子を示す図である。図８の例では、ラベリング群７０１とラベリング群７０３が削除されたことを示している。
　ステップＳ５０７では、ステップＳ５０６において削除されなかった各ラベリング群から、代表点を抽出する。具体的には、各ラベリング群に含まれる各ステント候補点の位置として、測定光の送信方向の各ステント候補点の位置の中央値または平均値と、周方向の各ステント候補点の位置の中央値または平均値と、をそれぞれ算出し、代表点とする。ただし、送信方向、または、周方向のどちらか一方の中央値を示すステント候補点の位置を代表点としても良い。
　図９は、ステップＳ５０６において削除されなかったラベリング群７０２、７０４から、代表点を抽出した様子を示している。図９の例では、ラベリング群７０２は、５つのステント候補点の画素データ（ライン３～ライン７のステント候補点の画素データであって、測定光の送信方向に３画素分ばらつきがある画素データ）から構成されている。このため、ラベリング群７０２からは、代表点として画素９０１が抽出される。同様に、ラベリング群７０４からは、代表点として画素９０２が抽出される。
　ステップＳ５０８では、ステップＳ５０７において抽出された代表点を用いてステントの閉曲線を生成する。
　このように、本実施形態に係る光画像診断装置では、一のラベリング群に含まれるステント候補点の数が、周方向に所定数以下の場合をノイズと判断し、閉曲線の算出対象から除外し、残りのラベリング群それぞれについて代表点を抽出し、当該抽出した代表点を用いて閉曲線を生成する構成とした。この結果、生体組織内に留置されたステントの形状を的確に再現した閉曲線を生成することが可能となる。
　次に、内壁候補点を用いて内壁の閉曲線を生成する処理について説明する。ステップＳ５１４では、検出された各ラインデータにおける内壁候補点の画素データに対してラベリング処理を行う。
　具体的には、ラベリング処理対象のラインの内壁候補点の送受信部からの距離が、隣接するラインデータ（ラベリング処理対象のラインデータよりも１つ上（または下）のラインデータ）の内壁候補点の送受信部からの距離に対して、所定範囲内に収まっていれば、当該隣接するラインデータの内壁候補点と同一ラベルを付加する。ただし、取得した断層画像中にステントが存在しない場合、内壁候補点は全ラインデータで抽出され、１ラベルしか付かないことになる。これを避けるために、ラベリング群中のライン数には一定の上限を設けておき、その上限以内であれば同一ラベルを付加する。また、はじめからライン番号毎にラベルを付加しても良い。
　一方、ラベリング処理対象のラインデータの内壁候補点の送受信部からの距離が、隣接するラインデータの内壁候補点の送受信部からの距離に対して、所定範囲内に収まっていない場合、もしくは、同一ラベル中のライン数が上限を超えた場合には、当該隣接するラインデータとは異なるラベルを付加する。
　図１０は、ステップＳ５１４において検出された各ラインデータにおける内壁候補点の画素データに対して、ステップＳ５１５においてラベリング処理を行った様子を示す図である。
　図１０において、ハッチングされた画素データは、内壁候補点の画素データを表している。また、複数の内壁候補点の周囲を取り囲む点線は、当該点線に含まれる内壁候補点に同一ラベルが付加されていることを示している。図１０の例では、２つの内壁候補点からなるラベリング群が１つ（ラベリング群１００１）と、３つの内壁候補点からなるラベリング群が３つ（ラベリング群１００２～１００４）示されている。
　ステップＳ５１６では、各ラベリング群に含まれる内壁候補点（同一ラベルが付加された内壁候補点）の、測定光の送信方向におけるばらつきを求め、隣接するラベリング群同士で、当該求めたばらつきを比較し、ばらつきが大きい方のラベリング群を削除する。送信方向のばらつきが大きいラベリング群は、ノイズを内壁候補点として誤検出している可能性が高いからである。
　図１１は、図１０に示す各ラベリング群に対して、同一ラベルが付加された内壁候補点の送信方向のばらつきを求め、隣接するラベリング群同士で、当該求めたばらつきを比較し、ばらつきが大きい方のラベリング群を削除した様子を示す図である。図１１の例では、ラベリング群１００２とラベリング群１００４が削除されたことを示している。
　ステップＳ５１７では、ステップＳ５１６において削除されなかった各ラベリング群から、代表点を抽出する。具体的には、各ラベリング群に含まれる各内壁候補点の位置として、測定光の送信方向の各内壁候補点の位置の中央値または平均値と、周方向の各内壁候補点の位置の中央値または平均値と、をそれぞれ算出し、代表点とする。ただし、送信方向、または、周方向のどちらか一方の中央値を示す内壁候補点の位置を代表点としても良い。
　図１２は、ステップＳ５１６において削除されなかったラベリング群１００１、１００３から、代表点を抽出した様子を示している。図１２の例では、ラベリング群１００１は、３つの内壁候補点の画素データ（ライン１～ライン２の内壁候補点の画素データであって、測定光の送信方向に１画素分ばらつきがある画素データ）から構成されている。このため、ラベリング群１００１からは、代表点として画素１２０１が抽出される。同様に、ラベリング群１００３からは、代表点として画素１２０２が抽出される。
　ステップＳ５１８では、ステップＳ５１７において抽出された代表点を用いて内壁の閉曲線を生成する。
　このように、本実施形態に係る光画像診断装置では、一のラベリング群に含まれる内壁候補点の送信方向のばらつきが大きい場合をノイズと判断し、閉曲線の算出対象から除外し、残りのラベリング群それぞれについて代表点を抽出し、当該抽出した代表点を用いて閉曲線を生成する構成とした。この結果、生体組織内にステントが留置された状態であっても、内壁の形状を的確に再現した閉曲線を生成することが可能となる。
　＜６．実施例＞
　次に、図５に示す閉曲線生成処理に従って、断層画像よりステントの閉曲線と生体組織の内壁の閉曲線を生成した場合の実施例について説明する。
　図１３は、図５に示す閉曲線生成処理に従って、ステントの閉曲線と内壁の閉曲線を生成し、表示した様子を示した図である。
　図１３において、１３ａは、閉曲線生成処理に用いられる断層画像の一例であり、１３ｂは、１３ａに示す断層画像に対して、ステントの閉曲線生成処理を施すことにより生成されたステントの閉曲線を示している。また、１３ｃは、１３ａに示す断層画像に対して、内壁の閉曲線生成処理を施すことにより生成された内壁の閉曲線を示している。更に、１３ｄは、１３ｂに示すステントの閉曲線と１３ｃに示す内壁の閉曲線とを、重ねて表示させた様子を示している。
　１３ｂ及び１３ｃに示すように、本実施形態に係る閉曲線生成処理によれば、ステント及び生体組織の内壁について、その形状を的確に再現した閉曲線を生成することが可能となる。
　以上の説明から明らかなように、本実施形態に係る光画像診断装置では、測定光がステントに照射された場合と、生体組織の内壁に到達した場合とで、ラインデータの強度変化が異なることに着目し、それぞれの検出に適した処理を行う構成とした。これにより、ステントと内壁とを明確に識別することが可能となった。
　また、ステント候補点及び内壁候補点に対して、ラベリング処理を行い、ステント候補点及び内壁候補点の特性を踏まえて、誤検出と判断されたラベリング群を削除したうえで閉曲線を生成する構成とした。これにより、ステント及び内壁の形状を的確に再現した閉曲線を生成することが可能となった。
　［第２の実施形態］
　上記第１の実施形態では、留置されたステントの形状及び当該ステントの留置位置における生体組織の内壁の形状を的確に再現することとした。この結果、ステントと内壁との位置関係を正確に把握することが可能となった。
　ここで、実際のステントには一定程度の厚みがあるのに対して、断層画像上において表示されるステントは、反射面が再現されるのみであり、正確な厚みを再現することまではできない。このため、断層画像上において、ステントと内腔との間に隙間があった場合でも、実際に隙間があるのか、あるいはステントの厚み分の隙間なのかを、判断することができない。
　そこで、本実施形態では、留置されたステントの厚みを断層画像上で確認できるようにする。以下、本実施形態に係る光画像診断装置について説明する。なお、本実施形態の説明は、上記第１の実施形態との相違点を中心に行うものとする。
　＜１．信号処理部の機能構成＞
　はじめに、本実施形態に係る光画像診断装置１００の信号処理部２２３の機能構成について説明する。図１４は、断層画像の構築処理、及び、該断層画像の構築に利用したラインデータに基づいてステント厚み表示処理を実現するための、信号処理部２２３の機能構成を示す図である。なお、図１４の各構成のうち、図３と同様の構成については同一の参照番号を付してある。
　図１４に示すように、Ａ／Ｄ変換器２２２で生成された干渉光データは、信号処理部２２３内のラインデータ生成部３０１において、モータ制御回路２２４から出力されるラジアル走査モータ２０５のエンコーダ部２０６の信号を用いて、ラジアル走査モータ１回転あたりのライン数が５１２本となるように処理される。
　なお、ここでは一例として、５１２ラインから断層画像を構築することとしているが、このライン数に限定されるものではない。
　ラインデータ生成部３０１より出力されたラインデータ３１４は、制御部３０６からの指示に基づいて、ラジアル走査モータ１回転分ごとに、ラインデータメモリ３０２に格納される。このとき、制御部３０６では、直線駆動装置２０７の移動量検出器より出力されたパルス信号３１３をカウントしておき、ラインデータ３１４をラインデータメモリ３０２に格納する際、それぞれのラインデータ３１４を生成した際のカウント値と対応付けて格納する。
　なお、ここでは、ラインデータメモリ３０２を配し、ラインデータ３１４を、直線駆動装置２０７の移動量検出器より出力されたパルス信号３１３のカウント値と対応付けて格納する場合について説明したが、本発明はこれに限定されない。例えば、断層画像構築部３０３の後に断層画像データメモリを配し、断層画像３１７を、直線駆動装置２０７の移動量検出器より出力されたパルス信号３１３のカウント値と対応付けて格納するように構成してもよい。
　図１４の説明に戻る。カウント値と対応付けて格納されたラインデータ３１５は、制御部３０６からの指示に基づいて、断層画像構築部３０３にて各種処理（ライン加算平均処理、フィルタ処理等）が施された後、Ｒθ変換されることで、順次断層画像３１７として出力される。
　更に、画像処理部３０５において、ＬＣＤモニタ２１７に表示するための画像処理が施された後、断層画像３１７’としてＬＣＤモニタ２１７に出力される。
　また、カウント値と対応付けて格納されたラインデータ３１５は、制御部３０６からの指示に基づいて、ステント厚み付加処理部１４０７に読み込まれ、ステントの厚みを示す指示子の付加処理及び内腔の位置を示す閉曲線の生成処理（これらをまとめて、ステント厚み表示処理と称す）が実行される。指示子が付加されたラインデータ３１５’は、断層画像構築部３０３に入力され、断層画像３１７が再構築される。また、内腔閉曲線データ３１８は、画像処理部３０５に入力され、再構築された断層画像３１７に重畳される。なお、ステント厚み付加処理部１４０７におけるステント厚み表示処理の詳細は後述する。
　ＬＣＤモニタ２１７では、画像処理部３０５において画像処理された断層画像３１７’を表示する。また、操作パネル２３８を介してユーザよりステント厚み表示指示が入力された場合にあっては、ステント厚み付加処理部１４０７において指示子が付加されたラインデータ３１５’に基づいて構築され、閉曲線が重畳された断層画像３１７’を表示する。
　＜２．ステント厚み表示処理の流れ＞
　次に、ステント厚み付加処理部１４０７におけるステント厚み表示処理の流れについて説明する。図１５は、ステント厚み付加処理部１４０７におけるステント厚み表示処理の流れを示すフローチャートである。
　操作パネル２３８を介してユーザよりステント厚み表示指示が入力されると、制御部３０６では、現在、ＬＣＤモニタ２１７に表示されている断層画像を特定したうえで、ステント厚み付加処理部１４０７に対して、ステントの厚みを示す指示子及び内腔の閉曲線を生成するよう指示する。
　制御部３０６よりステントの厚みを示す指示子及び内腔閉曲線の生成指示を受けたステント厚み付加処理部１４０７では、図１５に示すステント厚み表示処理を開始する。
　ステップＳ１５０１では、操作パネル２３８を介してユーザより入力された、ステントの厚みに関する情報を設定する。
　ステップＳ１５０２では、制御部３０６により特定された断層画像に対応するラインデータをラインデータメモリ３０２から読み出す。
　ステップＳ１５０３では、ローパスフィルタを用いて読み出したラインデータの高周波成分を除去する。一般にＳＳ－ＯＣＴは高分解能であるため、生成されたラインデータはスペクトルノイズが多い。そこで、本ステップでは、当該スペクトルノイズを除去し、画像処理に適したデータを生成する。
　ステップＳ１５０４では、測定光の送信方向におけるラインデータの変化を解析する。具体的には、各ラインデータにおいて、送信方向における反射光の強度変化を解析し、その解析結果に基づいて、ステントの候補点となる画素及び内腔の候補点となる画素を抽出する。
　一般に、ステントは金属であるため、送信された測定光がステント表面に照射された場合、ステント表面に照射された測定光は、ほぼ全て反射し、ステント後方には到達しない。一方、内腔は脂質等から構成されているため、送信された測定光が、網目形状に形成されたステントの網目の隙間部分を通過し内腔まで到達すると、所定の減衰率に従って減衰しながら透過する。つまり、測定光が内腔まで到達した場合には、内腔の散乱係数と位相関数とに従った後方散乱光を受信することができる。
　このため、ステント表面に照射された測定光に基づいて生成されたラインデータは、測定光の送信方向において、ステント表面に対応する位置で反射光強度が急峻に増加し最大となった後、ステント表面に対応する位置より後方では、急峻に減少することとなる。
　一方、内腔まで到達した測定光に基づいて生成されたラインデータは、測定光の送信方向において、内腔に対応する位置近傍で反射光強度が急峻に増加し最大となった後、一定の割合で減少することとなる。
　本実施形態では、ステント表面に測定光が照射された場合と、内腔まで到達した場合とにおける、このような特性の違いに着目して、ステントと内腔とを区別し、それぞれの方法でステント候補点と内腔候補点とを検出する例を挙げるが、ステント候補点の検出方法はその限りではない。
　具体的には、ステップＳ１５０５において、ステント候補点の検出を行っている。既出の図６Ａは、ステップＳ１５０５における、ステント候補点を検出する処理を説明するための図である。図６Ａにおいて６ａは、横軸に測定光の送信方向におけるそれぞれの位置（送受信部からの距離）を、縦軸にラインデータの各画素データの値（干渉光の強度）を配し、ステント表面に照射された測定光に基づいて生成されたラインデータの各画素データ値をプロットした様子を示す図である。
　図６Ａの６ａに示すように、ラインデータを構成する各画素データのうち、カテーテルシース外（つまり、診断対象領域）の位置における画素データは、測定光の送信方向において微小変化を繰り返し、ステント表面に対応する位置において急峻に増加したのち、急峻に減少する。このため、診断対象領域において、所定長さ（測定光の送信方向における所定長さ）における平均的な傾き（微分値）を所定間隔ごとに算出した場合、図６Ａの６ｂに示すようなグラフとなる。そこで、微分値が所定の閾値を超えた位置の画素データを検出することでステント候補点を検出することができる（６０１参照）。
　なお、ステント候補点は、微分値がプラスの閾値を超えた位置としてもよいし、マイナスの閾値を超えた位置としてもよいし、両者の中間位置としてもよい。
　一方、ステップＳ１５１５では、内腔候補点を検出する。既出の図６Ｂは、ステップＳ１５１５における、内腔候補点を検出する処理を説明するための図である。図６Ｂにおいて６ｃは、横軸に測定光の送信方向におけるそれぞれの位置（送受信部からの距離）を、縦軸にラインデータの各画素データの値（干渉光の強度）を配し、内腔に到達した測定光に基づいて生成されたラインデータの各画素データ値をプロットした様子を示す図である。
　図６Ｂの６ｄは、６ｃの図を平滑化処理することにより得られた図である。図６Ｂの６ｄに示すように、ラインデータを構成する各画素データのうち、カテーテルシース外（つまり診断対象領域）の位置における画素データは、測定光の送信方向において微小変化を繰り返し、内腔表面に対応する位置近傍において急峻に増加し、最大強度となったのち、一定の割合で減少する。このため、診断対象領域において、最大強度値から所定強度値だけマイナスした強度と交差する位置における最初の画素データを内腔候補点として検出することができる（６１１参照）。
　ステップＳ１５０５においてステント候補点が検出されると、ステップＳ１５０６以降、当該検出したステント候補点を用いてステントの厚みを示す指示子を付加するための処理を行う。一方、ステップＳ１５１５において内腔候補点が検出されると、ステップＳ１５１６以降、当該検出した内腔候補点を用いて内腔の閉曲線を生成するための処理を行う。
　はじめに、ステント候補点を用いてステントの厚みを示す指示子を付加するための処理について説明する。
　ステップＳ１５０６では、検出された各ラインデータにおけるステント候補点の画素データに対してラベリング処理を行う。
　具体的には、ラベリング処理対象のラインデータのステント候補点の送受信部からの距離が、隣接するラインデータ（ラベリング処理対象のラインよりも１つ上のラインデータ）のステント候補点の送受信部からの距離に対して、所定範囲内に収まっていれば、当該隣接するラインデータのステント候補点と同一ラベルを付加する。
　一方、ラベリング処理対象のラインデータのステント候補点の送受信部からの距離が、隣接するラインデータのステント候補点の送受信部からの距離に対して、所定範囲内に収まっていない場合には、当該隣接するラインデータとは異なるラベルを付加する。
　既出の図７は、ステップＳ１５０５において検出された各ラインデータにおけるステント候補点の画素データに対して、ステップＳ１５０６においてラベリング処理を行った様子を示す図である。
　図７において、ハッチングされた画素データは、ステント候補点の画素データを表している。また、複数のステント候補点の周囲を取り囲む点線は、当該点線に含まれるステント候補点に、同一ラベルが付加されていることを示している。図７の例では、２つのステント候補点からなるラベリング群が２つ（ラベリング群７０１、７０３）と、５つのステント候補点からなるラベリング群が１つ（ラベリング群７０２）と、３つのステント候補点からなるラベリング群が１つ（ラベリング群７０４）示されている。
　ステップＳ１５０７では、各ラベリング群に含まれるステント候補点の数（同一ラベルが付加されたステント候補点の数）が、周方向に所定値以下（ステントの網目の太さに対応する長さ以下）であるラベリング群を削除する。周方向のステント候補点の数が所定値以下であるラベリング群は、ノイズをステント候補点として誤検出している可能性が高いからである。
　既出の図８は、図７に示す各ラベリング群に対して、同一ラベルが付加されたステント候補点の周方向の数が、所定値以下であるラベリング群を削除した様子を示す図である。図８の例では、ラベリング群７０１とラベリング群７０３が削除されたことを示している。
　ステップＳ１５０８では、ステップＳ１５０６において削除されなかった各ラベリング群から、代表点を抽出する。具体的には、各ラベリング群に含まれる各ステント候補点の位置として、測定光の送信方向の各ステント候補点の位置の中央値または平均値と、周方向の各ステント候補点の位置の中央値または平均値と、をそれぞれ算出し、代表点とする（つまり、ステント候補点の送信方向及び周方向における位置情報に基づいて中心位置を求め、代表点とする）。
　更に、ステップＳ１５０９では、ステップＳ１５０８において求められた中心位置から、測定光の送信方向に向かって、設定されたステントの厚みに対応する画素数分の画素データについて、ステントの厚みを示す指示子に変更する。
　既出の図９は、ステップＳ１５０６において削除されなかったラベリング群７０２、７０４から、代表点を抽出した様子を示しており、図１６は、当該代表点に対してステントの厚みを示す指示子を付加した様子を示している。図９の例では、ラベリング群７０２は、５つのステント候補点の画素データ（ライン３～ライン７のステント候補点の画素データであって、測定光の送信方向に３画素分ばらつきがある画素データ）から構成されている。このため、ラベリング群７０２からは、代表点として画素９０１が抽出される。同様に、ラベリング群７０４からは、代表点として画素９０２が抽出される（図９参照）。そして、それぞれの画素９０１、９０２に対して、指示子１６０１、１６０２が付加される（図１６参照）。
　次に、内腔候補点を用いて内腔の閉曲線を生成する処理について説明する。ステップＳ１５１６では、検出された各ラインデータにおける内腔候補点の画素データに対してラベリング処理を行う。
　具体的には、ラベリング処理対象のラインデータの内腔候補点の送受信部からの距離が、隣接するラインデータ（ラベリング処理対象のラインよりも１つ上のラインデータ）の内腔候補点の送受信部からの距離に対して、所定範囲内に収まっていれば、当該隣接するラインデータの内腔候補点と同一ラベルを付加する。
　一方、ラベリング処理対象のラインデータの内腔候補点の送受信部からの距離が、隣接するラインデータの内腔候補点の送受信部からの距離に対して、所定範囲内に収まっていない場合には、当該隣接するラインデータとは異なるラベルを付加する。
　既出の図１０は、ステップＳ１５１５において検出された各ラインデータにおける内腔候補点の画素データに対して、ステップＳ１５１６においてラベリング処理を行った様子を示す図である。
　図１０において、ハッチングされた画素データは、内腔候補点の画素データを表している。また、複数の内腔候補点の周囲を取り囲む点線は、当該点線に含まれる内腔候補点に同一ラベルが付加されていることを示している。図１０の例では、２つの内腔候補点からなるラベリング群が１つ（ラベリング群１００１）と、３つの内腔候補点からなるラベリング群が３つ（ラベリング群１００２～１００４）示されている。
　ステップＳ１５１７では、各ラベリング群に含まれる内腔候補点（同一ラベルが付加された内腔候補点）の、測定光の送信方向におけるばらつきを求め、隣接するラベリング群同士で、当該求めたばらつきを比較し、ばらつきが大きい方のラベリング群を削除する。送信方向のばらつきが大きいラベリング群は、ノイズを内腔候補点として誤検出している可能性が高いからである。
　既出の図１１は、図１０に示す各ラベリング群に対して、同一ラベルが付加された内腔候補点の送信方向のばらつきを求め、隣接するラベリング群同士で、当該求めたばらつきを比較し、ばらつきが大きい方のラベリング群を削除した様子を示す図である。図１１の例では、ラベリング群１００２とラベリング群１００４が削除されたことを示している。
　ステップＳ１５１８では、ステップＳ１５１７において削除されなかった各ラベリング群から、代表点を抽出する。具体的には、各ラベリング群に含まれる各内腔候補点の位置として、測定光の送信方向の各内腔候補点の位置の中央値または平均値と、周方向の各内腔候補点の位置の中央値または平均値と、をそれぞれ算出し、代表点とする（つまり、内腔候補点の送信方向及び周方向における位置情報に基づいて中心位置を求め、代表点とする）。
　既出の図１２は、ステップＳ１５１７において削除されなかったラベリング群１００１、１００３から、代表点を抽出した様子を示している。図１２の例では、ラベリング群１００１は、３つの内腔候補点の画素データ（ライン１～ライン２の内腔候補点の画素データであって、測定光の送信方向に１画素分ばらつきがある画素データ）から構成されている。このため、ラベリング群１００１からは、代表点として画素１２０１が抽出される。同様に、ラベリング群１００３からは、代表点として画素１２０２が抽出される。
　ステップＳ１５１９では、ステップＳ１５１８において抽出された代表点を用いて内腔の閉曲線を生成する。
　ステップＳ１５２０では、ステントの厚みを示す指示子が付加されたラインデータに基づいて断層画像を再構築し、内腔の閉曲線を重畳することで、ステントの厚みを示す指示子が付加され、内腔の閉曲線が重畳された断層画像を表示する。
　＜３．実施例＞
　次に、図１５に示すステント厚み表示処理に従って、断層画像に、ステントの厚みを示す指示子が付加され、内腔の閉曲線が重畳された断層画像の実施例について説明する。
　図１７は、図１５に示すステント厚み表示処理に従って、ステントの厚みを示す指示子が付加され、内腔の閉曲線が重畳された断層画像を示した図である。
　図１７において、１７０１はステントの厚みを示す指示子であり、１７０２は、内腔の閉曲線である。図１７に示すように、ステントの厚みを示す指示子は、ステップＳ１５０８において抽出された代表点を始点として、送受信部から放射線状に、ステントの厚み分だけ延びている。これにより、ユーザは、ステントの外面が内腔に接触しているか否か、及びステントの外面が内腔から乖離している場合にあっては、どの程度乖離しているのかを、断層画像上で容易に確認することが可能となる。
　以上の説明から明らかなように、本実施形態に係る光画像診断装置では、ステントの厚みに関する情報を、断層画像上で指示子として表示するとともに、内腔の閉曲線を表示する構成とした。
　この結果、光画像診断装置において、留置されたステントの厚みを断層画像上で容易に確認することができるようになった。
　［第３の実施形態］
　上記第２の実施形態では、ステントの厚みに関する情報を表示するにあたり、ステント候補点からなるラベリング群の代表点から、放射方向に、指示子を配する構成としたが、本発明はこれに限定されない。
　例えば、ステント候補点からなるラベリング群の代表点に基づいて、ステントの閉曲線を生成し、当該ステントの閉曲線に対して相似な閉曲線であって、ステントの閉曲線に対してステントの厚みに相当する間隔をもって配される閉曲線を生成し、これを表示するようにしてもよい。
　図１８は、ステントの閉曲線及び当該閉曲線と相似な閉曲線とにより、ステントの厚みを表示した場合の一例を示す図である。
　図１８において、１８０１はステップＳ１５０８において抽出された代表点に基づいて生成されたステントの閉曲線である。また、１８０２は、ステントの閉曲線１８０１に対して、ステントの厚み分の間隔を有し、ステントの閉曲線１８０１に対して相似な閉曲線である。なお、１７０２は、内腔の閉曲線を示している。
　このように、閉曲線１８０１、１８０２を生成し、断層画像に重畳して表示させることにより、ユーザはステントの厚みを、断層画像上において視認することが可能となる。また、内腔の閉曲線１７０２を合わせて表示することで、ステントの外面が内腔に接触しているか否か、及びステントの外面が内腔から乖離している場合にあっては、どの程度乖離しているのかを、断層画像上で容易に確認することが可能となる。
　［第４の実施形態］
　上記第３の実施形態では、２本の閉曲線１８０１、１８０２により、ステントの厚みを表現する構成としたが、本発明はこれに限定されず、例えば、２本の閉曲線１８０１、１８０２により囲まれた領域を、所定の表示形式（例えば、所定の色）で塗りつぶすことにより、ステントの厚みを表現するように構成してもよい。
　図１９は、ステントの閉曲線及び当該閉曲線と相似な閉曲線とにより囲まれる領域を、所定の色で塗りつぶすことで、ステントの厚みを表示した場合の一例を示す図である。
　図１９において、１８０１はステップＳ１５０８において抽出された代表点に基づいて生成されたステントの閉曲線である。また、１８０２は、ステントの閉曲線１８０１に対して、ステントの厚み分の間隔をもって配され、ステントの閉曲線１８０１に対して相似な閉曲線である。更に、１９０１は、閉曲線１８０１と閉曲線１８０２とにより囲まれた領域を示しており、当該領域にステントが存在していることを示している。なお、１７０２は、内腔の閉曲線を示している。
　このように、閉曲線１８０１、１８０２を生成し、当該閉曲線により囲まれた領域を所定の色で塗りつぶして、断層画像上に表示させることにより、ユーザはステントの厚みを、断層画像上において容易に視認することが可能となる。また、内腔の閉曲線を合わせて表示することで、ステントの外面が内腔に接触しているか否か、及びステントの外面が内腔から乖離している場合にあっては、どの程度乖離しているのかを、断層画像上で容易に確認することが可能となる。
　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、２０１１年３月２５日提出の日本国特許出願特願２０１１－０６８６２８号及び２０１１年３月３１日提出の日本国特許出願特願２０１１－０７８５５１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。

Claims (19)

  1. 　光の送受信を連続的に行う送受信部を、生体管腔内において周方向に回転させながら軸方向へと移動させることで生体組織からの反射光を取得し、該取得した反射光と参照光とを干渉させることで取得された干渉光のラインデータを用いて、生体組織の断層画像を構築する光画像診断装置であって、
    　所定の断層画像の構築に用いられるラインデータを読み出し、各ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における強度変化を解析する第１の解析手段と、
    　前記第１の解析手段による解析結果に基づいて、各ラインデータごとに、前記送信方向におけるステントの位置を示す画素データを検出する第１の検出手段と、
    　前記各ラインデータごとに検出されたステントの位置を示す各画素データを、それぞれの位置情報に基づいてラベリングする第１のラベリング手段と、
    　前記第１のラベリング手段により同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる画素データの周方向の数が所定値以下のラベリング群を削除する第１の削除手段と、
    　前記第１の削除手段により削除されなかった各ラベリング群について、各画素データの位置情報に基づいて、中心位置を算出する第１の算出手段と、
    　前記第１の算出手段により算出された各ラベリング群の中心位置を用いて、ステントの閉曲線を生成する第１の生成手段と
    　を備えることを特徴とする光画像診断装置。
  2. 　前記第１の解析手段は、前記送信方向における所定の範囲内の前記ラインデータの平均の傾きを所定間隔ごとに求めることで、前記強度変化を解析し、前記第１の検出手段は、該強度変化が最大となる画素データを検出することを特徴とする請求項１に記載の光画像診断装置。
  3. 　所定の断層画像の構築に用いられるラインデータを読み出し、各ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における最大強度を解析する第２の解析手段と、
    　前記第２の解析手段による解析結果に基づいて、各ラインデータごとに、前記送信方向における前記生体組織の内壁の位置を示す画素データを検出する第２の検出手段と、
    　前記各ラインデータごとに検出された前記内壁の位置を示す各画素データを、それぞれの位置情報に基づいてラベリングする第２のラベリング手段と、
    　前記第２のラベリング手段により同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる画素データの、前記送信方向におけるばらつきが大きいラベリング群を削除する第２の削除手段と、
    　前記第２の削除手段により削除されなかった各ラベリング群について、各画素データの位置情報に基づいて、中心位置を算出する第２の算出手段と、
    　前記第２の算出手段により算出された各ラベリング群の中心位置を用いて、前記内壁の閉曲線を生成する第２の生成手段と
    　を備えることを特徴とする請求項２に記載の光画像診断装置。
  4. 　前記第２の検出手段は、前記第２の解析手段により解析された最大強度から所定強度だけ小さい強度の画素データであって、前記送受信部に近い側の画素データを検出することを特徴とする請求項３に記載の光画像診断装置。
  5. 　前記第２の削除手段は、前記第２のラベリング手段により同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、隣り合うラベリング群同士で前記ばらつきを比較し、ばらつきが大きい方のラベリング群を削除することを特徴とする請求項４に記載の光画像診断装置。
  6. 　光の送受信を連続的に行う送受信部を、生体管腔内において周方向に回転させながら軸方向へと移動させることで生体組織からの反射光を取得し、該取得した反射光と参照光とを干渉させることで取得された干渉光のラインデータを用いて、生体組織の断層画像を構築する光画像診断装置の画像処理方法であって、
    　所定の断層画像の構築に用いられるラインデータを読み出し、各ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における強度変化を解析する解析工程と、
    　前記解析工程における解析結果に基づいて、各ラインデータごとに、前記送信方向におけるステントの位置を示す画素データを検出する検出工程と、
    　前記各ラインデータごとに検出されたステントの位置を示す各画素データを、それぞれの位置情報に基づいてラベリングするラベリング工程と、
    　前記ラベリング工程において同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる画素データの周方向の数が所定値以下のラベリング群を削除する削除工程と、
    　前記削除工程において削除されなかった各ラベリング群について、各画素データの位置情報に基づいて、中心位置を算出する算出工程と、
    　前記算出工程において算出された各ラベリング群の中心位置を用いて、ステントの閉曲線を生成する生成工程と
    　を備えることを特徴とする光画像診断装置の画像処理方法。
  7. 　光の送受信を連続的に行う送受信部を、生体管腔内において周方向に回転させながら軸方向へと移動させることで該生体管腔内からの反射光を取得し、該取得した反射光と参照光とを干渉させることで生成される干渉光のラインデータを用いて、該生体管腔内の断層画像を構築する光画像診断装置であって、
    　所定の断層画像の構築に用いられるラインデータを読み出し、ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における強度変化を解析する第１の解析手段と、
    　前記第１の解析手段による解析結果に基づいて、ラインデータごとに、ステントの位置を示す画素データを検出する第１の検出手段と、
    　前記ステントの厚みに関する情報を入力する入力手段と、
    　前記ステントの厚みを表示する旨の指示が入力された場合に、前記第１の検出手段により検出された前記ステントの位置より、前記送信方向に向かって、前記厚みに対応する画素数分の画素データを、前記ステントを示す表示に変更したうえで、前記断層画像を再構築する再構築手段と
    　を備えることを特徴とする光画像診断装置。
  8. 　前記再構築手段は、更に、
    　ラインデータごとに検出されたステントの位置を示す各画素データを、それぞれの位置情報に基づいてラベリングする第１のラベリング手段と、
    　前記第１のラベリング手段において同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる画素データの周方向の数が所定値以下のラベリング群を削除する第１の削除手段と、
    　前記第１の削除手段において削除されなかった各ラベリング群について、各画素データの位置情報に基づいて、中心位置を算出する第１の算出手段と、を備え、
    　前記第１の算出手段により算出された中心位置より、前記送信方向に向かって、前記厚みに対応する画素数分の画素データを、前記ステントを示す表示に変更したうえで、前記断層画像を再構築することを特徴とする請求項７に記載の光画像診断装置。
  9. 　光の送受信を連続的に行う送受信部を、生体管腔内において周方向に回転させながら軸方向へと移動させることで該生体管腔内からの反射光を取得し、該取得した反射光と参照光とを干渉させることで生成される干渉光のラインデータを用いて、該生体管腔内の断層画像を構築する光画像診断装置であって、
    　所定の断層画像の構築に用いられるラインデータを読み出し、ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における強度変化を解析する第１の解析手段と、
    　前記第１の解析手段による解析結果に基づいて、ラインデータごとに、ステントの位置を示す画素データを検出する第１の検出手段と、
    　前記第１の検出手段によりラインデータごとに検出された各画素データをラベリングすることにより得られるラベリング群の中心位置を用いて、ステントの閉曲線を生成する第１の生成手段と、
    　前記ステントの厚みに関する情報を入力する入力手段と、
    　前記ステントの厚みに対応する間隔を有し、前記第１の生成手段により生成された閉曲線に対して相似な閉曲線を生成する第２の生成手段と、
    　前記第１及び第２の生成手段により生成された閉曲線を、前記断層画像に重畳して表示する表示手段と
    　を備えることを特徴とする光画像診断装置。
  10. 　前記表示手段は、更に、前記第１及び第２の生成手段により生成された各閉曲線により囲まれた領域を所定の表示形式により表示することを特徴とする請求項９に記載の光画像診断装置。
  11. 　前記第１の生成手段は、更に、
    　ラインデータごとに検出されたステントの位置を示す各画素データを、それぞれの位置情報に基づいてラベリングする第１のラベリング手段と、
    　前記第１のラベリング手段において同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる画素データの周方向の数が所定値以下のラベリング群を削除する第１の削除手段と、
    　前記第１の削除手段において削除されなかった各ラベリング群について、各画素データの位置情報に基づいて、中心位置を算出する第１の算出手段と、を備え、
    　前記第１の算出手段により算出された中心位置を用いて、前記ステントの閉曲線を生成することを特徴とする請求項９または１０に記載の光画像診断装置。
  12. 　前記第１の解析手段は、前記送信方向における所定の範囲内の前記ラインデータの平均の傾きを所定間隔ごとに求めることで、前記強度変化を解析し、前記第１の検出手段は、該強度変化が最大となる画素データを検出することを特徴とする請求項７乃至１１のいずれか１項に記載の光画像診断装置。
  13. 　所定の断層画像の構築に用いられるラインデータを読み出し、ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における最大強度を解析する第２の解析手段と、
    　前記第２の解析手段による解析結果に基づいて、ラインデータごとに、内腔の位置を示す画素データを検出する第２の検出手段と、
    　前記ラインデータごとに検出された内腔の位置を示す各画素データを、それぞれの位置情報に基づいてラベリングする第２のラベリング手段と、
    　前記第２のラベリング手段により同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる画素データの、前記送信方向におけるばらつきが大きいラベリング群を削除する第２の削除手段と、
    　前記第２の削除手段により削除されなかった各ラベリング群について、各画素データの位置情報に基づいて、中心位置を算出する第２の算出手段と、
    　前記第２の算出手段により算出された各ラベリング群の中心位置を用いて、内腔の閉曲線を生成する第３の生成手段と
    　を備えることを特徴とする請求項１２に記載の光画像診断装置。
  14. 　前記第２の検出手段は、前記第２の解析手段により解析された最大強度から所定強度だけ小さい強度の画素データであって、前記送受信部に近い側の画素データを検出することを特徴とする請求項１３に記載の光画像診断装置。
  15. 　前記第２の削除手段は、前記第２のラベリング手段により同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、隣り合うラベリング群同士で前記ばらつきを比較し、ばらつきが大きい方のラベリング群を削除することを特徴とする請求項１４に記載の光画像診断装置。
  16. 　光の送受信を連続的に行う送受信部を、生体管腔内において周方向に回転させながら軸方向へと移動させることで該生体管腔内からの反射光を取得し、該取得した反射光と参照光とを干渉させることで生成される干渉光のラインデータを用いて、該生体管腔内の断層画像を構築する光画像診断装置の画像処理方法であって、
    　所定の断層画像の構築に用いられるラインデータを読み出し、ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における強度変化を解析する第１の解析工程と、
    　前記第１の解析工程における解析結果に基づいて、ラインデータごとに、ステントの位置を示す画素データを検出する第１の検出工程と、
    　前記ステントの厚みに関する情報を入力する入力工程と、
    　前記ステントの厚みを表示する旨の指示が入力された場合に、前記第１の検出工程において検出された前記ステントの位置より、前記送信方向に向かって、前記厚みに対応する画素数分の画素データを、前記ステントを示す表示に変更したうえで、前記断層画像を再構築する再構築工程と
    　を備えることを特徴とする光画像診断装置の画像処理方法。
  17. 　前記再構築工程は、更に、
    　ラインデータごとに検出されたステントの位置を示す各画素データを、それぞれの位置情報に基づいてラベリングする第１のラベリング工程と、
    　前記第１のラベリング工程において同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる画素データの周方向の数が所定値以下のラベリング群を削除する第１の削除工程と、
    　前記第１の削除工程において削除されなかった各ラベリング群について、各画素データの位置情報に基づいて、中心位置を算出する第１の算出工程と、を備え、
    　前記第１の算出工程において算出された中心位置より、前記送信方向に向かって、前記厚みに対応する画素数分の画素データを、前記ステントを示す表示に変更したうえで、前記断層画像を再構築することを特徴とする請求項１６に記載の光画像診断装置の画像処理方法。
  18. 　光の送受信を連続的に行う送受信部を、生体管腔内において周方向に回転させながら軸方向へと移動させることで該生体管腔内からの反射光を取得し、該取得した反射光と参照光とを干渉させることで生成される干渉光のラインデータを用いて、該生体管腔内の断層画像を構築する光画像診断装置の画像処理方法であって、
    　所定の断層画像の構築に用いられるラインデータを読み出し、ラインデータごとに、前記送受信部からの光の送信方向における強度変化を解析する第１の解析工程と、
    　前記第１の解析工程における解析結果に基づいて、ラインデータごとに、ステントの位置を示す画素データを検出する第１の検出工程と、
    　前記第１の検出工程においてラインデータごとに検出された各画素データをラベリングすることにより得られるラベリング群のステントの位置を用いて、ステントの閉曲線を生成する第１の生成工程と、
    　前記ステントの厚みに関する情報を入力する入力工程と、
    　前記ステントの厚みに対応する間隔を有し、前記第１の生成工程において生成された閉曲線に対して相似な閉曲線を生成する第２の生成工程と、
    　前記第１及び第２の生成工程において生成された閉曲線を、前記断層画像に重畳して表示する表示工程と
    　を備えることを特徴とする光画像診断装置の画像処理方法。
  19. 　前記第１の生成工程は、更に、
    　ラインデータごとに検出されたステントの位置を示す各画素データを、それぞれの位置情報に基づいてラベリングする第１のラベリング工程と、
    　前記第１のラベリング工程において同一ラベルが付された各ラベリング群のうち、一のラベリング群に含まれる画素データの周方向の数が所定値以下のラベリング群を削除する第１の削除工程と、
    　前記第１の削除工程において削除されなかった各ラベリング群について、各画素データの位置情報に基づいて、中心位置を算出する第１の算出工程と、を備え、
    　前記第１の算出工程において算出された中心位置を用いて、前記ステントの閉曲線を生成することを特徴とする請求項１８に記載の光画像診断装置の画像処理方法。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2015044987A1 (ja) * 2013-09-30 2015-04-02 テルモ株式会社 画像診断装置及びガイドワイヤのアクセス経路の決定支援方法

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107949311B (zh) 2015-04-16 2021-04-16 Gentuity有限责任公司 用于神经病学的微光探针
JP6765786B2 (ja) * 2015-05-01 2020-10-07 キヤノン株式会社 撮像装置、撮像装置の作動方法、情報処理装置、及び情報処理装置の作動方法
WO2017040484A1 (en) 2015-08-31 2017-03-09 Gentuity, Llc Imaging system includes imaging probe and delivery devices
US11684242B2 (en) 2017-11-28 2023-06-27 Gentuity, Llc Imaging system
US11922633B2 (en) 2020-06-30 2024-03-05 Canon U.S.A., Inc. Real-time lumen distance calculation based on three-dimensional (3D) A-line signal data

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20080075375A1 (en) * 2006-07-24 2008-03-27 Siemens Corporate Research, Inc. System and Method For Statistical Shape Model Based Segmentation of Intravascular Ultrasound and Optical Coherence Tomography Images
JP2010014501A (ja) 2008-07-02 2010-01-21 Terumo Corp 電子体温計及び作動制御方法
US20100094127A1 (en) 2008-10-14 2010-04-15 Lightlab Imaging, Inc. Methods for stent strut detection and related measurement and display using optical coherence tomography

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7801343B2 (en) * 2005-11-29 2010-09-21 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and apparatus for inner wall extraction and stent strut detection using intravascular optical coherence tomography imaging
US20080317195A1 (en) * 2007-06-20 2008-12-25 Kabushiki Kaisha Toshiba Medical-diagnosis assisting apparatus, medical-diagnosis assisting method, and radiodiagnosis apparatus
US8750615B2 (en) * 2010-08-02 2014-06-10 Case Western Reserve University Segmentation and quantification for intravascular optical coherence tomography images

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20080075375A1 (en) * 2006-07-24 2008-03-27 Siemens Corporate Research, Inc. System and Method For Statistical Shape Model Based Segmentation of Intravascular Ultrasound and Optical Coherence Tomography Images
JP2010014501A (ja) 2008-07-02 2010-01-21 Terumo Corp 電子体温計及び作動制御方法
US20100094127A1 (en) 2008-10-14 2010-04-15 Lightlab Imaging, Inc. Methods for stent strut detection and related measurement and display using optical coherence tomography

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2689707A4

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2015044987A1 (ja) * 2013-09-30 2015-04-02 テルモ株式会社 画像診断装置及びガイドワイヤのアクセス経路の決定支援方法

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