WO2014162366A1 - 画像診断装置及びその制御方法、プログラム及びコンピュータ可読記憶媒体 - Google Patents

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WO2014162366A1
WO2014162366A1 PCT/JP2013/002383 JP2013002383W WO2014162366A1 WO 2014162366 A1 WO2014162366 A1 WO 2014162366A1 JP 2013002383 W JP2013002383 W JP 2013002383W WO 2014162366 A1 WO2014162366 A1 WO 2014162366A1
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blood vessel
image
electrocardiogram
electrocardiogram data
imaging core
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PCT/JP2013/002383
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耕一 井上
淳也 古市
聖 衛藤
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テルモ株式会社
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    • A61B5/7425—Displaying combinations of multiple images regardless of image source, e.g. displaying a reference anatomical image with a live image

Definitions

  • the present invention relates to an image diagnostic apparatus, a control method thereof, a program, and a computer-readable storage medium.
  • diagnostic imaging devices have been widely used for diagnosis of arteriosclerosis, preoperative diagnosis at the time of endovascular treatment with a high-function catheter such as a balloon catheter or a stent, or confirmation of postoperative results.
  • the diagnostic imaging apparatus includes an intravascular ultrasonic diagnostic apparatus (IVUS: IntraVascular Ultra Sound), an optical coherence tomographic diagnostic apparatus (OCT: Optical Coherence Tomography), and the like, each having different characteristics.
  • IVUS IntraVascular Ultra Sound
  • OCT optical coherence tomographic diagnostic apparatus
  • the above diagnostic imaging apparatus obtains a tomographic image orthogonal to the axis of the blood vessel. Therefore, a three-dimensional image can be generated by connecting them. Once a three-dimensional image is generated, it is possible to obtain a tomographic image with a free cut point from a free viewpoint.
  • the position of a blood vessel close to the heart is affected by the beating motion of the heart (hereinafter simply referred to as a heartbeat).
  • a heartbeat the beating motion of the heart
  • the part affected by the heartbeat does not continue smoothly and the part not affected by the heartbeat is affected by the heartbeat.
  • the part appears as an unnatural image. An experienced doctor may understand that the unnatural part is affected by the heartbeat, but it is difficult for others to judge.
  • Patent Document 3 is known as a technique for detecting heartbeat motion and correcting an image.
  • a position sensor is provided in a catheter, and an image scanned (IVUS or OCT) is recorded together with a position detected by the position sensor.
  • IVUS or OCT image scanned
  • the movement trajectory of the catheter can be known, but the trajectory is caused by the shape of the blood vessel, or such a movement trajectory with a heartbeat. It is difficult to determine whether or not
  • the present invention has been made in view of such problems.
  • the waveform of the electrocardiogram synchronized with the axial direction of the blood vessel image is displayed in parallel, thereby objectively identifying the site affected by the heartbeat. It is intended to provide technology that makes it possible to grasp.
  • a probe containing an imaging core that emits light or ultrasonic waves toward the lumen surface of the blood vessel of the subject and detects its reflection is used.
  • the imaging core is rotated and moved along the probe at a predetermined speed.
  • Electrocardiogram data acquisition means for acquiring data representing the electrocardiogram data of the subject;
  • Storage means for storing information in the blood vessel obtained by performing the rotation and the movement of the imaging core in synchronization with the electrocardiogram data acquired by the electrocardiogram data acquisition means;
  • a blood vessel cross-sectional image of a plane orthogonal to the blood vessel axis is generated from the rotation and movement information of the imaging core stored in the storage means, and a blood vessel image along the blood vessel axis is generated from the row of the blood vessel cross-sectional images
  • First generating means to: Based on the electrocardiogram data stored in the storage means, second generation means for generating an image that is synchronized along the blood vessel axis and that shows an electrocardiogram waveform for the same time range as the blood vessel image; Display means for arranging and displaying two images generated by the first and second generation means in parallel.
  • the waveform of the electrocardiogram synchronized with the axial direction of the blood vessel image is displayed in parallel, thereby objectively identifying the site affected by the heartbeat. It becomes possible to grasp.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of an image diagnostic apparatus 100 according to an embodiment of the present invention.
  • the diagnostic imaging apparatus 100 includes a probe unit 101, a scanner and pullback unit 102, and an operation control device 103, and the scanner and pullback unit 102 and the operation control device 103 are connected by a signal line 104. Various signals are connected so that transmission is possible.
  • the probe unit 101 includes an optical transmission / reception unit that is directly inserted into a blood vessel and continuously transmits the transmitted light (measurement light) into the blood vessel and continuously receives reflected light from the blood vessel.
  • the imaging core is interpolated. In the diagnostic imaging apparatus 100, the state inside the blood vessel is measured by using the imaging core.
  • the scanner and pullback unit 102 is detachably attached to the probe unit 101, and operates in the axial direction and rotational direction in the blood vessel of the imaging core inserted in the probe unit 101 by driving a built-in motor. It prescribes.
  • the operation control device 103 has a function for inputting various set values and a function for processing data obtained by the measurement and displaying various blood vessel images when performing the measurement.
  • 111 is a main body control unit.
  • the main body control unit 111 generates interference light data by causing interference between the reflected light obtained by measurement and the reference light obtained by separating the light from the light source, and based on the interference light data.
  • a blood vessel cross-sectional image is generated by processing the generated line data.
  • Reference numeral 111-1 is a printer and a DVD recorder, which prints the processing results in the main body control unit 111 or stores them 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 cross-sectional image generated by the main body control unit 111.
  • Reference numeral 114 denotes a mouse as a pointing device (coordinate input device).
  • the probe unit 101 includes a long catheter sheath 201 that is inserted into a blood vessel, and a connector that is disposed on the user's hand side without being inserted into the blood vessel to be operated by the user. Part 202.
  • a guide wire lumen tube 203 for fixing a guide wire 250 for guiding the probe unit 101 to the blood vessel position to be diagnosed is provided at the distal end of the catheter sheath 201.
  • the catheter sheath 201 forms a continuous lumen from a connection portion with the guide wire lumen tube 203 to a connection portion with the connector portion 202.
  • a transmission / reception unit 221 in which an optical transmission / reception unit for transmitting / receiving light is disposed, and a coil-like member that includes an optical fiber cable inside and transmits a rotational driving force for rotating the optical fiber cable.
  • An imaging core 220 including a drive shaft 222 is inserted through almost the entire length of the catheter sheath 201.
  • the connector portion 202 includes a sheath connector 202a configured integrally with the proximal end of the catheter sheath 201, and a drive shaft connector 202b configured by rotatably fixing the drive shaft 222 to the proximal end of the drive shaft 222.
  • a kink protector 211 is provided at the boundary between the sheath connector 202a and the catheter sheath 201. Thereby, predetermined rigidity is maintained, and bending (kink) due to a sudden change in physical properties can be prevented.
  • the base end of the drive shaft connector 202b is detachably attached to the scanner and the pullback unit 102.
  • the housing 223 has a shape having a notch in a part of a short cylindrical metal pipe, and is formed by cutting out from a metal lump, MIM (metal powder injection molding) or the like. Further, a short coil-shaped elastic member 231 is provided on the tip side.
  • the elastic member 231 is a stainless steel wire formed in a coil shape, and the elastic member 231 is disposed on the distal end side, thereby preventing the imaging core 220 from being caught in the catheter sheath 201 when moving the imaging core 220 back and forth.
  • 232 is a reinforcing coil, which is provided for the purpose of preventing a sharp bending of the distal end portion of the catheter sheath 201.
  • the guide wire lumen tube 203 has a guide wire lumen into which the guide wire 250 can be inserted.
  • the guide wire 250 is used to guide the distal end of the catheter sheath 201b to the affected area.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a functional configuration of the diagnostic imaging apparatus 100 having an OCT function (here, a wavelength sweep type OCT as an example).
  • OCT function here, a wavelength sweep type OCT as an example.
  • the functional configuration of the wavelength sweep type OCT will be described with reference to FIG.
  • reference numeral 408 denotes a wavelength swept light source (Swept Laser), which is a type of Extended-cavity Laser composed of an SOA 415 (semiconductor optical amplifier), a ring-shaped optical fiber 416, and a polygon scanning filter (408b).
  • SOA 415 semiconductor optical amplifier
  • ring-shaped optical fiber 416 a ring-shaped optical fiber 416
  • polygon scanning filter (408b) a wavelength swept light source
  • the light output from the SOA 415 travels through the optical fiber 416 and enters the polygon scanning filter 408b.
  • the light whose wavelength is selected here is amplified by the SOA 415 and finally output from the coupler 414.
  • the wavelength is selected by a combination of the diffraction grating 412 for separating light and the polygon mirror 409.
  • the light split by the diffraction grating 412 is condensed on the surface of the polygon mirror 409 by two lenses (410, 411).
  • the wavelength time sweep can be performed by rotating the polygon mirror 409.
  • the polygon mirror 409 for example, a 32-hedron mirror is used, and the rotation speed is about 50000 rpm.
  • the wavelength sweeping method combining the polygon mirror 409 and the diffraction grating 412 enables high-speed, high-output wavelength sweeping.
  • the light of the wavelength swept light source 408 output from the Coupler 414 is incident on one end of the first single mode fiber 440 and transmitted to the distal end side.
  • the first single mode fiber 440 is optically coupled to the second single mode fiber 445 and the third single mode fiber 444 at an intermediate optical coupler 441.
  • 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 441 of the first single mode fiber 440.
  • a ring portion) 403 is provided in the rotary drive device 404.
  • the fifth single mode fiber 443 of the probe unit 101 is detachably connected to the distal end side of the fourth single mode fiber 442 in the optical rotary joint (optical coupling unit) 403 via the adapter 402. Yes.
  • the light from the wavelength swept light source 408 is transmitted to the fifth single mode fiber 443 that is inserted into the imaging core 220 and can be driven to rotate.
  • the transmitted light is irradiated from the optical transmission / reception unit 221 of the imaging core 220 to the living tissue in the blood vessel while rotating and moving in the axial direction. Then, a part of the reflected light scattered on the surface or inside of the living tissue is taken in by the optical transmission / reception unit 320 of the imaging core 220, and returns to the first single mode fiber 440 side through the reverse optical path. Further, a part of the optical coupler unit 441 moves to the second single mode fiber 445 side, and is emitted from one end of the second single mode fiber 445, and then received by a photodetector (eg, a photodiode 424).
  • a photodetector eg, a photodiode 424
  • rotation drive unit side of the optical rotary joint 403 is rotationally driven by a radial scanning motor 405 of the rotation drive unit 404.
  • an optical path length variable mechanism 432 for finely adjusting the optical path length of the reference light is provided at the tip of the third single mode fiber 444 opposite to the optical coupler section 441.
  • the optical path length variable mechanism 432 changes the optical path length to change the optical path length corresponding to the variation in length so that the variation in length of each probe unit 101 when the probe unit 101 is replaced and used can be absorbed. Means.
  • the third single mode fiber 444 and the collimating lens 418 are provided on a uniaxial stage 422 that is movable in the direction of the optical axis as indicated by an arrow 423, and form optical path length changing means.
  • the uniaxial stage 422 when the probe unit 101 is replaced, functions as an optical path length changing unit having a variable range of the optical path length that can absorb variations in the optical path length of the probe unit 101. Further, the uniaxial stage 422 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the 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 so as to interfere with the reflected light from the surface position of the living tissue. Is possible.
  • the optical path length is finely adjusted by the uniaxial stage 422, and the light reflected by the mirror 421 via the grating 419 and the lens 420 is first coupled by the optical coupler unit 441 provided in the middle of the third single mode fiber 444. It is mixed with the light obtained from the single mode fiber 440 side and received by the photodiode 424.
  • the interference light received by the photodiode 424 in this way is photoelectrically converted, amplified by the amplifier 425, and then input to the demodulator 426.
  • the demodulator 426 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and its output is input to the A / D converter 427 as an interference light signal.
  • the A / D converter 427 samples the interference light signal for 2048 points at 90 MHz, for example, and generates one line of digital data (interference light data).
  • the sampling frequency of 90 MHz is based on the premise that about 90% of the wavelength sweep period (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 427 is input to the signal processing unit 428.
  • the interference light data is frequency-resolved by FFT (Fast Fourier Transform) to generate data in the depth direction (line data), and the cross-sectional image at each position in the blood vessel is subjected to coordinate conversion. Is output to the LCD monitor 113.
  • FFT Fast Fourier Transform
  • the signal processing unit 428 is further connected to the optical path length adjusting means control device 430.
  • the signal processing unit 428 controls the position of the uniaxial stage 422 via the optical path length adjusting unit controller 430.
  • the diagnostic imaging apparatus 100 in the embodiment has an interface (I / F) 431 for connecting the electrocardiogram apparatus 500 as shown in the figure.
  • the diagnostic imaging apparatus 100 can acquire a signal of the subject's electrocardiogram in real time from the electrocardiogram apparatus 500 via the interface 431.
  • the electrocardiogram apparatus 500 in the embodiment samples an electrocardiogram signal at a predetermined sampling frequency, and transmits the digital data to the diagnostic imaging apparatus 100.
  • the signal processing unit 428 controls the scanner and the pull back unit 102 to rotate the imaging core 220, and The image core 220 is pulled at a predetermined speed to move the blood vessel in the longitudinal direction.
  • a transparent flash solution is allowed to flow into the blood vessel.
  • the A / D converter 427 outputs digital interference light data
  • the signal processing unit 428 stores the data in the memory 428a. Then, the signal processing unit 428 builds a cross-sectional image at each position along the moving direction of the imaging core 220 from the data stored in the memory 428a.
  • FIG. 4 is a view for explaining the reconstruction processing of the cross-sectional image of the blood vessel 451 in which the imaging core 220 is located. While the imaging core 220 rotates once (360 degrees), the measurement light is transmitted and received a plurality of times. With one transmission / reception of light, data of one line in the direction of irradiation with the light can be obtained. Therefore, 512 line data extending radially from the rotation center 452 can be obtained by transmitting and receiving light, for example, 512 times during one rotation. By performing a known calculation on the data of this line, it is possible to generate a blood vessel cross-sectional image in the radial direction (r direction) from the rotation center position.
  • One line in this blood vessel cross-sectional image is composed of 1024 luminance values I0 to I1023. I0 is at the rotation center position, and I1023 is a luminance value at a position farthest from the rotation center position.
  • these 512 line data are constructed, but are close to each other in the vicinity of the rotation center position and become sparse with each other as they move away from the rotation center position. Therefore, the pixels in the space in which each line is free are generated by performing a known interpolation process, and a cross-sectional image that can be seen by a human is generated. It should be noted that the center position of the cross-sectional image coincides with the rotation center position of the imaging core 220 and is not the center position of the blood vessel cross section.
  • the reference numeral 454 shown in the figure is a shadow of the guide wire 250.
  • the guide wire 250 is made of metal and does not transmit light, an image of the back side portion of the guide wire 250 cannot be obtained when viewed from the rotation center position. It should be recognized that the illustration is only a conceptual diagram.
  • the signal processing unit 428 controls the scanner and the pullback unit 102 to rotate the imaging core 220 and to move the imaging core 220 at a predetermined speed. Pulling is performed to move the blood vessel in the longitudinal direction (pullback processing). As a result, the signal processing unit 428 receives line data at each rotation angle and stores it in the memory 428a. When the pullback processing is completed, the line data stored in the memory 428a is processed, a plurality of cross-sectional images are reconstructed and stored in the memory 428a again. Furthermore, they are connected and a three-dimensional model of the blood vessel lumen is reconstructed in the memory 428a.
  • FIG. 6 shows the storage state of the line data stored in the memory 428a by the pullback process.
  • Line numbers are shown at the left end of the line data, and the line data are stored in this order.
  • the first vascular tomographic image Fo (1) is constructed from the line data of the first lines 1 to 512
  • the second vascular tomographic image Fo (2) is reconstructed from the line data from the line 513 to the line 1024.
  • Fo (1), Fo (2), Fo (3) Indicate blood vessel cross-sectional images reconstructed as described above.
  • a three-dimensional model 460 can be constructed by connecting these blood vessel cross-sectional images Fo (1), Fo (2), Fo (3).
  • the diagnosis target in the embodiment is the coronary artery (or coronary vein). Since the coronary artery is positioned so as to surround the heart, the coronary artery itself moves (vibrates) under the influence of the heartbeat of the heart.
  • the human heart rate is about 60 to 70 beats per minute at rest. For simplification, assuming that the heartbeat is one heartbeat per second, if the time required for pullback is 5 seconds as described above, there are about five heartbeats in the meantime.
  • the arrangement of the blood vessel cross-sectional images Fo (1), Fo (2), Fo (3), etc. in FIG. 5 can be viewed in order of position along the axial direction of the blood vessel and at the same time.
  • the coronary artery moves due to the influence of the heartbeat, and therefore, there may be about five unnatural places in the direction of the blood vessel axis of the generated three-dimensional model.
  • the part disturbed by the influence of the heartbeat and the part that is not so are displayed so as to be easily distinguishable.
  • the user is prevented from being erroneously diagnosed as a blood vessel abnormality site.
  • the three-dimensional model 460 and the movement of the heart are displayed with the same dimensions and scale. For this purpose, firstly, a signal indicating the movement of the heart is acquired, and secondly, the movement of the heart and the blood vessel cross-sectional view are synchronized.
  • the first problem is that the ECG signal detected by the ECG device 500 is received in real time.
  • the electrocardiogram has a waveform as shown in FIG. 7A and is a signal representing a weak active current that flows when the heart is beating, and is suitable for determining the presence or absence of a heartbeat of the heart.
  • the electrocardiogram apparatus 500 in this embodiment converts the detected electrocardiogram signal into digital data and outputs it.
  • the sampling frequency at that time was 200 Hz. That is, 200 pieces of data indicating the signal strength of the electrocardiogram are received per second.
  • Synchronization the second issue, is the number of lines of optical interference received at the same timing each time sampling data indicating the signal strength of one electrocardiogram is received and stored in the memory 428a. This is realized by associating the indicated information with each other and storing it in the memory 428a. This is shown in FIG. 7B.
  • C1, C2,... On the left side indicate the electrocardiogram sampling data received from the electrocardiogram apparatus 500, and the numbers on the right side indicate the line numbers of the optical interference to be synchronized (see FIG. 6). For example, when the first electrocardiogram data C1 is received, the third line data is received at the same timing. When the second electrocardiogram signal C2 is received, the 413th line data is received.
  • the blood vessel cross-sectional image Fo (1) is synchronized with the electrocardiogram data C1. Since the line number corresponding to the electrocardiogram data C2 is 413, the blood vessel cross-sectional image Fo (1) is synchronized with the electrocardiogram data C2, and the line number corresponding to the electrocardiogram data C3 is 823.
  • the blood vessel cross-sectional image Fo (2) is synchronized.
  • FIG. 7B shows an example in which individual ECG data is stored with line data numbers associated with each other.
  • the accuracy is such that one blood vessel cross-sectional image can be associated with ECG data.
  • the rotational speed is 9600 rpm
  • the signal band of the electrocardiogram waveform is 80 Hz, which is slightly lower than the normally required band, but it is sufficiently accurate as information to know the contraction of the heart. Since the blood vessel sectional view can be uniquely obtained from the line number, the number of the blood vessel sectional image may be stored instead of the line number in FIG. 7B.
  • each line data shown in FIG. 6 may be provided with a field for storing the electrocardiogram data when the electrocardiogram data is received.
  • FIG. 9 shows an example of the user interface 1000 displayed on the LCD monitor 113 after the pullback process.
  • the user interface 1000 includes a display area 1001 in which various instruction buttons for the user to instruct are arranged, a display area 1002 that displays a blood vessel cross-sectional image of a plane orthogonal to the blood vessel axis, and a three-dimensional model of the blood vessel as the blood vessel axis. It has a display area 1003 for displaying a cross-sectional image when cut along a plane along the surface, and a display area 1004 for displaying an electrocardiogram waveform.
  • a marker 1005 whose position is variable with the mouse 113 is displayed.
  • a blood vessel cross-sectional image at the position indicated by the marker 1005 is displayed in the display area 1002.
  • the electrocardiogram waveform is usually recorded and displayed so that the time axis and the amplitude are in a fixed ratio.
  • the doctor diagnoses the electrocardiogram waveform by looking at the waveform with the determined ratio. Therefore, in the display area 1004 in the present application, the width for describing the section of 0.4 seconds on the time axis is depicted by the ratio of the height indicating the amplitude of 1 mV.
  • the scale of the drawn time axis is adjusted to the time corresponding to the length on the horizontal axis of the blood vessel image displayed in the display area 1003.
  • the horizontal size of the display area 1004 is also scaled so as to correspond to 4 seconds. After drawing, draw.
  • the scale of the electrocardiogram amplitude is also determined in accordance with the scale for 4 seconds, and in this case, the size of one-tenth of the horizontal axis is drawn so that the amplitude of the electrocardiogram is 1 mV.
  • a scroll bar 1006 for scrolling in the horizontal direction is provided at the bottom of the display area 1004.
  • the horizontal axis of the blood vessel image displayed in the display area 1003 and the horizontal axis of the electrocardiogram displayed in the display area 1004 can be viewed as the same time axis. Therefore, when the scroll bar 1006 is operated, the display contents of the display areas 1003 and 1004 are scrolled simultaneously.
  • the display areas 1003 and 1004 are in contact with each other so that the user can easily compare them.
  • step S801 the signal processing unit 428 performs processing of rotating the imaging core 220 at a predetermined speed and setting and pulling at a speed, and stores optical interference line data in the memory 428a.
  • ECG data transferred from the ECG device 500 is also stored in the memory 428a.
  • each line data is stored as shown in FIG. 6, and the electrocardiogram data is stored in a format as shown in FIG. 7B.
  • step S802 a process of constructing a cross-sectional image of the rotation surface of the imaging core 220 from the received line data is performed, and these are connected to form a vascular lumen surface.
  • a three-dimensional model is generated.
  • step S803 the electrocardiogram data shown in FIG. 7B is referred to, and it is determined which blood vessel cross-sectional image corresponds to each electrocardiogram data, and the blood vessel axis in the three-dimensional model generated in step S802 is followed. An image showing an electrocardiogram waveform for the same time range as the scale is generated.
  • one blood vessel cross-sectional image aligned with the blood vessel axis of the three-dimensional model 460 is represented by a line having a thickness of 1 pixel.
  • the electrocardiogram data is stored in the state of FIG. 7B, the numerical value (signal intensity of the electrocardiogram) represented by the electrocardiogram data C1 is V (C1), and the line number corresponding to the electrocardiogram C1 is C1.
  • V (C1) the vertical coordinate of the point represented by the electrocardiogram C1
  • the horizontal coordinate of the point is “(C1.Lno ⁇ 512) + 1” from the above-described formula.
  • the coordinates of points corresponding to the electrocardiograms C2 and thereafter can be similarly determined.
  • an electrocardiogram waveform image for the same time range as the blood vessel image along the blood vessel axis can be generated.
  • the storage method in which one blood vessel cross-sectional image corresponds to the electrocardiogram data is easier to process.
  • step S804 the signal processing unit 428 aligns the cross-sectional image along the blood vessel axis of the three-dimensional model generated as described above in the display region 1003 and the electrocardiogram waveform image in the display region 1004. Display (see FIG. 9).
  • an electrocardiogram waveform corresponding to the same time range is shown in parallel with and synchronized with a cross-sectional image (image displayed in the display area 1003 in FIG. 9) along the blood vessel axis.
  • the 3D model is generated by connecting the blood vessel cross-sectional images, and the cross-sectional image along the blood vessel axis is reconstructed.
  • the present invention is not limited to this.
  • a line image of a vertical line passing through the center pixel (which is also the rotation center position of the imaging core 220) in each cross-sectional image orthogonal to the blood vessel axis (not limited to the vertical line, it may be a line image in the same direction). If they are simply joined together, an image along the blood vessel axis can be reconstructed.
  • the processing can be simplified as compared with the case where the 3D model is reconfigured, and the drawing processing can be speeded up.
  • the optical interference diagnostic apparatus is used for the vascular tomographic image.
  • the present invention can be applied to an ultrasonic diagnostic apparatus or an apparatus having both. Therefore, the present invention is not limited to the optical diagnostic apparatus as described above.
  • the reconstruction of the sectional image and the reconstruction processing of the sectional image in the axial direction of the blood vessel are performed by the signal processing unit 428 constituted by a microprocessor. Since the microprocessor realizes its function by executing a program, the program naturally falls within the scope of the present invention. Further, the program is usually stored in a computer-readable storage medium such as a CD-ROM or DVD-ROM, and is set in a reading device (CD-ROM drive or the like) included in the computer and copied or installed in the system. It is obvious that such a computer-readable storage medium is also within the scope of the present invention.

Abstract

　本発明は、イメージングコアの回転位置と移動によってデータを得るとき、同期して心電図データを入力する。そして、イメージングコアの回転と移動で得られた血管軸に直交する面の血管断面画像を複数個得る。そして、その血管断面画像の並びから、血管軸にそった血管画像を生成し、それを表示する際に、心電図データが表わす心電図波形の画像を、同期させ並列に表示する。

Description

画像診断装置及びその制御方法、プログラム及びコンピュータ可読記憶媒体
　本発明は画像診断装置及びその制御方法、プログラム及びコンピュータ可読記憶媒体に関するものである。
　従来より、動脈硬化の診断や、バルーンカテーテルまたはステント等の高機能カテーテルによる血管内治療時の術前診断、あるいは、術後の結果確認のために、画像診断装置が広く使用されている。
　画像診断装置には、血管内超音波診断装置（ＩＶＵＳ：ＩｎｔｒａＶａｓｃｕｌａｒ　Ｕｌｔｒａ　Ｓｏｕｎｄ）や光干渉断層診断装置（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）等が含まれ、それぞれに異なる特性を有している。
　また、最近では、ＩＶＵＳの機能と、ＯＣＴの機能とを組み合わせた画像診断装置（超音波を送受信可能な超音波送受信部と、光を送受信可能な光送受信部とを備える画像診断装置）も提案されている（例えば、特許文献１、２参照）。
　上記の画像診断装置は血管の軸に直交する断層像を得る。従って、それらをつなぎ合わせることで３次元画像を生成することもできる。一旦３次元画像が生成されると、自由な視点で自由な切り口で断層像を得ることも可能となる。
　ところで、心臓に位置的に近い血管、とりわけ、心臓を取り囲むように位置する冠動脈は、心臓の鼓動運動（以下、単に心拍という）の影響を受けてその位置が変化する。係る血管を上記のような画像診断装置によって血管軸に沿った連続した断層画像を得たとしても、心拍の影響を受けた部位とそうでない部位とは滑らかに連続せず、心拍の影響を受けた部位は不自然な像となって現れる。経験豊富な医師の場合には、その不自然な部位が心拍の影響を受けたものであると理解できるかも知れないが、それ以外の者にとっては判断が難しい。
　心拍運動を検出し、画像を補正する技術として特許文献３が知られている。この技術では、カテーテル内に位置センサを設け、その位置センサで検出した位置と共にスキャン（ＩＶＵＳやＯＣＴ）した画像を記録するものである。たしかに、位置センサを内蔵するカテーテルを用いる場合には、カテーテルの移動軌跡を知ることができるが、その軌跡が血管がその形状をしていることに起因するか、或いは心拍でそのような移動軌跡を生じているのかを判定することは困難である。
特開平１１－５６７５２号公報 特開２００６－２０４４３０号公報 特開２００５－２５３９６４号公報
　本発明は係る問題に鑑みなされたものである。そして、この明細書では、血管軸に沿った血管像を表示する際に、その血管像の軸方向に同期した心電図の波形を、並列に表示することで、心拍の影響がある部位を客観的に把握可能にする技術を提供しようとするものである。
　上記の改題を解決するため、本明細書では、以下に示す画像診断装置を提供する。すなわち、
　被検者の血管の内腔面に向けて光もしくは超音波を出射し、その反射を検出するイメージングコアを収容するプローブを用い、前記イメージングコアを回転させると共に所定速度で前記プローブに沿って移動させることで、血管内の情報を取得し、血管画像を再構成する画像診断装置であって、
　被検者の心電図データを表わすデータを取得する心電図データ取得手段と、
　前記イメージングコアの前記回転と前記移動を行なうことで得た血管内の情報を、前記心電図データ取得手段で取得した心電図データと同期させて記憶する記憶手段と、
　前記記憶手段に記憶された前記イメージングコアの前記回転と前記移動による情報から血管軸に直交する面の血管断面像を生成し、当該血管断面画像の並びから前記血管軸に沿った血管画像を生成する第１の生成手段と、
　前記記憶手段に記憶された前記心電図データに基づき、前記血管軸に沿って同期し、且つ、前記血管画像と同じ時間範囲分の心電図波形を示す画像を生成する第２の生成手段と、
　前記第１、第２の生成手段で生成した２つの画像を、並列に配置して表示する表示手段とを有する。
　本明細書によれば、血管軸に沿った血管像を表示する際に、その血管像の軸方向に同期した心電図の波形を、並列に表示することで、心拍の影響がある部位を客観的に把握可能になる。
　本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。
　添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
本実施形態に係る画像診断装置の外観構成を示す図である。 プローブ部の全体構成及び先端部の断面構成を示す図である。 画像診断装置の機能構成を示す図である。 断面画像の再構成処理を説明するための図である。 再構成された血管の３次元モデルデータの例を示す図である。 実施形態における断層像の元になるラインデータの格納状態を示す図である。 実施形態における心電図波形の例を示す図である。 実施形態における心電図データの格納形式を示す図である。 実施形態における処理手順を示すフローチャートである。 実施形態における画像診断装置の表示画面に表示されるユーザインタフェースの例を示す図である。
　以下添付図面に従って本発明に係る実施形態を詳細に説明する。なお、本明細書では、光断層像を得る装置に適用する例を説明するが、超音波を用いる装置、もしくは光と超音波の両方を用いる装置に適用できるので、係る点で本発明が限定されるものでない。
　１．画像診断装置の外観構成
　図１は本発明の一実施形態に係る画像診断装置１００の外観構成を示す図である。
　図１に示すように、画像診断装置１００は、プローブ部１０１と、スキャナ及びプルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、スキャナ及びプルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線１０４により各種信号が伝送可能に接続されている。
　プローブ部１０１は、直接血管内に挿入され、伝送された光（測定光）を連続的に血管内に送信するとともに、血管内からの反射光を連続的に受信する光送受信部と、を備えるイメージングコアが内挿されている。画像診断装置１００では、該イメージングコアを用いることで血管内部の状態を測定する。
　スキャナ及びプルバック部１０２は、プローブ部１０１が着脱可能に取り付けられ、内蔵されたモータを駆動させることでプローブ部１０１に内挿されたイメージングコアの血管内の軸方向の動作及び回転方向の動作を規定している。
　操作制御装置１０３は、測定を行うにあたり、各種設定値を入力するための機能や、測定により得られたデータを処理し、各種血管像を表示するための機能を備える。
　操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部である。この本体制御部１１１は、測定により得られた反射光と光源からの光を分離することで得られた参照光とを干渉させることで干渉光データを生成するとともに、該干渉光データに基づいて生成されたラインデータを処理することで、血管断面画像を生成する。
　１１１－１はプリンタ及びＤＶＤレコーダであり、本体制御部１１１における処理結果を印刷したり、データとして記憶したりする。１１２は操作パネルであり、ユーザは該操作パネル１１２を介して、各種設定値及び指示の入力を行う。１１３は表示装置としてのＬＣＤモニタであり、本体制御部１１１において生成された断面画像を表示する。１１４は、ポインティングデバイス（座標入力装置）としてのマウスである。
　２．プローブ部の全体構成及び先端部の断面構成
　次に、プローブ部１０１の全体構成及び先端部の断面構成について図２を用いて説明する。図２に示すように、プローブ部１０１は、血管内に挿入される長尺のカテーテルシース２０１と、ユーザが操作するために血管内に挿入されることなく、ユーザの手元側に配置されるコネクタ部２０２とにより構成される。カテーテルシース２０１の先端には、診断対象の血管位置まで、プローブ部１０１を案内するためのガイドワイヤ２５０を固定するガイドワイヤルーメン用チューブ２０３が設けられている。カテーテルシース２０１は、ガイドワイヤルーメン用チューブ２０３との接続部分からコネクタ部２０２との接続部分にかけて連続する管腔を形成している。
　カテーテルシース２０１の管腔内部には、光を送受信する光送受信部とが配置された送受信部２２１と、光ファイバケーブルを内部に備え、それを回転させるための回転駆動力を伝達するコイル状の駆動シャフト２２２とを備えるイメージングコア２２０が、カテーテルシース２０１のほぼ全長にわたって挿通されている。
　コネクタ部２０２は、カテーテルシース２０１の基端に一体化して構成されたシースコネクタ２０２ａと、駆動シャフト２２２の基端に駆動シャフト２２２を回動可能に固定して構成された駆動シャフトコネクタ２０２ｂとを備える。
　シースコネクタ２０２ａとカテーテルシース２０１との境界部には、耐キンクプロテクタ２１１が設けられている。これにより所定の剛性が保たれ、急激な物性の変化による折れ曲がり（キンク）を防止することができる。
　駆動シャフトコネクタ２０２ｂの基端は、スキャナ及びプルバック部１０２に着脱可能に取り付けられる。
　ハウジング２２３は、短い円筒状の金属パイプの一部に切り欠き部を有した形状をしており、金属塊からの削りだしやＭＩＭ（金属粉末射出成形）等により成形される。また、先端側には短いコイル状の弾性部材２３１が設けられている。
　弾性部材２３１はステンレス鋼線材をコイル状に形成したものであり、弾性部材２３１が先端側に配されることで、イメージングコア２２０を前後移動させる際にカテーテルシース２０１内での引っかかりを防止する。
　２３２は補強コイルであり、カテーテルシース２０１の先端部分の急激な折れ曲がりを防止する目的で設けられている。
　ガイドワイヤルーメン用チューブ２０３は、ガイドワイヤ２５０が挿入可能なガイドワイヤ用ルーメンを有する。ガイドワイヤ２５０は、カテーテルシース２０１ｂの先端を患部まで導くのに使用される。
　３．画像診断装置の機能構成
　次に、画像診断装置１００の機能構成について説明する。図３は、ＯＣＴ（ここでは、一例として波長掃引型ＯＣＴ）機能を有する画像診断装置１００の機能構成を示す図である。以下、同図を用いて波長掃引型ＯＣＴの機能構成について説明する。
　図中、４０８は波長掃引光源(Ｓｗｅｐｔ　Ｌａｓｅｒ)であり、ＳＯＡ４１５（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ　ｏｐｔｉｃａｌ　ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）とリング状に結合された光ファイバ４１６とポリゴンスキャニングフィルタ（４０８ｂ）よりなる、Ｅｘｔｅｎｄｅｄ－ｃａｖｉｔｙ　Ｌａｓｅｒの一種である。
　ＳＯＡ４１５から出力された光は、光ファイバ４１６を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ４０８ｂに入り、ここで波長選択された光は、ＳＯＡ４１５で増幅され、最終的にｃｏｕｐｌｅｒ４１４から出力される。
　ポリゴンスキャニングフィルタ４０８ｂでは、光を分光する回折格子４１２とポリゴンミラー４０９との組み合わせで波長を選択する。具体的には、回折格子４１２により分光された光を２枚のレンズ（４１０、４１１）によりポリゴンミラー４０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー４０９と直交する波長の光のみが同一の光路を戻り、ポリゴンスキャニングフィルタ４０８ｂから出力されることとなる。つまり、ポリゴンミラー４０９を回転させることで、波長の時間掃引を行うことができる。
　ポリゴンミラー４０９は、例えば、３２面体のミラーが使用され、回転数が５００００ｒｐｍ程度である。ポリゴンミラー４０９と回折格子４１２とを組み合わせた波長掃引方式により、高速、高出力の波長掃引が可能である。
　Ｃｏｕｐｌｅｒ４１４から出力された波長掃引光源４０８の光は、第１のシングルモードファイバ４４０の一端に入射され、先端側に伝送される。第１のシングルモードファイバ４４０は、途中の光カップラ部４４１において第２のシングルモードファイバ４４５及び第３のシングルモードファイバ４４４と光学的に結合されている。
　第１のシングルモードファイバ４４０の光カップラ部４４１より先端側には、非回転部（固定部）と回転部（回転駆動部）との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント（光カップリング部）４０３が回転駆動装置４０４内に設けられている。
　更に、光ロータリジョイント（光カップリング部）４０３内の第４のシングルモードファイバ４４２の先端側には、プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ４４３がアダプタ４０２を介して着脱自在に接続されている。これによりイメージングコア２２０内に挿通され回転駆動可能な第５のシングルモードファイバ４４３に、波長掃引光源４０８からの光が伝送される。
　伝送された光は、イメージングコア２２０の光送受信部２２１から血管内の生体組織に対して回転動作及び軸方向動作しながら照射される。そして、生体組織の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部がイメージングコア２２０の光送受信部３２０により取り込まれ、逆の光路を経て第１のシングルモードファイバ４４０側に戻る。さらに、光カップラ部４４１によりその一部が第２のシングルモードファイバ４４５側に移り、第２のシングルモードファイバ４４５の一端から出射された後、光検出器（例えばフォトダイオード４２４）にて受光される。
　なお、光ロータリジョイント４０３の回転駆動部側は回転駆動装置４０４のラジアル走査モータ４０５により回転駆動される。
　一方、第３のシングルモードファイバ４４４の光カップラ部４４１と反対側の先端には、参照光の光路長を微調整する光路長の可変機構４３２が設けられている。
　この光路長の可変機構４３２はプローブ部１０１を交換して使用した場合の個々のプローブ部１０１の長さのばらつきを吸収できるよう、その長さのばらつきに相当する光路長を変化させる光路長変化手段を備えている。
　第３のシングルモードファイバ４４４およびコリメートレンズ４１８は、その光軸方向に矢印４２３で示すように移動自在な１軸ステージ４２２上に設けられており、光路長変化手段を形成している。
　具体的には、１軸ステージ４２２はプローブ部１０１を交換した場合に、プローブ部１０１の光路長のばらつきを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する光路長変化手段として機能する。さらに、１軸ステージ４２２はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、プローブ部１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージにより光路長を微小変化させることにより、生体組織の表面位置からの反射光と干渉させる状態に設定することが可能である。
　１軸ステージ４２２で光路長が微調整され、グレーティング４１９、レンズ４２０を介してミラー４２１にて反射された光は第３のシングルモードファイバ４４４の途中に設けられた光カップラ部４４１で第１のシングルモードファイバ４４０側から得られた光と混合されて、フォトダイオード４２４にて受光される。
　このようにしてフォトダイオード４２４にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ４２５により増幅された後、復調器４２６に入力される。この復調器４２６では干渉した光の信号部分のみを抽出する復調処理を行い、その出力は干渉光信号としてＡ／Ｄ変換器４２７に入力される。
　Ａ／Ｄ変換器４２７では、干渉光信号を例えば９０ＭＨｚで２０４８ポイント分サンプリングして、１ラインのデジタルデータ（干渉光データ）を生成する。なお、サンプリング周波数を９０ＭＨｚとしたのは、波長掃引の繰り返し周波数を４０ｋＨｚにした場合に、波長掃引の周期（１２．５μｓｅｃ）の９０％程度を２０４８点のデジタルデータとして抽出することを前提としたものであり、特にこれに限定されるものではない。
　Ａ／Ｄ変換器４２７にて生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部４２８に入力される。信号処理部４２８では干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）により周波数分解して深さ方向のデータ（ラインデータ）を生成し、これを座標変換することにより、血管内の各位置での断面画像を構築し、ＬＣＤモニタ１１３に出力する。
　信号処理部４２８は、更に光路長調整手段制御装置４３０と接続されている。信号処理部４２８は光路長調整手段制御装置４３０を介して１軸ステージ４２２の位置の制御を行う。
　なお、信号処理部４２８におけるこれらの処理は、所定のプログラムが組込システムに搭載され実行されることで実現されるものとする。
　更に、実施形態における画像診断装置１００は、図示の如く、心電図装置５００を接続するインタフェース（Ｉ／Ｆ）４３１を有する。画像診断装置１００は、このインタフェース４３１を介して、心電図装置５００から被検者の心電図の信号をリアルタイムに取得することが可能になる。実施形態における心電図装置５００は、心電図の信号を所定のサンプリング周波数でサンプリングし、そのデジタルデータを、画像診断装置１００に送信するものとする。
　４．画像再構成処理
　上記構成において、ユーザが操作制御装置１０３を操作して、スキャン開始の指示を入力すると、信号処理部４２８は、スキャナ及びプルバック部１０２を制御し、イメージングコア２２０の回転、並びに、イメージコア２２０を所定速度で引っ張って、血管の長手方向への移動を行なわせる。このとき、イメージングコア２２０による光の出射と受光が血液に邪魔されるのを防ぐため、一般に、透明なフラッシュ液を血管内に流すことになる。上記の結果、先に説明したように、Ａ／Ｄ変換器４２７はデジタルの干渉光データを出力してくるので、信号処理部４２８はそのデータをメモリ４２８ａに格納していく。そして、信号処理部４２８は、メモリ４２８ａに格納されたデータから、イメージングコア２２０の移動方向に沿った各位置の断面画像を構築していく。
　ここで、１枚の断面画像の生成に係る処理を図４を用いて説明する。図４はイメージングコア２２０が位置する血管４５１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。イメージングコア２２０の１回転（３６０度回転）する間に、複数回の測定光の送信、受信を行う。１回の光の送受信により、その光を照射した方向の１ラインのデータを得ることができる。従って、１回転の間に、例えば５１２回の光の送受信を行うことで、回転中心４５２から放射線状に延びる５１２個のラインデータを得ることができる。このラインのデータを、公知の演算を行なうことで、回転中心位置から半径方向（ｒ方向）に向かう血管断面画像を生成することができる。この血管断面画像における１ラインは、１０２４個の輝度値Ｉ０乃至Ｉ１０２３で構成される。Ｉ０が回転中心位置にあり、Ｉ１０２３が回転中心位置から最も遠い位置の輝度値である。
　さて、上記のようにして、この５１２個のラインデータが構築されていくが、回転中心位置の近傍では互いに密で、回転中心位置から離れるにつれて互いに疎になっていく。従って、この各ラインの空いた空間における画素については、周知の補間処理を行なって生成していき、人間が視覚できる断面画像を生成することになる。なお、断面画像の中心位置は、イメージングコア２２０の回転中心位置と一致し、血管断面の中心位置ではない点に注意されたい。
　光の送受信の際には、カテーテルシース２０１自身からの反射もあるので、図示の如く、断面画像にはカテーテルシース２０１の影４５３が形成される。また、図示の符号４５４は、ガイドワイヤ２５０の影である。実際には、ガイドワイヤ２５０は金属製であり、光を透過しないので、回転中心位置から見てガイドワイヤ２５０の裏側部分の画像を得ることができない。図示はあくまで概念図であると認識されたい。
　さて、ユーザが操作制御装置１０３を操作して、スキャン開始の指示を入力すると、信号処理部４２８は、スキャナ及びプルバック部１０２を制御し、イメージングコア２２０の回転並びに、イメージングコア２２０を所定速度で引っ張って、血管の長手方向への移動を行なわせる（プルバック処理）。この結果、信号処理部４２８は、各回転角におけるラインデータを受信し、メモリ４２８ａに格納されていく。そして、プルバック処理を終えると、メモリ４２８ａに格納されたラインデータを処理し、複数の断面画像を再構成してメモリ４２８ａに再格納する。更には、それらをつなぎ合わせ、血管内腔の３次元モデルをメモリ４２８ａ内に再構成することになる。
　図６は、プルバック処理によってメモリ４２８ａに格納されたラインデータの格納状態を表している。ラインデータの左端にはライン番号示され、この順番にラインデータが格納される。実施形態では、５１２個のラインデータで１つの血管断面画像を再構成する例を説明している。従って、先頭のライン１乃至５１２のラインデータで最初の血管断層像Ｆｏ（１）を構築し、ライン５１３からライン１０２４のラインデータで２番目の血管断層像Ｆｏ（２）が再構成することになる。
　イメージングコア２２０の回転速度が９６００ｒｐｍ、プルバックしている時間が５秒とすると、その間にイメージングコア２２０は８００回転（＝９６００／６０×５）していることになる。１回転で５１２個のラインデータが得られるわけであるから、メモリ４２８ａには約４０万のラインデータが格納されることになる。
　図５のＦｏ（１）、Ｆｏ（２）、Ｆｏ（３）…は、上記のようにして再構成された血管断面画像を示している。そして、これら血管断面像Ｆｏ（１）、Ｆｏ（２）、Ｆｏ（３）…を、互いに接続することで３次元モデル４６０を構築することができる。
　５．心電図の取得処理
　実施形態における診断対象は冠動脈（もしくは冠静脈）としている。冠動脈は心臓を取り囲むように位置しているので、心臓の心拍の影響で冠動脈自身も移動（振動）する。人間の心拍数は、安静時には、１分あたり約６０～７０拍程度である。単純化して、１秒あたり１回の心拍とみなした場合、プルバックに要した時間を上記の如く仮に５秒とすると、その間に約５回の心拍があったことになる。
　図５の血管断面画像Ｆｏ（１）、Ｆｏ（２）、Ｆｏ（３）…の並びは血管の軸方向にそった位置順であると同時に時間順と見ることもできる。冠動脈は、上記の如く、心拍の影響で移動するわけであるから、生成される３次元モデルの血管軸方向には５箇所ほど、不自然な箇所が発生する可能性がある。
　本実施形態では、３次元モデル４６０を可視化して表示する際、心拍の影響で乱れた部位とそうでない部位とを容易に識別可能に表示する。この結果、ユーザ（医師）が誤って血管異常部位として診断することを防ぐようにする。
　係る課題を解決するためには、３次元モデル４６０と、心臓の動きを同じ次元とスケールを持たせて表示することである。そのためには、第１には、心臓の動きを示す信号を取得すること、第２には心臓の動きと血管断面図とを同期させることである。
　第１の課題は、既に説明したように、心電図装置５００で検出した心電図信号をリアルタイムに受信する構成とした。心電図は、図７Ａに示すような波形であり、心臓が鼓動運動する際に流れる微弱な活動電流を表わす信号であるので、心臓の心拍の有無を判定するに好適である。なお、本実施形態における心電図装置５００は、検出した心電図信号をデジタルデータに変換出力する。その際のサンプリング周波数は２００Ｈｚとした。すなわち、心電図の信号強度を示すデータは１秒当たり２００個受信するものする。
　第２の課題である同期化は、１個の心電図の信号強度を示すサンプリングデータを受信し、メモリ４２８ａに格納する度に、同じタイミングで光干渉の何番目のラインのラインデータを受信したか示す情報を関連付けてメモリ４２８ａに格納することで実現する。この様子を図７Ｂに示す。同図の左側のＣ１、Ｃ２、…は、心電図装置５００から受信した心電図のサンプリングデータを示し、その右側の数字は、同期する光干渉のライン番号を示す（図６参照）。例えば、最初の心電図データＣ１を受信したとき、同じタイミングで３番目のラインデータを受信したことを示している。そして、２番目の心電図信号Ｃ２を受信したとき、４１３番目のラインデータを受信したことを示している。先に説明したように、実施形態における１枚の血管断層像は５１２個のラインデータから再構成する。従って、心電図の信号Ｃｉを受信した際のライン番号が仮にＭとしたとき、そのタイミングに対応する血管断面像Ｆｏ（ｊ）における「ｊ」の値は次式で得ることができる。
ｊ＝（Ｍ \ 512) + 1
（ここで、ｘ\ｙは、整数ｘを整数ｙで除算した際の整数の商を返す関数である）
　例えば、心電図データＣ１に対応するライン番号は「３」であるから、心電図データＣ１と同期するのは血管断面画像Ｆｏ（１）となる。また、心電図データＣ２に対応するライン番号は４１３であるから、心電図データＣ２と同期するのは血管断面画像Ｆｏ（１）、心電図データＣ３に対応するライン番号は８２３であるから、心電図データＣ２と同期するのは血管断面画像Ｆｏ（２）となる。
　なお、図７Ｂでは、個々の心電図データに対して、ラインデータの番号を対応づけて格納する例を示したが、１つの血管断面画像と心電図データとが対応できる精度でも、実施形態のように回転速度が９６００ｒｐｍあれば、心電図波形の信号帯域としては８０Ｈｚと通常必要な帯域よりは若干低いが、心臓の収縮を知る情報としては十分な精度となる。血管断面図はライン番号から一義的に求めることができるから、図７Ｂのライン番号の代りに、血管断面画像の番号を格納しても構わない。また、図６に示す各ラインデータに、心電図データを受信した際の心電図データを格納するフィールドを設けても構わない。
　６．ユーザインタフェースの説明
　以上、実施形態における血管断面像による３次元モデルと心拍の同期について説明した。
　図９は、プルバック処理後のＬＣＤモニタ１１３に表示されるユーザインタフェース１０００の一例を示している。
　このユーザインタフェース１０００は、ユーザが指示するための各種指示ボタンが配置されている表示領域１００１、血管軸に直交する面の血管断面像を表示する表示領域１００２、血管の３次元モデルを血管軸に沿った面で切断した場合の断面画像を表示する表示領域１００３、並びに、心電図の波形を表示する表示領域１００４を有する。
　表示領域１００５には、マウス１１３でその位置が可変のマーカ１００５が表示される。このマーカ１００５が示す位置の血管断面画像は表示領域１００２内に表示される。
　なお、心電図は、通常、時間軸や振幅が定まった比率となるよう心電図波形が記録・表示される。医師は、その比率が決まった波形を見て心電図波形を診断する。それ故、本願における表示領域１００４には、時間軸上0.4秒の区間を描写する幅が、1mVの振幅を示す高さの比率で描写した。ここで、描画される時間軸のスケールは、表示領域の１００３に表示される血管像の水平軸に長さに対応する時間に合わせる。例えば、表示領域の１００３に表示される血管像の水平軸に長さはプルバック中の４秒に相当する画像を表示する場合、表示領域１００４の水平方向のサイズも４秒に対応するようにスケールを決定した上で描画する。その４秒分のスケールに合わせ心電図の振幅のスケールも決定され、この場合水平軸の大きさの10分の１の大きさが心電図の1mVの振幅になるように描写される。
　また、表示領域１００４の下部には、水平方向にスクロールするためのスクロールバー１００６も設けた。表示領域１００３に表示される血管像の水平軸と、表示領域１００４に表示される心電図の水平軸は、互いに同じ時間軸と見ることができる。故に、スクロールバー１００６を操作した場合、表示領域１００３と１００４の表示内容は同時にスクロールする。また、表示領域１００３と１００４とは、ユーザが見比べるに都合が良いように、互いに接した状態とした。
　上記の結果、自然な心電図に合わせた大きさで、心電図の時間に合わせた血管軸に沿った断面画像の表示が可能となり、ユーザは、表示領域１００３に表示された不自然な部位が心拍の影響によるものか、更には、血管そのものが異常な状態にあるのか容易に判定できるようになる。
　７．処理手順の説明
　以下、信号処理部４２８の処理手順を図８のフローチャートに従い説明する。同図のフローチャートに係る処理手順に係るプログラムは不図示のハードディスク装置等に格納されているものある。また、この処理は、患者の冠動脈にカテーテルを位置させ、操作パネル１１２からプルバック指示がなされた場合の処理である。
　プルバック指示がなされると、信号処理部４２８は、ステップＳ８０１にて、イメージングコア２２０を所定速度で回転させると共に設定し速度で引っ張る処理を行ない、光干渉のラインデータをメモリ４２８ａに格納すると共に、その間に心電図装置５００から転送されてくる心電図データもメモリ４２８ａに格納していく。このとき、各ラインデータは図６に示すように格納し、心電図データは図７Ｂに示すような形式で格納する。
　上記のようにして、プルバック処理を終えると、処理はステップＳ８０２に進み、受信したラインデータからイメージングコア２２０の回転面の断面画像を構築する処理を行ない、それらをつなぎ合わせて血管内腔面の３次元モデルを生成する。
　この後、ステップＳ８０３にて、図７Ｂに示す心電図データを参照し、且つ、個々の心電図データがどの血管断面像に対応するかを判定し、ステップＳ８０２で生成した３次元モデルにおける血管軸に沿うスケールと同じ時間範囲分の心電図波形を示す画像を生成する。
　例えば、３次元モデル４６０の血管軸に並ぶ１枚の血管断面画像を、厚さ１画素の線で表わされるとする。心電図データが図７Ｂの状態で格納されており、心電図データＣ１が表わす数値（心電図の信号強度）をＶ（Ｃ１）、心電図Ｃ１に対応するするライン番号をＣ１．ＬＮｏとしたとき、心電図Ｃ１が表わす点の垂直方向の座標はＶ（Ｃ１）となり、その点の水平方向の座標は先に示した式から「（Ｃ１．Ｌｎｏ \ ５１２） ＋ １」となる。心電図Ｃ２以降もに対応する点の座標も同様に決定できる。後は、隣接する点を線で結べば、血管軸に沿った血管像と同じ時間範囲分の心電図波形の画像を生成できる。この場合のデータの格納方法としては、１つの血管断面画像と心電図データとが対応する保存方法のほうが処理が簡便となる。
　ステップＳ８０４に処理が進むと、信号処理部４２８は、上記のようにして生成された３次元モデルの、血管軸に沿った断面画像を表示領域１００３に、心電図波形画像を表示領域１００４に並列するように、表示する（図９参照）。
　以上説明したように本実施形態によれば、血管の血管軸に沿った断面画像（図９の表示領域１００３に表示された画像）と並列し、同期し、同じ時間範囲分の心電図波形を示す画像を表示することで、心拍の影響が大きい区間を容易に識別可能になる。この結果、比較的経験の浅い医師でも、不自然な血管部位が心拍の影響によるものか否かを容易に識別できるようになる。
　なお、上記実施形態では、血管断面画像をつなぎ合わせて３Ｄモデルを生成し、血管軸にそった断面画像を再構成したが、これに本願発明が限定されるものではない。例えば、血管軸に直交する各断面画像における中央の画素（イメージングコア２２０の回転中心位置でもある）を通る垂直線のライン画像（垂直線に限らず、同じ方向のライン画像であれば良い）を単純につなぎ合わせれば、血管軸に沿った画像を再構成することもできる。この結果、３Ｄモデルを再構成にする場合よりも処理が単純化でき、描画処理を高速化できる。
　また、実施形態では、血管断層画像を光干渉診断装置を用いる例を説明したが、超音波診断装置、或いはそれら両方を有する装置に適用できるのは明らかである。よって本願発明は上記のように光診断装置にのみ限定されるものではない。
　上記実施形態からもわかるように、断面画像の再構成、並びに、血管の軸方向の断面画像の再構成処理は、マイクロプロセッサで構成される信号処理部４２８によるものである。マイクロプロセッサはプログラムを実行することで、その機能を実現するわけであるから、当然、そのプログラムも本願発明の範疇になる。また、通常、プログラムは、ＣＤ－ＲＯＭやＤＶＤ－ＲＯＭ等のコンピュータ可読記憶媒体に格納されており、それのコンピュータが有する読み取り装置（ＣＤ－ＲＯＭドライブ等）にセットし、システムにコピーもしくはインストールすることで実行可能になるわけであるから、係るコンピュータ可読記憶媒体も本願発明の範疇に入ることも明らかである。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の要旨及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。

Claims (6)

  1. 　被検者の血管の内腔面に向けて光もしくは超音波を出射し、その反射を検出するイメージングコアを収容するプローブを用い、前記イメージングコアを回転させると共に所定速度で前記プローブに沿って移動させることで、血管内の情報を取得し、血管画像を再構成する画像診断装置であって、
    　被検者の心電図データを表わすデータを取得する心電図データ取得手段と、
    　前記イメージングコアの前記回転と前記移動を行なうことで得た血管内の情報を、前記心電図データ取得手段で取得した心電図データと同期させて記憶する記憶手段と、
    　前記記憶手段に記憶された前記イメージングコアの前記回転と前記移動による情報から血管軸に直交する面の血管断面像を生成し、当該血管断面画像の並びから前記血管軸に沿った血管画像を生成する第１の生成手段と、
    　前記記憶手段に記憶された前記心電図データに基づき、前記血管軸に沿って同期し、且つ、前記血管画像と同じ時間範囲分の心電図波形を示す画像を生成する第２の生成手段と、
    　前記第１、第２の生成手段で生成した２つの画像を、並列に配置して表示する表示手段と
    　を有することを特徴とする画像診断装置。
  2. 　前記表示手段で表示された血管画像における血管軸方向の位置を指示する第１の指示手段を更に備え、
    　前記表示手段は、前記指示手段で指示された位置に対応する前記血管断面画像を更に表示する
    　ことを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
  3. 　前記記憶手段は、１個の心電図データと、当該心電図データがどの位置の前記血管断面画像に対応するかを示す情報を対にして記憶することを特徴とする請求項１又は２に記載の画像診断装置。
  4. 　被検者の血管の内腔面に向けて光もしくは超音波を出射し、その反射を検出するイメージングコアを収容するプローブを用い、前記イメージングコアを回転させると共に所定速度で前記プローブに沿って移動させることで、血管内の情報を取得し、血管画像を再構成する画像診断装置の制御方法であって、
    　被検者の心電図データを表わすデータを取得する心電図データ取得工程と、
    　前記イメージングコアの前記回転と前記移動を行なうことで得た血管内の情報を、前記心電図データ取得工程で取得した心電図データと同期させて所定の記憶手段に格納する格納工程と、
    　前記記憶手段に記憶された前記イメージングコアの前記回転と前記移動による情報から血管軸に直交する面の血管断面像を生成し、当該血管断面画像の並びから前記血管軸に沿った血管画像を生成する第１の生成工程と、
    　前記記憶手段に記憶された前記心電図データに基づき、前記血管軸に沿って同期し、且つ、前記血管画像と同じ時間範囲分の心電図波形を示す画像を生成する第２の生成工程と、
    　前記第１、第２の生成工程で生成した２つの画像を、並列に配置して表示する表示工程と
    　を有することを特徴とする画像診断装置の制御方法。
  5. 　画像診断装置が有するプロセッサが読み込ませ実行させることで、前記プロセッサに請求項４に記載の各工程を実行させるためのコンピュータプログラム。
  6. 　請求項５に記載のプログラムを格納したことを特徴とするコンピュータが読み取り可能な記憶媒体。
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