WO2014162367A1

WO2014162367A1 - 画像診断装置及びプログラム

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Publication number: WO2014162367A1
Application number: PCT/JP2013/002384
Authority: WO
Inventors: エマ伊藤; 森　功
Original assignee: テルモ株式会社
Priority date: 2013-04-05
Filing date: 2013-04-05
Publication date: 2014-10-09
Also published as: US20160095577A1; US10849595B2; US20210128111A1; JPWO2014162367A1; US11717262B2; JP6125615B2

Abstract

　複数の送受信部を有する画像診断装置において、生成する断層画像のスケール誤差を低減する。本発明に係る画像診断装置は、フラッシュ液における超音波信号の伝播速度を取得する取得手段と、超音波ラインデータを、血管組織における超音波信号の伝播速度に基づいて生成する生成手段と、前記生成手段により生成された超音波ラインデータについて、前記フラッシュ液が流れる範囲内における各位置の位置情報を、前記血管組織における伝播速度と、前記フラッシュ液における伝播速度との比率に基づいて変換する変換手段と、を備え、前記変換手段により変換された超音波ラインデータを用いて血管の断層画像を構築することを特徴とする。

Description

画像診断装置及びプログラム

　本発明は、画像診断装置及びプログラム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、超音波断層画像診断装置（ＩＶＵＳ：ＩｎｔｒａＶａｓｃｕｌａｒ　Ｕｌｔｒａ　Ｓｏｕｎｄ）や光干渉断層画像診断装置（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）。このような画像診断装置によれば、高深度領域まで測定できるＩＶＵＳの特性を活かした断層画像（超音波断層画像）と、高分解能で測定できるＯＣＴの特性を活かした断層画像（光干渉断層画像、以下「光断層画像」と称す）の両方を、一回の走査で構築することができる。

特開平１１－５６７５２号公報特表２０１０－５０８９７３号公報

　ここで、光送受信部により光を送受信するにあたっては、フラッシュ液を用いて血管内の血液を置換するフラッシュ作業を行う必要がある。このため、ＩＶＵＳの機能とＯＣＴの機能とを組み合わせた画像診断装置の場合、超音波送受信部から出力される超音波は、（血液ではなく）フラッシュ液に向けて送信されることとなる。

　一般に、フラッシュ液には様々な種類があり、それぞれのフラッシュ液ごとに超音波の伝播速度は異なっている。このため、異なるフラッシュ液でフラッシュを行った場合、生成される超音波断層画像のスケールには誤差が生じることとなる。

　このようなことから、ＩＶＵＳの機能とＯＣＴの機能とを組み合わせた画像診断装置の場合、超音波断層画像のスケール誤差を低減すべく、超音波の送受信経路における各領域での超音波の伝播速度を考慮に入れて、超音波断層画像を構築することが重要である。

　本発明は上記課題に鑑みてなされたものであり、複数の送受信部を有する画像診断装置において、構築する断層画像のスケール誤差を低減させることを目的とする。

　上記の目的を達成するために、本発明に係る画像診断装置は以下のような構成を備える。即ち、
　超音波信号の送受信を行う第１の送受信部と、光信号の送受信を行う第２の送受信部とが配置された送受信部が、被測定体の管腔内を回転しながら軸方向に移動した場合において、該第１の送受信部が送受信した超音波信号と該第２の送受信部が送受信した光信号とを用いて、該被測定体の管腔内の第１の断層画像及び第２の断層画像を構築する画像診断装置であって、
　前記管腔内を流れる媒質の、前記超音波信号の伝播速度を取得する取得手段と、
　前記超音波信号の送受信方向の各位置からの反射信号の強度を表す超音波ラインデータを、所定の伝播速度に基づいて生成する生成手段と、
　前記生成手段により生成された超音波ラインデータについて、前記媒質が流れる範囲内における各位置の位置情報を、前記所定の伝播速度と、前記取得手段により取得された伝播速度との比率に基づいて変換する変換手段と、を備え、
　前記第１の断層画像を、前記変換手段により変換された超音波ラインデータを用いて構築することを特徴とする。

　本発明によれば、複数の送受信部を有する画像診断装置において、構築する断層画像のスケール誤差を低減させることが可能となる。

　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画像診断装置１００の外観構成を示す図である。図２は、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。図３は、イメージングコアの断面構成、ならびに超音波送受信部及び光送受信部の配置を示す図である。図４は、画像診断装置１００の機能構成を示す図である。図５は、画像診断装置１００の信号処理部４２８の機能構成を示す図である。図６は、生成される断層画像のデータ構造を説明するための図である。図７Ａは、超音波ラインデータ変換処理の概要を説明するための図である。図７Ｂは、超音波ラインデータ変換処理の概要を説明するための図である。図８は、超音波ラインデータ変換処理の流れを示すフローチャートである。図９は、超音波ラインデータ変換処理の概要を説明するための図である。図１０は、超音波ラインデータ変換処理の流れを示すフローチャートである。

　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の詳細を説明する。なお、以下に述べる実施の形態は、本発明の好適な具体例であるから、技術的に好ましい種々の限定が付されているが、本発明の範囲は、以下の説明において特に本発明を限定する旨の記載がない限り、これらの態様に限られるものではない。

　［第１の実施形態］
　＜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かかる画像診断装置（ＩＶＵＳの機能と、ＯＣＴの機能とを備える画像診断装置）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（被測定体の管腔）内に挿入され、パルス信号に基づく超音波を血管内に送信するとともに、血管内からの反射波（反射信号）を受信する超音波送受信部と、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（反射信号）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動作及び軸周りの回転動作を規定している。また、超音波送受信部において受信された反射波及び光送受信部において受信された反射光を取得し、操作制御装置１０３に対して送信する。

　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、測定により得られたデータを処理し、血管内の断層画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は本体制御部であり、測定により得られた反射波に基づいて超音波データを生成するとともに、該超音波データに基づいて生成された超音波ラインデータを処理することで、超音波断層画像を構築する。更に、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光ラインデータを処理することで、光断層画像を構築する。

　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層画像を表示する。

　＜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、ガイドワイヤルーメンを構成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、超音波を送受信する超音波送受信部と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、電気信号ケーブル及び光ファイバケーブルを内挿し、送受信部２２１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。

　次に、プローブ部１０１の先端部の断面構成について説明する。カテーテルシース２０１の管腔内部には、超音波を送受信する超音波送受信部と光を送受信する光送受信部とが配置された送受信部２２１が配されたハウジング２２３と、それを回転させるための回転駆動力を伝送する駆動シャフト２２２とを備えるイメージングコア２２０がほぼ全長にわたって挿通されており、プローブ部１０１を形成している。

　駆動シャフト２２２は、カテーテルシース２０１に対して送受信部２２１を回転動作及び軸方向動作させることが可能であり、柔軟で、かつ回転をよく伝送できる特性をもつ、例えば、ステンレス等の金属線からなる多重多層密着コイル等により構成されている。そして、その内部には電気信号ケーブル及び光ファイバケーブル（シングルモードの光ファイバケーブル）が配されている。

　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。ガイドワイヤルーメン用チューブ２０３は、予め血管内に挿入されたガイドワイヤを受け入れ、ガイドワイヤによってカテーテルシース２０１を患部まで導くのに使用される。

　＜３．イメージングコアの断面構成＞
　次に、イメージングコア２２０の断面構成、ならびに超音波送受信部及び光送受信部の配置について説明する。図３は、イメージングコアの断面構成、ならびに超音波送受信部及び光送受信部の配置を示す図である。

　図３の３ａに示すように、ハウジング２２３内に配された送受信部２２１は、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０とを備え、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、それぞれ、駆動シャフト２２２の回転中心軸上（３ａの一点鎖線上）において軸方向に沿って距離Ｌだけ離れて配置されている。

　このうち、超音波送受信部３１０は、プローブ部１０１の先端側に、また、光送受信部３２０は、プローブ部１０１の基端側に配置されている。

　また、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、駆動シャフト２２２の軸方向に対する、超音波送受信部３１０の超音波送受信方向（仰角方向）、及び、光送受信部３２０の光送受信方向（仰角方向）が、それぞれ、略９０°となるようにハウジング２２３内に取り付けられている。なお、各送受信方向は、カテーテルシース２０１の管腔内表面での反射を受信しないように９０°よりややずらして取り付けられることが望ましい。

　駆動シャフト２２２の内部には、超音波送受信部３１０と接続された電気信号ケーブル３１１と、光送受信部３２０に接続された光ファイバケーブル３２１とが配されており、電気信号ケーブル３１１は、光ファイバケーブル３２１に対して螺旋状に巻き回されている。

　図３の３ｂは、超音波送受信位置において、回転中心軸に略直交する面で切断した場合の断面図である。図３の３ｂに示すように、紙面下方向を０度とした場合、超音波送受信部３１０の超音波送受信方向（周方向（方位角方向ともいう））は、θ度となっている。

　図３の３ｃは、光送受信位置において、回転中心軸に略直交する面で切断した場合の断面図である。図３の３ｃに示すように、紙面下方向を０度とした場合、光送受信部３２０の光送受信方向（周方向）は、０度となっている。つまり、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０は、超音波送受信部３１０の超音波送受信方向（周方向）と、光送受信部３２０の光送受信方向（周方向）とが、互いにθ度の角度差をもって配置されている。

　＜４．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４は、ＩＶＵＳの機能とＯＣＴ（ここでは、一例として波長掃引型ＯＣＴ）の機能とを組み合わせた画像診断装置１００の機能構成を示す図である。なお、ＩＶＵＳの機能と他のＯＣＴの機能とを組み合わせた画像診断装置についても、同様の機能構成を有するため、ここでは説明を省略する。

　（１）ＩＶＵＳの機能
　イメージングコア２２０は、先端内部に超音波送受信部３１０を備えており、超音波送受信部３１０は、超音波信号送受信器４５２より送信されたパルス波に基づいて、超音波を血管内の生体組織に送信するとともに、その反射波を受信し、アダプタ４０２及びスリップリング４５１を介して超音波信号として超音波信号送受信器４５２に送信する。

　なお、スキャナ及びプルバック部１０２において、スリップリング４５１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。これにより、イメージングコア２２０の回転動作が規定される。なお、ラジアル走査モータ４０５の回転角度は、エンコーダ部４０６により検出される。更に、スキャナ及びプルバック部１０２は、直線駆動装置４０７を備え、信号処理部４２８からの信号に基づいて、イメージングコア２２０の軸方向動作を規定する。

　超音波信号送受信器４５２は、送信波回路と受信波回路とを備える（不図示）。送信波回路は、信号処理部４２８から送信された制御信号に基づいて、イメージングコア２２０内の超音波送受信部３１０に対してパルス波を送信する。

　また、受信波回路は、イメージングコア２２０内の超音波送受信部３１０より超音波信号を受信する。受信された超音波信号はアンプ４５３により増幅された後、検波器４５４に入力され検波される。

　更に、Ａ／Ｄ変換器４５５では、検波器４５４より出力された超音波信号を３０．６ＭＨｚで２００ポイント分サンプリングして、１ラインのデジタルデータ（超音波送受信部３１０による超音波の送受信方向における各位置からの反射信号の強度を表すデジタルデータである「超音波ラインデータ」）を生成する。なお、ここでは、３０．６ＭＨｚとしているが、これは血管組織における超音波の伝播速度を１５３０ｍ／ｓｅｃとしたときに、深度５ｍｍに対して２００ポイントサンプリングすることを前提として算出されたものである。したがって、サンプリング周波数は特にこれに限定されるものではない。

　Ａ／Ｄ変換器４５５にて生成されたライン単位の超音波ラインデータは信号処理部４２８に入力される。信号処理部４２８では、超音波ラインデータをグレースケールに変換することにより、血管内の各位置での超音波断層画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。

　なお、信号処理部４２８はモータ制御回路４２９と接続され、モータ制御回路４２９のビデオ同期信号を受信する。そして、信号処理部４２８では、受信したビデオ同期信号に同期して超音波断層画像の構築を行う。また、モータ制御回路４２９のビデオ同期信号は、回転駆動装置４０４にも送られる。そして、回転駆動装置４０４では、受信したビデオ同期信号に同期した駆動信号を出力する。

　（２）波長掃引型ＯＣＴの機能
　次に、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。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３２０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（矢印４２３）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、参照光と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８０ｋＨｚ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（光送受信部３２０による光の送受信の方向における各位置からの反射光の強度を表すデータである「光ラインデータ」）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光断層画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。

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

　＜５．信号処理部４２８の説明＞
　次に、画像診断装置１００の信号処理部４２８の機能構成について説明する。図５は、画像診断装置１００の信号処理部４２８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。なお、図５に示す機能構成は、専用のハードウェアを用いて実現されてもよいし、その一部がソフトウェアにより（つまり、コンピュータが当該機能を実現するためのプログラムを実行することにより）実現されてもよい。

　図５に示すように、Ａ／Ｄ変換器４２７で生成された干渉光データ５２１は、信号処理部４２８内の光ラインデータ生成部５０１において、モータ制御回路４２９から出力されるラジアル走査モータ４０５のエンコーダ部４０６の信号を用いて、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。

　光ラインデータ生成部５０１より出力された光ラインデータ５２２は、制御部５０６からの指示に基づいて、１回転分（１フレーム）ごとに、光ラインデータメモリ５０２に格納される。このとき、制御部５０６では、直線駆動装置４０７の移動量検出器より出力されたパルス信号５４１をカウントしておき、光ラインデータ５２２を光ラインデータメモリ５０２に格納する際、それぞれの光ラインデータ５２２を生成した際のカウント値を対応付けて格納する。

　カウント値と対応付けて格納された光ラインデータ５２３は、光断層画像構築部５０４に入力され、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、順次光断層画像５２５として出力される。

　また、カウント値と対応付けて格納された光ラインデータ５２４は、並行して、内腔距離算出部５０３にも入力される。内腔距離算出部５０３では、各光ラインデータより、シース外表面位置及び内腔位置をそれぞれ検出し、シース外表面位置から内腔位置までの内腔距離ｄを算出する。なお、算出した内腔距離ｄは、内腔距離情報として超音波ラインデータ変換部５１３に入力される。

　なお、光断層画像構築部５０４より出力された光断層画像５２５は、画像処理部５０５において、ＬＣＤモニタ１１３に表示するための画像処理が施された後、光断層画像５２６としてＬＣＤモニタ１１３に出力される。

　同様に、Ａ／Ｄ変換器４５５で生成された超音波データ５３１は、信号処理部４２８内の超音波ラインデータ生成部５１１において、モータ制御回路４２９から出力されるラジアル走査モータ４０５のエンコーダ部４０６の信号を用いて、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、このとき生成される超音波ラインデータは、血管組織における超音波の伝播速度Ｖ_０を用いて生成されるものとする。

　超音波ラインデータ生成部５１１より出力された超音波ラインデータ５３２は、制御部５０６からの指示に基づいて、１回転分（１フレーム）ごとに、超音波ラインデータメモリ５１２に格納される。このとき、制御部５０６では、直線駆動装置４０７の移動量検出器より出力されたパルス信号５４１をカウントしておき、超音波ラインデータ５３２を超音波ラインデータメモリ５１２に格納する際、それぞれの超音波ラインデータ５３２を生成した際のカウント値と対応付けて格納する（なお、この時対応づけられるカウント値は、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との間の角度差θ及び距離Ｌが考慮されたカウント値であるとする。つまり、同じカウント値であれば、超音波ラインデータと光ラインデータとは、血管内の同じ位置を示しているものとする）。

　カウント値と対応付けて格納された超音波ラインデータ５３３は、超音波ラインデータ変換部５１３に入力され、制御部５０６より受信したフラッシュ液（フラッシュ動作を行う際に用いる媒質）に関する情報と、内腔距離算出部５０３より受信した内腔距離情報（Ｔｄ）とに基づいて、スケール変換処理が実行される（制御部５０６には、フラッシュ液に関する情報として、予めフラッシュ液の種類ごとに区分けして、対応する超音波伝播速度が記憶されているものとする。なお、デフォルトとして血管組織内の超音波伝播速度もあわせて記憶されているものとする）。

　なお、スケール変換処理は、超音波ラインデータのうち、シース外表面位置から内腔距離Ｔｄの範囲を対象として実行されるものとする（詳細は後述）。また、フラッシュ液情報は、操作パネル１１２を介してユーザにより入力されるものとする。

　超音波ラインデータ変換部５１３においてスケール変換処理された超音波ラインデータ５３４は、超音波断層画像構築部５１４に入力される。そして、制御部５０６からの指示に基づいて、超音波断層画像構築部５１４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、順次超音波断層画像５３５として出力される。

　更に、画像処理部５０５において、ＬＣＤモニタ１１３に表示するための画像処理が施され、超音波断層画像５３６としてＬＣＤモニタ１１３に出力される。

　＜６．イメージングコア２２０の動作＞
　次に、血管内におけるイメージングコア２２０の動作と、当該イメージングコア２２０の動作により取得されるラインデータ（超音波ラインデータ及び光ラインデータ）との関係について説明する。

　図６は、イメージングコア２２０を血管６００内に挿通させた状態を、血管６００の断面方向から見た様子を示している。かかる状態で断層画像の構築処理が開始されると、イメージングコア２２０を内挿するカテーテルシースの外側であって、内腔位置の内側（つまり、シース外表面位置と内腔位置との間）をフラッシュ液が流れるとともに、イメージングコア２２０が、ラジアル走査モータ４０５により矢印６０２方向に回転する。

　このとき、超音波送受信部３１０では、各回転角度にて超音波の送信／受信が行われる。ライン１、２、・・・５１２は各回転角度における超音波の送受信方向を示している。本実施形態に係る画像診断装置１００では、超音波送受信部３１０が血管６００内において３６０度回動する間に、５１２回の超音波の送信／受信が断続的に行われる。これにより、５１２本の超音波ラインデータが生成される。

　同様に、光送受信部３２０からも、各回転角度にて光の送信／受信が行われる。光送受信部３２０においても血管６００内において３６０度回動する間に、５１２回の光の送信／受信が連続的に行われる。これにより、５１２本の光ラインデータが生成される。

　＜７．超音波ラインデータのスケール変換処理の概要＞
　次に、超音波ラインデータのスケール変換処理の概要について図７Ａ、図７Ｂを参照しながら説明する。図７Ａ、図７Ｂは、超音波ラインデータのスケール変換処理の概要を説明するための図であり、図７Ａは、内腔距離算出部５０３における内腔距離算出処理を示しており、図７Ｂは、超音波ラインデータ変換部５１３におけるスケール変換処理を示している。

　図７Ａに示すように、内腔距離算出部５０３では、光ラインデータメモリ５０２に格納されたラインｎ（ｎは１～５１２の任意の整数）の光ラインデータより、シース外表面位置及び内腔位置をそれぞれ検出する。更に、内腔距離算出部５０３では、検出したシース外表面位置と内腔位置とに基づいて、シース外表面位置から内腔位置までの距離（「内腔距離ｄ」と称す）を算出する。内腔距離算出部５０３において算出された内腔距離ｄは、超音波ラインデータ変換部５１３に入力される。

　ここで、図７Ｂに示すように、超音波ラインデータ変換部５１３では、制御部５０６より、フラッシュ動作に用いられるフラッシュ液αにおける超音波の伝播速度Ｖ_ｍを受信する。

　超音波ラインデータ変換部５１３では、当該フラッシュ液α中に超音波を伝播させた場合の、シース外表面位置から内腔位置までの時間Ｔｄ（＝ｄ／Ｖ_ｍ）を算出する（ここでは、超音波ラインデータよりシース外表面位置を検出し、超音波が当該シース外表面位置を通過する時点での時間Ｔを“０”としている）。

　このとき算出される時間Ｔｄは、超音波がフラッシュ液α中を伝播している時間であるから、フラッシュ液α中の超音波の伝播速度Ｖ_ｍを積算することにより、超音波ラインデータ上で正確な内腔位置を特定することができる。

　しかしながら、本実施形態において超音波ラインデータを生成するにあたっては、超音波の伝播速度として、血管組織中の超音波の伝播速度Ｖ_０が用いられている。このため、超音波ラインデータ変換部５１３に入力される超音波ラインデータは、いずれも、シース外表面位置から距離Ｄｆ＝Ｔｄ×Ｖ_０までの範囲において、スケール誤差が含まれていることとなる。反対に、シース外表面位置から距離Ｄｆよりも離れた位置は血管組織であるため（つまり、フラッシュ液が存在しないため）、超音波の伝播速度は、Ｖ_０を用いるのが適当である（図７Ｂの紙面上側参照）。

　そこで、超音波ラインデータ変換部５１３では、スケールが不正確な範囲である、シース外表面位置から距離Ｄｆまでの範囲をスケール変換の対象範囲として、スケール変換処理を行う。具体的には、当該対象範囲の超音波ラインデータについて、シース外表面からの各位置座標（各位置の位置情報）に、Ｖ_ｍ／Ｖ_０を積算する。

　これにより、スケール変換の対象範囲内（シース外表面位置から距離Ｄｆの範囲内）の各位置座標が、シース外表面位置から距離Ｄｆ’（＝Ｔｄ×Ｖ_ｍ）の範囲内の各位置座標へと変換される。図７Ｂの例では、Ｖ_ｍ＜Ｖ_０であるため、スケール変換前のシース外表面位置から内腔位置までの距離と比べて、スケール変換後のシース外表面から内腔位置までの距離は短くなる（Ｖ_ｍとＶ_０との間の比率分だけ短くなる）。このため、この範囲の超音波ラインデータは間引きされることとなる。

　なお、シース外表面位置から距離Ｄｆよりも離れた位置（内腔位置よりも外側の血管組織）の超音波ラインデータに対しては、スケール変換処理を行う必要がないため、スケール変換処理が行われた超音波ラインデータの後に、そのまま平行移動して組み合わされることとなる。この結果、スケール変換後の超音波ラインデータが生成される（図７Ｂの紙面下側参照）。

　＜８．超音波ラインデータ変換処理の流れ＞
　次に、信号処理部４２８における超音波ラインデータ変換処理の流れについて説明する。図８は、信号処理部４２８における１フレーム分の超音波ラインデータ変換処理の流れを示すフローチャートである。

　図８に示すように、ステップＳ８０１では、フラッシュ液の種類を識別し、ステップＳ８０２では、ステップＳ８０１において識別されたフラッシュ液の種類に応じた超音波伝播速度Ｖ_ｍを制御部５０６より超音波ラインデータ変換部５１３に送信する。

　ステップＳ８０３では、カウンタｎに“１”を入力し、ステップＳ８０４では、ラインｎ（ここでは、ライン１）の光ラインデータについて、シース外表面位置及び内腔位置を検出する。更に、ステップＳ８０５では、シース外表面位置及び内腔位置に基づいて、ラインｎの光ラインデータにおける内腔距離ｄを算出する。

　ステップＳ８０６では、血管組織における超音波伝播速度として予め設定されている値（Ｖ_０）と、ステップＳ８０２において送信された超音波伝播速度Ｖ_ｍと、ステップＳ８０５において取得された内腔距離ｄとに基づいて、スケール変換対象範囲を特定する。具体的には、超音波ラインデータにおいて検出されるシース外表面位置から距離Ｄｆ（＝（ｄ／Ｖ_ｍ）×Ｖ_０）をスケール変換対象範囲として特定する。

　ステップＳ８０７では、ステップＳ８０６において特定されたスケール変換対象範囲内における超音波ラインデータについて、スケール変換処理を行うとともに、スケール変換対象範囲以外の超音波ラインデータの各位置座標を平行移動させた後、スケール変換対象範囲内の超音波ラインデータと組み合わせることで、スケール変換後の超音波ラインデータを生成する。

　ステップＳ８０８では、カウンタｎをインクリメントし、ステップＳ８０９では、カウンタｎが５１２より大きいか否かを判定する。ステップＳ８０９においてカウンタｎが５１２以下であると判定された場合には、ステップＳ８０４に戻り、１フレームを形成する５１２本の超音波ラインデータに対して、スケール変換処理を行う。

　一方、１フレームを形成する５１２本の超音波ラインデータに対して、スケール変換処理が完了した場合には、処理を終了する。

　以上の説明から明らかなように、本実施形態に係る画像診断装置１００では、
・超音波ラインデータ変換部を配し、超音波ラインデータごとにスケール変換処理を行う構成とした。
・スケール変換処理を行うにあたっては、フラッシュ液の種類に応じた超音波伝播速度を用いる構成とした。
・光ラインデータに基づいて算出された内腔距離を用いて、スケール変換対象範囲を特定する構成とした。
・スケール変換前の超音波ラインデータを生成する際に用いた、血管組織内の超音波伝播速度と、フラッシュ液の種類に応じた超音波伝播速度との比率に基づいて、特定されたスケール変換対象範囲についてスケール変換処理を行う構成とした。

　これにより、フラッシュ液の種類に関わらず、超音波断層画像のスケール誤差を低減させ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、血管組織における超音波伝播速度Ｖ_０を用いて超音波ラインデータを生成したうえで、フラッシュ液が流れる領域に対応する範囲内の超音波ラインデータについてスケール変換処理を行う構成としたが、本発明はこれに限定されない。

　例えば、フラッシュ液における超音波伝播速度Ｖ_ｍを用いて超音波ラインデータを生成したうえで、血管組織の範囲内の超音波ラインデータについてスケール変換処理を行う構成としてもよい。以下、本実施形態の詳細について説明する。

　＜１．超音波ラインデータのスケール変換処理の概要＞
　はじめに、本実施形態における超音波ラインデータのスケール変換処理の概要について図７Ａ及び図９を参照しながら説明する。図７Ａ及び図９は、超音波ラインデータのスケール変換処理の概要を説明するための図であり、図７Ａは、上述したとおり、内腔距離算出部５０３における内腔距離算出処理を示しており、図９は、超音波ラインデータ変換部５１３におけるスケール変換処理を示している。なお、図７Ａについては既に上記第１の実施形態において説明済みであるため、ここでは説明を省略する。

　図９に示すように、超音波ラインデータ変換部５１３では、制御部５０６より、フラッシュに用いられるフラッシュ液αにおける超音波の伝播速度Ｖ_ｍを受信する。

　超音波ラインデータ変換部５１３では、当該フラッシュ液α中に超音波を伝播させた場合の、シース外表面位置から内腔位置までの時間Ｔｄを算出する（ここでは、超音波ラインデータよりシース外表面位置を検出し、超音波が当該シース外表面位置を通過する時点での時間Ｔを“０”としている）。

　このとき算出される時間Ｔｄは、超音波がフラッシュ液α内を伝播している時間であるから、フラッシュ液α中の超音波の伝播速度Ｖ_ｍを積算すれば、超音波ラインデータ上で正確な内腔位置（シース外表面位置から距離Ｄｆ＝Ｔｄ×Ｖｍの位置、すなわちｄ）を特定することができる。

　本実施形態では、超音波ラインデータが、フラッシュ液α中の超音波の伝播速度Ｖ_ｍに基づいて生成されているため、超音波ラインデータ上において、シース外表面位置から距離Ｄｆまでの範囲は、超音波の伝播速度に影響のない範囲（つまり、スケール変換非対象範囲）であるといえる。

　一方、超音波ラインデータのうち、シース外表面位置から距離Ｄｆよりも離れた位置（内腔位置よりも外側の血管組織内）の超音波ラインデータは、血管組織中の伝播速度Ｖ_０を用いて生成されていない。このため、超音波ラインデータ変換部５１３に入力される超音波ラインデータは、いずれも、シース外表面位置から距離Ｄｆ＝Ｔｄ×Ｖｍより離れた範囲において、スケール誤差が含まれていることとなる（図９の紙面上側参照）。

　そこで、スケールが不正確な範囲である、シース外表面位置から距離Ｄｆより離れた範囲をスケール変換の対象範囲として、スケール変換処理を行う。具体的には、当該対象範囲の超音波ラインデータについて、内腔位置（シース外表面から距離Ｄｆの位置）を基準とする各位置座標に、Ｖ_０／Ｖ_ｍを積算する。

　これにより、スケール変換の対象範囲内（シース外表面位置から距離Ｄｆより離れた範囲内）の各位置の位置座標が変換される。図９の例では、Ｖ_ｍ＜Ｖ_０であるため、スケール変換前の範囲と比べて、スケール変換後の範囲は広くなる（Ｖ_ｍとＶ_０との間の比率分だけ広くなる）。このため、この範囲の超音波ラインデータは補間されることとなる。

　なお、シース外表面位置から距離Ｄｆまでの超音波ラインデータに対しては、スケール変換が行われないため、スケール変換された範囲の超音波ラインデータがそのまま組み合わされることとなる。この結果、スケール変換後の超音波ラインデータが生成される（図９の紙面下側参照）。

　＜２．超音波ラインデータ変換処理の流れ＞
　次に、信号処理部４２８における超音波ラインデータ変換処理の流れについて説明する。図１０は、信号処理部４２８における１フレーム分の超音波ラインデータ変換処理の流れを示すフローチャートである。

　なお、図１０に示す各工程のうち、上記第１の実施形態の図８の各工程と同様の工程については、同じ参照番号を付すこととし、ここでは説明を省略する。図８との相違点は以下のとおりである。

　ステップＳ１００６では、ステップＳ８０５において取得された内腔距離ｄに基づいて、スケール変換非対象範囲を特定する。具体的には、ステップＳ８０４において検出されたシース外表面位置から距離Ｄｆ（＝ｄ）をスケール変換非対象範囲として特定する。

　ステップＳ１００７では、ステップＳ１００６において特定されたスケール変換非対象範囲を除く範囲の超音波ラインデータについてスケール変換し、スケール変換非対象範囲の超音波ラインデータと組み合わせることで、スケール変換後の超音波ラインデータを生成する。

　以上の説明から明らかなように、本実施形態に係る画像診断装置１００では、
・超音波ラインデータ変換部を配し、超音波ラインデータごとにスケール変換処理を行う構成とした。
・スケール変換処理を行うにあたっては、血管組織における超音波伝播速度を用いる構成とした。
・光ラインデータに基づいて算出された内腔距離を用いて、スケール変換非対象範囲を特定したうえで、スケール変換対象範囲を特定する構成とした。
・スケール変換前の超音波ラインデータを生成する際に用いた、フラッシュ液の種類に応じた超音波伝播速度と、血管組織内の超音波伝播速度との間の比率に基づいて、特定されたスケール変換対象範囲についてスケール変換処理を行う構成とした。

　［その他の実施形態］
　なお、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。

Claims

　超音波信号の送受信を行う第１の送受信部と、光信号の送受信を行う第２の送受信部とが配置された送受信部が、被測定体の管腔内を回転しながら軸方向に移動した場合において、該第１の送受信部が送受信した超音波信号と該第２の送受信部が送受信した光信号とを用いて、該被測定体の管腔内の第１の断層画像及び第２の断層画像を構築する画像診断装置であって、
　前記管腔内を流れる媒質の、前記超音波信号の伝播速度を取得する取得手段と、
　前記超音波信号の送受信方向の各位置からの反射信号の強度を表す超音波ラインデータを、所定の伝播速度に基づいて生成する生成手段と、
　前記生成手段により生成された超音波ラインデータについて、前記媒質が流れる範囲内における各位置の位置情報を、前記所定の伝播速度と、前記取得手段により取得された伝播速度との比率に基づいて変換する変換手段と、を備え、
　前記第１の断層画像を、前記変換手段により変換された超音波ラインデータを用いて構築することを特徴とする画像診断装置。
　前記管腔は、前記被測定体の血管であり、
　前記画像診断装置は、更に、
　前記光信号に基づいて生成される光ラインデータのうち、前記生成手段により生成された超音波ラインデータに対応する光ラインデータを用いて、前記血管の内腔位置を検出する第１の検出手段と、
　前記生成手段により生成された超音波ラインデータに対応する光ラインデータを用いて、前記送受信部を内挿するシースの外表面位置を検出する第２の検出手段と、
　前記血管の内腔位置と前記シースの外表面位置との間の内腔距離を算出する算出手段と、を備え、
　前記媒質が流れる範囲は、前記算出手段により算出された内腔距離と、前記所定の伝播速度と、前記取得手段により取得された伝播速度とに基づいて特定されることを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
　前記変換手段は、前記媒質が流れる範囲内における各位置の、前記シースの外表面位置からの距離に対して、前記所定の伝播速度と、前記取得手段により取得された伝播速度との比率を積算することにより、前記位置情報を変換することを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。
　前記位置情報が変換された、前記媒質が流れる範囲内の超音波ラインデータは、前記比率が１より大きい場合には補間され、前記比率が１より小さい場合には、間引きされることを特徴とする請求項３に記載の画像診断装置。
　前記変換手段により変換された超音波ラインデータは、前記位置情報が変換された、前記媒質が流れる範囲内の超音波ラインデータと、前記位置情報が変換されていない、前記媒質が流れる範囲以外の超音波ラインデータとを組み合わせてなることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像診断装置。
　前記超音波信号の伝播速度を、前記媒質の種類に応じて区分けして記憶する記憶手段を更に備え、
　前記所定の伝播速度は、血管組織における超音波信号の伝播速度であることを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。
　超音波信号の送受信を行う第１の送受信部と、光信号の送受信を行う第２の送受信部とが配置された送受信部が、被測定体の管腔内を回転しながら軸方向に移動した場合において、該第１の送受信部が送受信した超音波信号と該第２の送受信部が送受信した光信号とを用いて、該被測定体の管腔内の第１の断層画像及び第２の断層画像を構築する画像診断装置であって、
　前記管腔内を流れる媒質の、前記超音波信号の伝播速度を取得する取得手段と、
　前記超音波信号の送受信方向の各位置からの反射信号の強度を表す超音波ラインデータを、前記取得手段により取得された伝播速度に基づいて生成する生成手段と、
　前記生成手段により生成された超音波ラインデータについて、前記媒質が流れる範囲よりも外側の各位置の位置情報を、所定の伝播速度と、前記取得手段により取得された伝播速度との比率に基づいて変換する変換手段と、を備え、
　前記第１の断層画像を、前記変換手段により変換された超音波ラインデータを用いて構築することを特徴とする画像診断装置。
　コンピュータを、請求項１乃至７のいずれか１項に記載の画像診断装置の各手段として機能させるためのプログラム。