WO2016158593A1 - 画像処理装置および方法、プログラム - Google Patents

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sectional
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祐治 鬼村
暁之 田上
篤 坂岡
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テルモ株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to an image processing apparatus, an image processing method, and a program for processing an optical coherence tomographic image.
  • ablation catheter As a technique for percutaneously cutting the sympathetic nerve of the renal artery, it has been proposed to introduce the distal end of an ablation catheter (ablation device) into the renal artery and cauterize the sympathetic nerve from inside the renal artery.
  • This type of ablation device has an electrode part at the end of a long shaft, contacts the electrode part with the inner wall of the renal artery, applies heat energy to the sympathetic nerve around the renal artery, Cauterize (Patent Document 1).
  • sympathetic nerves are known to exist around the renal arteries, they run irregularly in the tissues surrounding the renal arteries, so which part of the renal arteries is close to the sympathetic nerves I do not understand. Therefore, in the sympathetic nerve cutting technique, the sympathetic nerve is more reliably cut by performing cauterization over the entire circumference along the inner wall of the renal artery.
  • tissue degeneration and necrosis may occur at the ablation site, and the blood vessel wall may swell, so that it does not cauterize the entire circumference of the inner wall at the same position, but moves in the direction of the blood vessel axis, that is, spirally. Heat energy is applied at predetermined intervals.
  • Patent Document 2 when performing a procedure for cutting the sympathetic nerve of the renal artery, the position of the sympathetic nerve of the renal artery can be accurately grasped, but after cauterizing the inner wall of the renal artery with thermal energy, It was difficult to judge the state of shochu.
  • the procedure to cut the sympathetic nerve of the renal arteries does not provide a sufficient therapeutic effect if the sympathetic nerve is insufficient, and induces complications if the renal artery lumen wall is excessive. Risk may increase. That is, the success or failure of sympathetic nerve ablation around the renal artery is directly linked to the therapeutic effect. Therefore, in the technique of cutting the sympathetic nerve around the renal artery, it is required to determine the ablation state of the ablation site of the sympathetic nerve around the renal artery.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to make it possible to more accurately grasp the state of cauterization using a tomographic image obtained by an optical coherence tomography.
  • an image processing apparatus comprises the following arrangement. That is, An image processing apparatus that processes a plurality of cross-sectional images obtained by moving the inside of a catheter in an axial direction while rotating an imaging core by OCT, Storage means for storing data relating to the cross-sectional image in association with positional information in the axial direction when each cross-sectional image is acquired; In the plurality of cross-sectional images, a first cross-sectional image in which a disappearing section where it can be determined that a part of the outer elastic plate included in the vascular tomographic image has disappeared and a second cross-sectional image in which the disappearing section ends are extracted.
  • Extraction means to A position corresponding to the disappearance section is acquired from the storage means by acquiring position information in the axial direction between the first cross-sectional image and the second cross-sectional image, and based on the acquired difference in position information in the axial direction. And calculating means for calculating a shochu range where shochu is spreading.
  • the state of cauterization can be grasped more accurately by using a tomographic image obtained by the optical coherence tomography.
  • FIG. 1 shows an external configuration of an image diagnostic apparatus 100 using optical interference in the embodiment.
  • the diagnostic imaging apparatus 100 includes a probe 101, a motor driving unit 102, and an operation control device 103, and the motor driving unit 102 and the operation control device 103 are connected to a signal via a connector 105. They are connected by a cable 104 containing a wire or an optical fiber.
  • the probe 101 is directly inserted into a blood vessel, and is movable in the longitudinal direction and accommodates a rotatable imaging core.
  • an optical transmission / reception unit that continuously transmits (measurement light) transmitted from the diagnostic imaging apparatus 100 into the blood vessel and continuously receives reflected light from the blood vessel.
  • a housed housing is provided. In the diagnostic imaging apparatus 100, the state inside the blood vessel is measured by using the imaging core.
  • the motor drive unit 102 is detachably attached to the probe 101, and drives the built-in motor to define the axial movement of the imaging core inserted in the probe 101 in the blood vessel and the rotation operation with respect to the axis. ing. That is, the motor drive unit 102 has a function of moving the inside of the catheter in the axial direction while rotating the imaging core.
  • the motor driving unit 102 functions as a signal relay device between the optical transmission / reception unit in the imaging core and the operation control device 103. That is, the motor drive unit 102 has a function of transmitting the measurement light from the operation control device 103 to the optical transmission / reception unit and transmitting reflected light from the living tissue detected by the optical transmission / reception unit to the operation control device 103.
  • the operation control device 103 has a function for inputting various set values and a function for processing optical interference data obtained by the measurement and displaying various blood vessel images when performing the measurement.
  • 111 is a main body control unit.
  • the body control unit 111 generates interference light data by causing interference between reflected light from the imaging core and reference light obtained by separating light from the light source, and performs FFT on the interference light data.
  • line data is generated from the rotation center position in the radial direction.
  • a blood vessel cross-sectional image based on optical interference is generated from the line data through an interpolation process.
  • 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 a monitor (for example, LCD) as a display device, which displays various cross-sectional images generated by the main body control unit 111.
  • Reference numeral 114 denotes a mouse as a pointing device (coordinate input device).
  • FIG. 2 is a block configuration diagram of the diagnostic imaging apparatus 100.
  • the functional configuration of the wavelength sweep type OCT will be described with reference to FIG.
  • reference numeral 201 denotes a signal processing unit that controls the entire diagnostic imaging apparatus, and is composed of several circuits including a microprocessor.
  • Reference numeral 210 denotes a non-volatile storage device represented by a hard disk, which stores various programs and data files executed by the signal processing unit 201.
  • Reference numeral 202 denotes a memory (RAM) provided in the signal processing unit 201.
  • a wavelength swept light source 203 is a light source that repeatedly generates light having a wavelength that changes within a preset range along the time axis.
  • the light output from the wavelength swept light source 203 is incident on one end of the first single mode fiber 271 and transmitted toward the distal end side.
  • the first single mode fiber 271 is optically coupled to the fourth single mode fiber 275 at an intermediate optical fiber coupler 272.
  • the light incident on the first single mode fiber 271 and emitted from the optical fiber coupler 272 toward the front end is guided to the second single mode fiber 273 via the connector 105.
  • the other end of the second single mode fiber 273 is connected to the optical rotary joint 230 in the motor drive unit 102.
  • the probe 101 has an adapter 101 a for connecting to the motor drive unit 102. Then, the probe 101 is stably held by the motor driving unit 102 by connecting the probe 101 to the motor driving unit 102 by the adapter 101a. Further, a third single mode fiber 274 is accommodated in the imaging core 251 that is rotatably accommodated in the probe 101, and an end portion of the third single mode fiber 274 is connected to the optical rotary joint 230. . As a result, the second single mode fiber 273 and the third single mode fiber 274 are optically coupled.
  • an optical transmission / reception unit 250 composed of a mirror and a lens that emits light in a direction substantially perpendicular to the rotation axis (details are shown in 3 will be described using 3a).
  • the light emitted from the wavelength swept light source 203 passes through the first single mode fiber 271, the second single mode fiber 273, and the third single mode fiber 274 to the end of the third single mode fiber 274.
  • the light is transmitted to the optical transceiver 250 provided in the unit.
  • the optical transmission / reception unit 250 emits this light in a direction perpendicular to the axis of the third single mode fiber 274 and receives the reflected light. Then, the reflected light received by the optical transmission / reception unit 250 is guided in reverse and returned to the operation control device 103.
  • an optical path length adjustment mechanism 220 that finely adjusts the optical path length of the reference light is provided at the opposite end of the fourth single mode fiber 275 coupled to the optical fiber coupler 272.
  • the optical path length adjusting mechanism 220 functions as an optical path length changing unit that changes the optical path length corresponding to the variation in length so that the variation in length of each probe 101 can be absorbed when the probe 101 is replaced.
  • a collimating lens 225 located at the end of the fourth single mode fiber 275 is provided on a movable uniaxial stage 224 as indicated by an arrow 226 in the optical axis direction.
  • the uniaxial stage 224 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 probe 101. Further, the uniaxial stage 224 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the probe 101 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length can be 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 224, and the light reflected by the mirror 223 via the grating 221 and the lens 222 is again guided to the fourth single mode fiber 275, and the second optical fiber coupler 272 performs the second operation. Is mixed with the light obtained from the single mode fiber 273 side and received as interference light by the photodiode portion (PD) 204.
  • PD photodiode portion
  • the interference light received by the photodiode unit 204 in this way is photoelectrically converted, amplified by the amplifier 205, and then input to the demodulator 206.
  • the demodulator 206 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and its output is input to the A / D converter 207 as an interference light signal.
  • the A / D converter 207 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 assumption that about 90% of the wavelength sweep cycle (25 ⁇ sec) is extracted as 2048 digital data when the wavelength sweep repetition frequency is 40 kHz. There is no particular limitation.
  • the line-by-line interference light data generated by the A / D converter 207 is input to the signal processing unit 201 and temporarily stored in the memory 202.
  • interference light data is frequency-resolved by FFT (Fast Fourier Transform) to generate data in the depth direction (line data).
  • FFT Fast Fourier Transform
  • the signal processing unit 201 constructs an optical cross-sectional image at each position in the blood vessel from the line data, and outputs it to the monitor 113 at a predetermined frame rate in some cases.
  • the signal processing unit 201 is further connected to an optical path length adjustment driving unit 209 and a communication unit 208.
  • the signal processing unit 201 controls the position of the uniaxial stage 224 (optical path length control) via the optical path length adjustment driving unit 209.
  • the communication unit 208 incorporates several drive circuits and communicates with the motor drive unit 102 under the control of the signal processing unit 201. Specifically, a drive signal is supplied to the radial scanning motor for rotating the third single mode fiber by the optical rotary joint in the motor driving unit 102, and the encoder unit 242 for detecting the rotational position of the radial motor. Reception of the signal from the signal line, and supply of a drive signal to the linear drive unit 243 for pulling the third single mode fiber 274 at a predetermined speed.
  • the above processing in the signal processing unit 201 is also realized by a predetermined program being executed by a computer.
  • the signal processing unit 201 drives the wavelength swept light source 203 to drive the radial scanning motor 241 and the linear driving unit 243 (hereinafter, the radial scanning motor 241 and the linear driving unit). (Light irradiation and light reception processing by driving 243 is called scanning).
  • the wavelength swept light is supplied from the wavelength swept light source 203 to the optical transmission / reception unit 250 at the tip of the imaging core 251 through the path as described above.
  • the imaging core 251 moves along the rotation axis while rotating by the drive control of the motor drive unit 102.
  • the light transmitting / receiving unit 250 also emits light to the vascular lumen surface and receives reflected light while rotating and moving along the blood vessel axis.
  • the imaging core 251 includes a drive shaft 312 for accommodating the third single mode fiber 274 and transmitting the rotational force (arrow 302 in the figure) from the motor drive unit 102, and an optical transmission / reception unit 250 attached to the tip of the drive shaft 312. It is comprised with the housing 313 to accommodate.
  • the one-dot chain line shown in the figure is the rotation center axis.
  • the optical transmission / reception unit 250 moves in the catheter sheath 311.
  • the optical transmission / reception unit 250 is composed of a hemispherical ball lens as shown in the figure.
  • FIG. 3b of FIG. 3b is a diagram for explaining the reconstruction processing of the cross-sectional image of the lumen surface 351 of the blood vessel in which the optical transmission / reception unit 250 is located.
  • the wavelength swept light source 203 generates light having a wavelength that varies along the time axis during a period in which the light transmitting / receiving unit 250 transmits and receives light once.
  • the reflection intensity (or absorption amount) of light at each position in the radial direction from the rotational center position is obtained by performing FFT processing on one line of interference light data in the direction in which the light is irradiated by one transmission / reception of light.
  • “Line data” is obtained. Accordingly, 512 line data extending radially from the rotation center 352 can be obtained by transmitting and receiving light 512 times, for example, during one rotation.
  • the lens surface of the light transmitting / receiving unit 250 Although it is weak, reflection occurs on the lens surface of the light transmitting / receiving unit 250, the inner surface of the catheter sheath 311 and the boundary surfaces of the outer surface. That is, three circles appear in the vicinity of the rotation center position. Among these, the innermost circle 353 is caused by reflection on the lens surface of the optical transceiver 250.
  • the basic configuration and functions of the diagnostic imaging apparatus 100 according to the embodiment have been described above. Next, detection of the ablation state by the diagnostic imaging apparatus 100 according to the embodiment will be described.
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing a group of cross-sectional images obtained by moving the imaging core 251 in the axial direction within the cauterized renal artery, and the axial position information (hereinafter referred to as pullback position) at that time.
  • a plurality of cross-sectional images are arranged along the line.
  • the linear drive unit 243 is configured by a pulse motor
  • the pullback position is obtained by counting the drive pulses supplied to the pulse motor of the linear drive unit 243.
  • the method of acquiring the pullback position is not limited to this, and for example, the pullback position may be acquired by providing a linear scale that moves in accordance with the position of the adapter and reading it with a sensor. As described above, a pullback position is added to each acquired cross-sectional image group.
  • Each cross-sectional image constituting the cross-sectional image group 400 thus obtained includes a vascular tomographic image of the renal artery, and a vascular lumen wall and an external elastic plate can be observed from the vascular tomographic image.
  • a vascular lumen wall and an external elastic plate can be observed from the vascular tomographic image.
  • a continuous blood vessel lumen wall 412 and an outer elastic plate 411 are observed in the blood vessel tomographic image 410.
  • the sympathetic nerve runs outside the outer elastic plate 411. Therefore, when the sympathetic nerve is cauterized through the lumen wall, the thermal energy is not only from the sympathetic nerve but also from the lumen wall and the sympathetic nerve. It is also applied to the outer elastic plate in between.
  • the outer elastic plate to which heat energy is applied is denatured and cannot be observed on the cross-sectional image (specifically, the outer elastic plate to which heat energy is applied cannot be observed on the cross-sectional image due to degeneration. Decreases). Therefore, when the ablation position exists in the axial movement range (imaging range) of the imaging core 251, a part of the outer elastic plate 411 disappears in the vascular tomogram, and a cross-sectional image in which discontinuous portions exist is present. Will be acquired.
  • disappearance occurs in the outer elastic plate 411 from the vascular tomographic image 410 of the cross-sectional image 401b. Thereafter, the discontinuous portion 413 occurs in the outer elastic plate 411 in the cross-sectional images 401c, 401d, and 401e acquired with the progress of the pullback position, and the discontinuous portion 413 in the outer elastic plate 411 disappears in the cross-sectional image 401f. ing. Therefore, in the example of FIG. 4, it can be seen that the outer elastic plate 411 has disappeared between the cross-sectional image 401b and the cross-sectional image 401e.
  • the pullback position of the imaging core 251 is monitored, and the pullback position when each cross-sectional image is acquired can be determined. Therefore, the length of the blood vessel having the disappearing portion of the outer elastic plate can be determined from the difference between the pull-back positions of the cross-sectional image 401b where the disappearance of the outer elastic plate 411 starts and the cross-sectional image 401e where the disappearance of the outer elastic plate 411 ends.
  • a range cautery range in which cauterization extends is estimated using this length and a model described below with reference to FIG. 5 to obtain the cautery depth.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a model for estimating the ablation range.
  • the length m of the disappearance portion is obtained from the difference between the pullback position 521 at the disappearance start and the pullback position 522 at the disappearance end.
  • the difference between the pullback position of the cross-sectional image 401b and the pullback position of the cross-sectional image 401e is the length m of the disappearing portion.
  • a semicircle 501 having a radius d and having a chord with a length m at the position t from the center is cauterized. Estimated range.
  • the ablation catheter is estimated to be a semicircle centered on the inner surface of the blood vessel wall.
  • the distance t from the lumen (inner wall surface) of the blood vessel to the outer elastic plate can be measured from the portion where the disappearance of the outer elastic plate has not occurred in the cross-sectional image.
  • EEM External Elastic Membrane
  • t the distance on the line between the position of the external elastic plate and the position of the blood vessel lumen wall determined using these methods.
  • an average distance (may be age group or sex) of the outer elastic plate from the blood vessel lumen in the renal artery may be used.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of a state in which the cross-sectional image 401d in the disappearance section illustrated in FIG.
  • the cautery depth f at the pull-back position of the cross-sectional image 401d is calculated and displayed in the display area 601.
  • a circumferential ablation range is detected based on a change in luminance value, and for example, a circumferential ablation range detected by an arrow 602 is clearly indicated.
  • the ablation estimated range 603 may be displayed by connecting the point and both ends of the disappearance position and further extending to the lumen. Note that various methods such as linear and spline are conceivable for connecting the ends of the point and the disappearance position.
  • a cross-sectional image for example, cross-sectional image 401a
  • the display of the cauterization depth in the display area 601 and the cauterization range in the circumferential direction are displayed.
  • the arrow 602 indicating is not displayed.
  • FIG. 7 is a flowchart for explaining processing related to calculation and display of ablation depth among the processing executed by the microprocessor of the signal processing unit 201.
  • step S701 the microprocessor acquires the cross-sectional image group 400 including a plurality of cross-sectional images at a plurality of pull-back positions as described in FIG. 4 by moving the imaging core 251 in the axial direction while performing radial scanning.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a configuration example of data acquired in step S701. Each slice image of the slice image group 400 is stored in the memory 202 as frame data 801. At step S701, the cross-sectional image data 802 corresponding to each cross-sectional image and the pull-back position 803 at the time of acquisition of the cross-sectional image are recorded in the frame data 801.
  • step S702 the microprocessor determines whether or not the outer elastic plate has disappeared for each of the cross-sectional image groups 400, and uses the determination result as an area of the disappearance occurrence 804 of each frame data (FIG. 8). ) The microprocessor detects the outer elastic plate for each cross-sectional image of the cross-sectional image group 400, and determines whether there is an interrupted portion (disappearance point) in the outer elastic plate.
  • a position where the boundary where the luminance value first increases beyond a predetermined threshold appears is set as the position of the external elastic plate If the position of the external elastic plate specified using edge detection with Laplacian filter, Sobel filter, etc. is not within the specific depth range on the line, it is determined that the external elastic plate has disappeared.
  • Each cross-sectional image may be displayed on the monitor 113, and the user may determine whether or not the outer elastic plate has disappeared by observing it. In this case, if the user designates “with disappearance” for each cross-sectional image in the disappearance section, the operation amount increases.
  • the “exist” is automatically generated in the disappearance occurrence 804 of these cross-sectional images and all cross-sectional images (frame data) between them. May be written.
  • the disappearance occurrence 804 of all the cross-sectional images 401b to 401e is set to “present”.
  • step S703 the microprocessor refers to the disappearance occurrence 804 of the frame data 801 arranged in the order of the pull-back position (acquisition order), and the sectional image where the occurrence of the disappearance of the outer elastic plate has started and ended. Is identified. For example, at the portion where the frame data where the occurrence of erasure 804 is “Yes” continues, the first frame data is the start of erasure and the last frame data is the end of erasure. After that, in step S704, the microprocessor obtains the difference between the pullback position of the frame data where the disappearance of the outer elastic plate has started and the frame data where the outer elastic plate has ended, and determines the interval (disappearance interval) of the section where the outer elastic plate has partially disappeared. The distance, that is, the length m of the lost part is obtained. Since the pullback position is recorded in each frame data, the length m of the lost portion can be easily obtained by using this.
  • step S705 the microprocessor calculates an ablation range for each cross-sectional image in the disappearance section using the model described in FIG. Then, the microprocessor calculates the ablation depth at the pullback position of each frame data (cross-sectional image) based on the ablation depth, and records it in the ablation depth 805 of the frame data. Note that the recording to the ablation depth 805 is performed on the frame data in which the disappearance occurrence 804 is “present”.
  • step S707 when a cross-sectional image (frame data) to be displayed is selected, the microprocessor displays the cross-sectional image on the monitor 113. At this time, if the cross-sectional image to be displayed is a cross-sectional image of the disappearing section of the outer elastic plate, the process proceeds from step S709 to step S710, and the microprocessor determines the circumferential ablation range from the cross-sectional image. As shown in FIG. 6a, an ablation range 602 is displayed. In step S710, the microprocessor reads the ablation depth 805 of the frame data, and displays it in the display area 601 as “the ablation depth”.
  • step S708 If the cross-sectional image to be displayed is not an image of the disappearance section, the process ends as it is from step S708, and the circumferential cautery range and irradiation zone depth are not displayed as described above, and 6b in FIG. You will get a display like
  • the ablation catheter for cutting the sympathetic nerve and the probe 101 described above may be simultaneously inserted into the renal artery, and repeated OCT imaging may be performed during ablation with the ablation catheter to determine completion of ablation. .
  • the microprocessor determines that the ablation has been completed and notifies the user to that effect.
  • the disappearing section includes a frame where the disappearing portion has started to appear (cross-sectional image 401b in FIG. 4), and a frame immediately before the first frame in which the disappearing portion disappeared (cross-sectional image 401e in FIG. 4).
  • the frame is between, but is not limited to this.
  • the frame immediately before the frame where the disappearing portion starts to appear cross-sectional image 401a
  • the first frame where the disappearing portion disappears cross-sectional image 401f
  • the frame between them may be used as the disappearing section.
  • a cautery catheter for cutting the sympathetic nerve is inserted to cauterize the lumen wall of the renal artery, and then The above-described cauterization depth may be calculated by inserting the probe 101 and performing OCT imaging.
  • the cauterization depth of the renal artery sympathetic nerve can be determined more accurately by mapping the calculated cauterization depth to the position information of the nerve of the renal artery.

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Abstract

　ＯＣＴにより、イメージングコアを回転させながらカテーテル内を軸方向に移動させて得られた複数の断面画像を処理する画像処理装置は、断面画像に関するデータを、それぞれの断面画像の取得時の軸方向の位置情報と対応づけて記憶し、複数の断面画像において、血管断層像に含まれる外弾性板の一部が消失したと判断できる消失区間が開始する第１の断面画像と、該消失区間が終了する第２の断面画像を抽出し、第１の断面画像と第２の断面画像について記憶されている軸方向の位置情報を取得し、取得された軸方向の位置情報の差に基づいて、消失区間に対応する位置において焼灼が及んでいる焼灼範囲を算出する。

Description

画像処理装置および方法、プログラム
　本発明は、光干渉断層像を処理する画像処理装置、画像処理方法、およびプログラムに関する。
　降圧剤を服用しても高血圧状態の改善が難しい難治性高血圧の患者に対しては、腎動脈周囲にある交感神経を切断し或いは損傷させ、その伝達を遮断することで血圧低下を期待できるという知見がある。
　経皮的に腎動脈の交感神経を切断する手技としては、焼灼用カテーテル（アブレーションデバイス）の先端部を腎動脈に導入して、腎動脈の内側から交感神経を焼灼することが提案されている。この種のアブレーションデバイスは、長尺状のシャフトの先端に電極部を有し、当該電極部を腎動脈の内壁に接触させ、腎動脈の周りにある交感神経に熱エネルギを印加し、交感神経を焼灼する（特許文献１）。
　交感神経は、腎動脈の周囲に存在することは知られているが、腎動脈の周辺組織中を不規則に走行しているため、腎動脈のどの部分が交感神経と接近しているのかは分からない。そこで、交感神経の切断の手技においては、腎動脈の内壁に沿った全周にわたって焼灼を実施することで、交感神経をより確実に切断することが行われる。但し、焼灼箇所では組織の変性や壊死が生じること、血管壁が腫脹することがあるので、同じ位置で内壁の全周にわたって焼灼するのではなく、血管軸方向へ移動しながら、すなわちスパイラル状に所定の間隔で熱エネルギを印加することが行われる。
　また、近年では、腎動脈の交感神経を切断する手技を行う際、腎動脈の交感神経の位置を正確に把握するため、光干渉断層法の技術を用いることが提案されている。具体的には、光干渉断層法の技術を用いて、神経と筋肉又は神経組織と結合組織の間の複屈折境界を検出することで、腎動脈の神経の位置を判断する方法が提案されている（特許文献２）。
特表２０１２－５１３８７３号公報 国際公開第２０１３／００９９７９７号パンフレット
　一般に、上述のような腎動脈の内腔壁を介して交感神経を焼灼する手技では、各焼灼箇所について３０秒～２分程度の所定時間をかけて熱エネルギを印加する。術者はこの間の、腎動脈内腔壁の温度、および電極と対極板間、或いは電極間のインピーダンスの変動を読み、経験則的に焼灼の成否を判断する。すなわち、交感神経の焼灼状態を直接的に判定する術は無かった。例えば、特許文献２では、腎動脈の交感神経を切断する手技を行う際、腎動脈の交感神経の位置を正確に把握できるが、腎動脈の内壁を熱エネルギで焼灼した後、その焼灼箇所の焼灼状態を判断することが難しかった。
　しかしながら、腎動脈の交感神経を切断する手技では、交感神経の焼灼が不足する場合には十分な治療効果が得られず、腎動脈内腔壁の焼灼が過剰な場合には合併症を誘発するリスクが高まってしまう虞がある。すなわち、腎動脈周辺の交感神経の焼灼の成否は、治療効果と直結している。そのため、腎動脈周辺の交感神経を切断する手技では、腎動脈周辺の交感神経の焼灼箇所の焼灼状態を判断することが求められている。
　本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、光干渉断層法により得られた断層像を用いてより正確に焼灼の状態を把握できるようにすることを目的とする。
　上記の目的を達成するための本発明の位置態様による画像処理装置は以下の構成を備える。すなわち、
　ＯＣＴにより、イメージングコアを回転させながらカテーテル内を軸方向に移動させて得られた複数の断面画像を処理する画像処理装置であって、
　前記断面画像に関するデータを、それぞれの断面画像の取得時の前記軸方向の位置情報と対応づけて記憶する記憶手段と、
　前記複数の断面画像において、血管断層像に含まれる外弾性板の一部が消失したと判断できる消失区間が開始する第１の断面画像と、該消失区間が終了する第２の断面画像を抽出する抽出手段と、
　前記記憶手段より前記第１の断面画像と前記第２の断面画像の前記軸方向の位置情報を取得し、取得された前記軸方向の位置情報の差に基づいて、前記消失区間に対応する位置において焼灼が及んでいる焼灼範囲を算出する算出手段と、を備える。
　本発明によれば、光干渉断層法により得られた断層像を用いることにより、より正確に焼灼の状態を把握できる。
　本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。
　添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
実施形態にかかる画像診断装置の外観構成を示す図である。 実施形態における画像診断装置のブロック構成図である。 ３ａはプローブ先端の断面構成を示す図、３ｂは断面画像を生成する処理を示す図である。 画像診断装置により取得される断面画像群を説明する図である。 焼灼範囲を推定するモデルを説明する図である。 断面画像のモニタへの表示を説明する図である。 実施形態による焼灼範囲の推定処理を説明するフローチャートである。 フレームデータの構成例を示す図である。
　以下、本発明の各実施形態について添付図面を参照しながら詳細に説明する。なお、以下に述べる実施の形態は、本発明の好適な具体例であるから、技術的に好ましい種々の限定が付されているが、本発明の範囲は、以下の説明において特に本発明を限定する旨の記載がない限り、これらの態様に限られるものではない。
　図１は、実施形態における光干渉を用いた画像診断装置１００の外観構成を示している。
　図１に示すように、画像診断装置１００は、プローブ１０１と、モータ駆動部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、モータ駆動部１０２と操作制御装置１０３とは、コネクタ１０５を介して、信号線や光ファイバを収容したケーブル１０４により接続されている。
　プローブ１０１は、直接血管内に挿入されるものであり、その長手方向に移動自在であって、且つ、回転自在なイメージングコアを収容している。このイメージングコアの先端には、画像診断装置１００から伝送されてきた光を（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を収容したハウジングが設けられている。画像診断装置１００では、該イメージングコアを用いることで血管内部の状態を測定する。
　モータ駆動部１０２は、プローブ１０１が着脱可能に取り付けられ、内蔵されたモータを駆動させることでプローブ１０１に内挿されたイメージングコアの血管内の軸方向の移動及びその軸に対する回転動作を規定している。すなわち、モータ駆動部１０２は、イメージングコアを回転させながらカテーテル内を軸方向に移動させる機能を有する。また、モータ駆動部１０２は、イメージングコア内の光送受信部と、操作制御装置１０３との間の信号の中継装置として機能する。すなわち、モータ駆動部１０２は、操作制御装置１０３からの測定光を光送受信部へ伝達すると共に、光送受信部で検出した生体組織からの反射光を操作制御装置１０３に伝達する機能を有する。
　操作制御装置１０３は、測定を行うにあたり、各種設定値を入力するための機能や、測定により得られた光干渉データを処理し、各種血管像を表示するための機能を備える。
　操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部である。この本体制御部１１１は、イメージングコアからの反射光と、光源からの光を分離することで得られた参照光とを干渉させることで干渉光データを生成するとともに、該干渉光データをＦＦＴすることで、回転中心位置から径方向に向かうラインデータを生成する。そして、ラインデータから補間処理を経て光干渉に基づく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モニタ（たとえばＬＣＤ）であり、本体制御部１１１において生成された各種断面画像を表示する。１１４は、ポインティングデバイス（座標入力装置）としてのマウスである。
　次に、画像診断装置１００の機能構成について説明する。図２は、画像診断装置１００のブロック構成図である。以下、同図を用いて、波長掃引型ＯＣＴの機能構成について説明する。
　図中、２０１は画像診断装置の全体の制御を司る信号処理部であり、マイクロプロセッサをはじめ、いくつかの回路で構成される。２１０はハードディスクに代表される不揮発性の記憶装置であり、信号処理部２０１が実行する各種プログラムやデータファイルを格納している。２０２は信号処理部２０１内に設けられたメモリ（ＲＡＭ）である。２０３は波長掃引光源であり、時間軸に沿って、予め設定された範囲内で変化する波長の光を繰り返し発生する光源である。
　波長掃引光源２０３から出力された光は、第１のシングルモードファイバ２７１の一端に入射され、先端側に向けて伝送される。第１のシングルモードファイバ２７１は、途中の光ファイバカップラ２７２において第４のシングルモードファイバ２７５と光学的に結合されている。
　第１のシングルモードファイバ２７１に入射され、光ファイバカップラ２７２より先端側に発した光は、コネクタ１０５を介して、第２のシングルモードファイバ２７３に導かれる。この第２のシングルモードファイバ２７３の他端はモータ駆動部１０２内の光ロータリージョイント２３０に接続されている。
　一方、プローブ１０１はモータ駆動部１０２と接続するためのアダプタ１０１ａを有する。そして、このアダプタ１０１ａによりプローブ１０１をモータ駆動部１０２に接続することで、プローブ１０１が安定してモータ駆動部１０２に保持される。さらに、プローブ１０１内に回転自在に収容されたイメージングコア２５１には第３のシングルモードファイバ２７４が収容されおり、この第３のシングルモードファイバ２７４の端部が、光ロータリージョイント２３０に接続される。この結果、第２のシングルモードファイバ２７３と第３のシングルモードファイバ２７４が光学的に結合される。第３のシングルモードファイバ２７４の他方端（プローブ１０１の先頭部分側）には、光を回転軸に対してほぼ直行する方向に出射するミラーとレンズで構成される光送受信部２５０（詳細は図３の３ａを用いて説明する）が設けられている。
　上記の結果、波長掃引光源２０３が発した光は、第１のシングルモードファイバ２７１、第２のシングルモードファイバ２７３、第３のシングルモードファイバ２７４を介して、第３のシングルモードファイバ２７４の端部に設けられた光送受信部２５０に導かれる。光送受信部２５０は、この光を、第３のシングルモードファイバ２７４の軸に直行する方向に出射するとともに、その反射光を受信する。そして、光送受信部２５０で受信された反射光は、今度は逆に導かれ、操作制御装置１０３に返される。
　一方、光ファイバカップラ２７２に結合された第４のシングルモードファイバ２７５の反対の端部には、参照光の光路長を微調整する光路長調整機構２２０が設けられている。この光路長調整機構２２０は、プローブ１０１を交換した場合など、個々のプローブ１０１の長さのばらつきを吸収できるよう、その長さのばらつきに相当する光路長を変化させる光路長変更手段として機能する。そのため、第４のシングルモードファイバ２７５に端部に位置するコリメートレンズ２２５が、その光軸方向である矢印２２６で示すように移動自在な１軸ステージ２２４上に設けられている。
　具体的には、１軸ステージ２２４はプローブ１０１を交換した場合に、プローブ１０１の光路長のばらつきを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する光路長変更手段として機能する。さらに、１軸ステージ２２４はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、プローブ１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージにより光路長を微小変化させることにより、生体組織の表面位置からの反射光と干渉させる状態に設定することが可能である。
　１軸ステージ２２４で光路長が微調整され、グレーティング２２１、レンズ２２２を介してミラー２２３にて反射された光は再び第４のシングルモードファイバ２７５に導かれ、光ファイバカップラ２７２にて、第２のシングルモードファイバ２７３側から得られた光と混合されて、干渉光としてフォトダイオード部（ＰＤ）２０４にて受光される。
　このようにしてフォトダイオード部２０４にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２０５により増幅された後、復調器２０６に入力される。この復調器２０６では干渉した光の信号部分のみを抽出する復調処理を行い、その出力は干渉光信号としてＡ／Ｄ変換器２０７に入力される。
　Ａ／Ｄ変換器２０７では、干渉光信号を例えば９０ＭＨｚで２０４８ポイント分サンプリングして、１ラインのデジタルデータ（干渉光データ）を生成する。なお、サンプリング周波数を９０ＭＨｚとしたのは、波長掃引の繰り返し周波数を４０ｋＨｚにした場合に、波長掃引の周期（２５μｓｅｃ）の９０％程度を２０４８点のデジタルデータとして抽出することを前提としたものであり、特にこれに限定されるものではない。
　Ａ／Ｄ変換器２０７にて生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部２０１に入力され、一旦、メモリ２０２に格納される。そして、信号処理部２０１では干渉光データをＦＦＴ（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）を生成される。信号処理部２０１は、このラインデータから、血管内の各位置での光断面画像を構築し、場合によっては、所定のフレームレートでモニタ１１３に出力する。
　信号処理部２０１は、更に光路長調整用駆動部２０９、通信部２０８と接続されている。信号処理部２０１は光路長調整用駆動部２０９を介して１軸ステージ２２４の位置の制御（光路長制御）を行う。
　通信部２０８は、いくつかの駆動回路を内蔵するとともに、信号処理部２０１の制御下にてモータ駆動部１０２と通信する。具体的には、モータ駆動部１０２内の光ロータリージョイントによる第３のシングルモードファイバの回転を行うためのラジアル走査モータへの駆動信号の供給、ラジアルモータの回転位置を検出するためのエンコーダ部２４２からの信号受信、並びに、第３のシングルモードファイバ２７４を所定速度で引っ張るための直線駆動部２４３への駆動信号の供給である。
　なお、信号処理部２０１における上記処理も、所定のプログラムがコンピュータによって実行されることで実現されるものとする。
　上記構成において、プローブ１０１を患者の診断対象の血管位置（腎動脈など）に位置させると、ユーザの操作によりプローブ１０１の先端に向けて、ガイディングカテーテルなどを通じて透明なフラッシュ液を血管内に放出させる。血液の影響を除外するためである。そして、ユーザがスキャン開始の指示入力を行うと、信号処理部２０１は、波長掃引光源２０３を駆動し、ラジアル走査モータ２４１並びに直線駆動部２４３を駆動させる（以降、ラジアル走査モータ２４１と直線駆動部２４３の駆動による光の照射と受光処理をスキャニングと呼ぶ）。この結果、波長掃引光源２０３から波長掃引光が、上記のような経路でイメージングコア２５１の先端の光送受信部２５０に供給される。このとき、モータ駆動部１０２の駆動制御により、イメージングコア２５１は回転しながら、回転軸に沿って移動する。この結果、光送受信部２５０も、回転しながら、なおかつ、血管軸に沿って移動しながら、血管内腔面への光の出射とその反射光の受信を行うことになる。
　図３の３ａは、プローブ１０１、並びに、それに収容されたイメージングコア２５１の先端部の断面図である。プローブ１０１の先端部は、光を透過するために透明なカテーテルシース３１１で構成される。イメージングコア２５１は、第３のシングルモードファイバ２７４を収容しモータ駆動部１０２からの回転力（図示の矢印３０２）を伝達するための駆動シャフト３１２と、その先端に取りつけられた光送受信部２５０を収容するハウジング３１３で構成される。図示の一点鎖線が回転中心軸である。また、モータ駆動部１０２が駆動シャフト３１２を図示の矢印３０３で示す方向に引っ張ることで、カテーテルシース３１１内を、光送受信部２５０が移動する。光送受信部２５０は、図示のように半球形状のボールレンズで構成される。この構造により、その傾斜面により、第３のシングルモードファイバ２７４から入射した光を、ほぼ直交する方向（図示の矢印３０１の方向）に反射する。この結果、血管組織に向けて光が照射され、その反射光が再びレンズを介して第３のシングルモードファイバ２７４に向けて転送されることになる。
　ここで、１枚の光断面画像の生成にかかる処理を図３の３ｂを用いて簡単に説明する。同図は光送受信部２５０が位置する血管の内腔面３５１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。光送受信部２５０の１回転（２π＝３６０度）する間に、複数回の測定光の送信と受信を行う。波長掃引光源２０３は、光送受信部２５０による１回の光の送受信を行う期間で、時間軸に変動する波長を持つ光を発生する。そのため、１回の光の送受信により、その光を照射した方向の１ラインの干渉光データをＦＦＴ処理することで、回転中心位置から径方向に向かう各位置における光の反射強度（もしくは吸収量）を示す「ラインデータ」が得られる。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３５２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。
　これら５１２個のラインデータは、回転中心位置の近傍では密で、回転中心位置から離れるにつれて互いに疎になっていく。そこで、この各ラインの空いた空間における画素については、周知の補間処理を行なって生成していき、人間が視覚できる２次元の断面画像を生成することになる。また、生成された２次元断面画像を血管軸に沿って互いに接続することで、３次元血管画像を得ることもできる。なお、２次元の断面画像の中心位置は、光送受信部２５０の回転中心位置と一致するが、血管断面の中心位置ではない点に注意されたい。また、微弱であるが、光送受信部２５０のレンズ表面、カテーテルシース３１１の内面、及び、外面の各境界面で反射が起こる。つまり、回転中心位置の近傍には３つの円が現れる。このうち、一番内側の円３５３が、光送受信部２５０のレンズ表面での反射が起因するものである。
　以上、実施形態における画像診断装置１００の基本的な構成と機能について説明した。次に、実施形態の画像診断装置１００による、焼灼状態の検出について説明する。
　上述したように、イメージングコア２５１を回転させるとともに軸方向に移動しながら断面画像を得ることにより、血管の方向に沿って一連の複数の断面画像群が取得されることになる。以下、取得された断面画像群を用いて焼灼範囲、深度を算出する方法を説明する。なお、以下に説明する焼灼範囲、深度の算出やモニタへの表示処理は、画像診断装置１００に内蔵または接続される画像処理装置により実現され得る。本実施形態では、画像診断装置１００の信号処理部２０１に備わるマイクロプロセッサが所定のプログラムを実行することにより画像処理装置に係る機能が実現されるものとする。
　図４は、焼灼された腎動脈内でイメージングコア２５１を軸方向に移動することで得られた断面画像群を模式的に示す図であり、その際の軸方向の位置情報（以下、プルバック位置という）に沿って複数の断面画像が並んでいる。プルバック位置は、たとえば直線駆動部２４３がパルスモータで構成されている場合、直線駆動部２４３のパルスモータに供給された駆動パルスをカウントすることにより得られる。但し、プルバック位置の取得方法はこれに限られるものではなく、たとえば、アダプタの位置に応じて移動するリニアスケールを設け、これをセンサにより読み取ることで取得されてもよい。以上より、取得された断面画像群の各々にはプルバック位置が付加される。
　こうして得られた断面画像群４００を構成する各々の断面画像は腎動脈の血管断層像を含み、血管断層像からは血管内腔壁と外弾性板が観察され得る。たとえば、断面画像４０１ａでは、血管断層像４１０において連続した血管内腔壁４１２と外弾性板４１１が観察される。腎動脈では外弾性板４１１の外側に交感神経が走行しているため、内腔壁を介して交感神経の焼灼を実施した場合、熱エネルギは交感神経のみならず、内腔壁と交感神経の間にある外弾性板にも印加される。熱エネルギを印加された外弾性板は変性し、断面画像上で観察できなくなる（具体的には、熱エネルギを印加された外弾性板は、変性により、断面画像上で観察できなくなるほど輝度値が低下する）。したがって、イメージングコア２５１の軸方向への移動の範囲（撮影範囲）に焼灼位置が存在すると、血管断層像において外弾性板４１１の一部が消失し、不連続となる箇所の存在する断面画像が取得されることになる。
　図４の例では、断面画像４０１ｂの血管断層像４１０から、外弾性板４１１において消失（不連続部分４１３）が発生している。以降、プルバック位置の進行に伴って取得される断面画像４０１ｃ、４０１ｄ、４０１ｅにおいて外弾性板４１１に不連続部分４１３が発生しており、断面画像４０１ｆで外弾性板４１１における不連続部分４１３が無くなっている。したがって、図４の例では、断面画像４０１ｂから断面画像４０１ｅの間、外弾性板４１１に消失が発生していることがわかる。
　上述したように、イメージングコア２５１のプルバック位置は監視されており、各断面画像が取得された際のプルバック位置が判別可能となっている。したがって、外弾性板４１１の消失が開始した断面画像４０１ｂと外弾性板４１１の消失が終了した断面画像４０１ｅのプルバック位置の差から、外弾性板の消失部分を有する血管の長さが分かる。本実施形態では、この長さと、図５により以下に説明するモデルを用いて焼灼が及んでいる範囲（焼灼範囲）を推定し、焼灼深度を得る。
　図５は焼灼範囲を推定するためのモデルを説明する図である。まず、消失開始のプルバック位置５２１と消失終了のプルバック位置５２２の差から消失部分の長さｍを得る。図４の例では、断面画像４０１ｂのプルバック位置と断面画像４０１ｅのプルバック位置の差が消失部分の長さｍとなる。そして、血管内腔（血管内腔壁４１２）から外弾性板４１１までの距離をｔとした場合に、中心から距離ｔの位置に長さｍの弦を持つ、半径ｄの半円５０１を焼灼範囲と推定する。なお、焼灼は、アブレーションカテーテルの電極が血管壁内面に接した状態で行われたとの仮定の元、血管壁内面上に中心がある半円を焼灼範囲と推定する。この場合、半径ｄは、
ｄ＝√（ｔ２＋（ｍ／２）２）
により得られる。このような焼灼範囲のモデル化により、消失区間内の任意のプルバック位置における焼灼深度を算出することができる。たとえば、プルバック位置５２３における焼灼深度ｆは、プルバック位置５２１とプルバック位置５２３の差をｂとした場合、
ｆ＝√（ｄ２－（ｍ／２－ｂ）２）
により得られる。これにより、図４の断面画像４０１ｂから断面画像４０１ｅまでの各断面画像について焼灼深度を得ることができる。
　なお、血管の内腔（内壁面）から外弾性板（ＥＥＭ：External ElasticMembrane）までの距離ｔは、断面画像において外弾性板の消失が発生していない部分から計測することができる。例えば、１ラインの干渉光データを腎動脈内腔壁から外側に向けて読み込んだとき、最初に輝度値が予め定めた閾値を越えて増加する境界が現われる箇所を外弾性板の位置とする方法や、ラプラシアンフィルタ、ソーベルフィルタなどによってエッジ強調した上で外弾性板の位置を検出する方法など、色々な方法が考えられる。これらの方法を用いて判定した外弾性板の位置と血管内腔壁の位置の当該ライン上での距離をtとする。あるいは、腎動脈における血管内腔から外弾性板の平均的な距離（年齢層別、性別であってもい）を用いてもよい。
　図６の６ａは、図５に示した消失区間にある断面画像４０１ｄがモニタ１１３に表示された状態の一例を示す図である。上述した方法により、断面画像４０１ｄのプルバック位置における焼灼深度ｆが算出され、表示エリア６０１に表示される。また、輝度値の変化に基づいて周方向の焼灼範囲が検出され、たとえば矢印６０２により検出された周方向の焼灼範囲が明示される。その他に、図６の６ｃに示すように、外弾性板の消失位置の両端を結ぶ線分の垂直二等分線上で、内腔から深さｆ（ｆは焼灼深度）の点をとり、その点と、消失位置の両端を結び、さらに内腔へ延ばすことで、焼灼推定範囲６０３を表示しても良い。なお、点と消失位置の両端の接続方法はリニア、スプラインなどいろいろな方法が考えられる。他方、図６の６ｂに示されるように、消失区間外の断面画像（たとえば断面画像４０１ａ）がモニタ１１３に表示された場合には、表示エリア６０１における焼灼深度の表示や、周方向の焼灼範囲を示す矢印６０２の表示は行われない。
　以上の処理について図７を参照してさらに説明する。図７は、信号処理部２０１のマイクロプロセッサにより実行される処理のうち、焼灼深度の算出と表示に関する処理を説明するフローチャートである。
　ステップＳ７０１において、マイクロプロセッサは、イメージングコア２５１をラジアル走査させながら軸方向に移動することにより、図４で説明したような、複数のプルバック位置の複数の断面画像からなる断面画像群４００を取得する。図８は、ステップＳ７０１で取得されるデータの構成例を説明する図である。断面画像群４００の各断面画像は、フレームデータ８０１としてメモリ２０２に格納される。ステップＳ７０１の時点では、フレームデータ８０１に、個々の断面画像に対応する断面画像データ８０２とその断面画像の取得時のプルバック位置８０３が記録される。
　続いて、ステップＳ７０２において、マイクロプロセッサは、断面画像群４００の各々について外弾性板の消失が発生しているか否かを判定し、その判定結果を各フレームデータの消失発生８０４のエリア（図８）に書き込む。マイクロプロセッサは断面画像群４００の各断面画像について外弾性板を検出し、外弾性板に中断する箇所（消失個所）があるかどうかを判定する。例えば、１ラインの干渉光データを腎動脈内腔壁から外側に向けて読み込んだとき、最初に輝度値が予め定めた閾値を越えて増加する境界が現われる箇所を外弾性板の位置とする方法や、ラプラシアンフィルタ、ソーベルフィルタなどによってエッジ強調した上で検出する方法などを用いて特定した外弾性板の位置が当該ライン上の特定の深度範囲にない場合、外弾性板は消失したと判定する、など色々な方法が考えられる。なお、各断面画像をモニタ１１３に表示させて、ユーザがこれを観察することにより外弾性板の消失の有無を判定するようにしてもよい。この場合、消失区間中の各断面画像にユーザが「消失発生あり」を指定すると操作量が多くなってしまう。そこで、消失開始の断面画像と消失終了の断面画像をユーザが指定することにより、それら断面画像と、それらの間にある全ての断面画像（フレームデータ）の消失発生８０４に自動的に「あり」を書き込むようにしてもよい。たとえばユーザが断面画像４０１ｂを消失開始、断面画像４０１ｅを消失終了と判定すると、断面画像４０１ｂ～４０１ｅまでの全ての断面画像の消失発生８０４が「あり」に設定される。
　次に、ステップＳ７０３において、マイクロプロセッサは、プルバック位置の順（取得の順）に並ぶフレームデータ８０１の消失発生８０４を参照して外弾性板の消失の発生が開始した断面画像と終了した断面画像を特定する。たとえば、消失発生８０４が「あり」となっているフレームデータが連続している箇所の、先頭のフレームデータを消失の開始、末尾のフレームデータを消失の終了とする。その後、ステップＳ７０４において、マイクロプロセッサは、外弾性板の消失が開始したフレームデータと終了したフレームデータのプルバック位置の差を求め、外弾性板が部分的に消失している区間（消失区間）の距離、すなわち消失部分の長さｍを取得する。プルバック位置は各フレームデータに記録されているので、これを用いることで消失部分の長さｍは容易に求まる。
　次に、ステップＳ７０５において、マイクロプロセッサは、消失区間中の各断面画像について、図５で説明したモデルを用いて焼灼範囲を算出する。そして、マイクロプロセッサは、焼灼深度に基づいて各フレームデータ（断面画像）のプルバック位置における焼灼深度を算出し、フレームデータの焼灼深度８０５に記録する。なお、焼灼深度８０５への記録は、消失発生８０４が「あり」となっているフレームデータについてなされる。
　次に、マイクロプロセッサは、断面画像を表示するための表示制御を行う。まず、ステップＳ７０７において、表示対象の断面画像（フレームデータ）が選択されると、マイクロプロセッサは、その断面画像をモニタ１１３に表示する。このとき、表示対象の断面画像が外弾性板の消失区間の断面画像であった場合には、処理はステップＳ７０９からステップＳ７１０へ進み、マイクロプロセッサはその断面画像から周方向の焼灼範囲を判定し、図６の６ａに示されるように焼灼範囲を矢印６０２を表示する。そして、ステップＳ７１０において、マイクロプロセッサはフレームデータの焼灼深度８０５を読み出し、「焼灼の深さ」として表示エリア６０１に表示する。なお、表示対象の断面画像が消失区間の画像でなければ、処理はステップＳ７０８からそのまま終了し、上述したような周方向の焼灼範囲や照射区の深さの表示は行われず、図６の６ｂのような表示を得ることになる。
　なお、交感神経の切断のための焼灼用カテーテルと上述したプローブ１０１を同時に腎動脈に挿入し、焼灼用カテーテルによる焼灼中に繰り返しＯＣＴ撮影することにより、焼灼の完了を判定するようにしてもよい。その場合、マイクロプロセッサは、たとえば、上述した焼灼深度の最大値（図５のｄ）が所定値を超えた場合に焼灼が完了したと判定し、その旨をユーザに通知する。
　また、上記実施形態では、消失区間は、消失部分が出現し始めたフレーム（図４の断面画像４０１ｂ）と、消失部分が無くなった最初のフレームの直前（図４の断面画像４０１ｅ）と、これらの間のフレームとしているが、これに限られるものではない。たとえば、消失部分が出現し始めたフレームの直前のフレーム（断面画像４０１ａ）と消失部分が無くなった最初のフレーム（断面画像４０１ｆ）、及びこれらの間のフレームを消失区間としてよい。
　また、光干渉断層法の技術を用いて腎動脈の神経の位置を検出した後、交感神経の切断のための焼灼用カテーテルを挿入して腎動脈の内腔壁の焼灼を行い、その後に上述したプローブ１０１を挿入してＯＣＴ撮影することにより、上述した焼灼深度を算出してもよい。これにより、腎動脈の神経の位置情報に算出した焼灼深度をマッピングすることで腎動脈の交感神経の焼灼状況をより正確に判断することができる。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。
　本願は、２０１５年３月３０日提出の日本国特許出願特願２０１５－０６８６２６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 (10)

  1. 　ＯＣＴにより、イメージングコアを回転させながらカテーテル内を軸方向に移動させて得られた複数の断面画像を処理する画像処理装置であって、
    　前記断面画像に関するデータを、それぞれの断面画像の取得時の前記軸方向の位置情報と対応づけて記憶する記憶手段と、
    　前記複数の断面画像において、血管断層像に含まれる外弾性板の一部が消失したと判断できる消失区間が開始する第１の断面画像と、該消失区間が終了する第２の断面画像を抽出する抽出手段と、
    　前記記憶手段より前記第１の断面画像と前記第２の断面画像の前記軸方向の位置情報を取得し、取得された前記軸方向の位置情報の差に基づいて、前記消失区間に対応する位置において焼灼が及んでいる焼灼範囲を算出する算出手段と、を備えることを特徴とする画像処理装置。
  2. 　前記算出手段は、血管の内壁から外弾性板までの距離をｔ、前記軸方向の位置情報の差をｍとした場合に、中心からの距離がｔの位置に長さｍの弦を有する半円を前記焼灼範囲とすることを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
  3. 　前記算出手段は、前記半円に基づいて前記消失区間におけるそれぞれの断面画像の焼灼の深さを算出することを特徴とする請求項２に記載の画像処理装置。
  4. 　前記抽出手段は、前記消失区間の開始の断面画像と前記消失区間の終了の断面画像の、ユーザによる指定を受け付けることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  5. 　前記抽出手段は、前記複数の断面画像のそれぞれについて血管断層像における外弾性板の像を検出し、それぞれの断面画像について外弾性板の部分的な消失の有無を判定することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  6. 　前記消失区間に属する断面画像が表示手段への表示対象に選択された場合に、選択された断面画像とともに前記算出手段により算出された焼灼範囲から得られる焼灼の深さを表示する表示制御手段をさらに備えることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  7. 　前記選択された断面画像の輝度値の変化に基づいて周方向の焼灼範囲を検出する検出手段をさらに備え、
    　前記表示制御手段は、前記選択された断面画像の表示において、前記検出手段により検出された前記周方向の焼灼範囲を明示することを特徴とする請求項６に記載の画像処理装置。
  8. 　前記抽出手段により抽出された焼灼の深さが所定値を超えた場合に焼灼が完了した旨を通知する通知手段をさらに備えることを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  9. 　ＯＣＴにより、イメージングコアを回転させながらカテーテル内を軸方向に移動させて得られた複数の断面画像を処理する画像処理方法であって、
    　前記断面画像に関するデータを、それぞれの断面画像の取得時の前記軸方向の位置情報と対応づけてメモリに記憶する記憶工程と、
    　前記複数の断面画像において、血管断層像に含まれる外弾性板の一部が消失したと判断できる消失区間が開始する第１の断面画像と、該消失区間が終了する第２の断面画像を抽出する抽出手段と、
    　前記メモリより前記第１の断面画像と前記第２の断面画像の前記軸方向の位置情報を取得し、取得された前記軸方向の位置情報の差に基づいて、前記消失区間に対応する位置において焼灼が及んでいる焼灼範囲を算出する算出工程と、を有することを特徴とする画像処理方法。
  10. 　請求項９に記載された画像処理方法の各工程をコンピュータに実行させるためのプログラム。
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