WO2014162367A1 - 画像診断装置及びプログラム - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to an image diagnostic apparatus and a program.
- 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 ultrasonic tomographic diagnostic apparatus (IVUS: IntraVascular Ultra Sound), an optical coherent tomographic diagnostic apparatus (OCT: Optical Coherence Tomography), and the like, each having different characteristics.
- IVUS IntraVascular Ultra Sound
- OCT optical coherent tomographic diagnostic apparatus
- an image diagnostic apparatus combining an IVUS function and an OCT function (an image diagnostic apparatus including an ultrasonic transmission / reception unit capable of transmitting / receiving ultrasonic waves and an optical transmission / reception unit capable of transmitting / receiving light) has also been proposed.
- an image diagnostic apparatus including an ultrasonic transmission / reception unit capable of transmitting / receiving ultrasonic waves and an optical transmission / reception unit capable of transmitting / receiving light
- a tomographic image (ultrasonic tomographic image) utilizing the characteristics of IVUS that can measure up to a high depth region
- a tomographic image optical coherence tomographic image
- OCT optical coherence tomographic images
- the ultrasonic wave propagation speed in each region in the ultrasonic wave transmission / reception path in order to reduce the scale error of the ultrasonic tomographic image. It is important to construct an ultrasonic tomographic image taking into account.
- the present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to reduce the scale error of a tomographic image to be constructed in an image diagnostic apparatus having a plurality of transmission / reception units.
- the diagnostic imaging apparatus has the following configuration. That is, The transmitter / receiver in which the first transmitter / receiver for transmitting / receiving the ultrasonic signal and the second transmitter / receiver for transmitting / receiving the optical signal are moved in the axial direction while rotating in the lumen of the measurement object.
- a first tomographic image and a second tomographic image in the lumen of the measurement object are used by using the ultrasonic signal transmitted / received by the first transmitter / receiver and the optical signal transmitted / received by the second transmitter / receiver.
- An image diagnostic apparatus for constructing a tomographic image
- An acquisition means for acquiring a propagation speed of the ultrasonic signal of a medium flowing in the lumen;
- Generating means for generating ultrasonic line data representing the intensity of the reflected signal from each position in the transmission / reception direction of the ultrasonic signal based on a predetermined propagation velocity;
- For the ultrasonic line data generated by the generating means the position information of each position within the range in which the medium flows is converted based on the ratio between the predetermined propagation speed and the propagation speed acquired by the acquisition means.
- Conversion means for The first tomographic image is constructed using ultrasonic line data converted by the conversion means.
- FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of a diagnostic imaging apparatus 100 according to an embodiment of the present invention.
- FIG. 2 is a diagram showing an overall configuration of the probe portion and a cross-sectional configuration of the tip portion.
- FIG. 3 is a diagram illustrating a cross-sectional configuration of the imaging core and an arrangement of the ultrasonic transmission / reception unit and the optical transmission / reception unit.
- FIG. 4 is a diagram illustrating a functional configuration of the diagnostic imaging apparatus 100.
- FIG. 5 is a diagram illustrating a functional configuration of the signal processing unit 428 of the diagnostic imaging apparatus 100.
- FIG. 6 is a diagram for explaining the data structure of the generated tomographic image.
- FIG. 7A is a diagram for explaining an outline of ultrasonic line data conversion processing.
- FIG. 7B is a diagram for explaining an outline of the ultrasonic line data conversion processing.
- FIG. 8 is a flowchart showing the flow of ultrasonic line data conversion processing.
- FIG. 9 is a diagram for explaining the outline of the ultrasonic line data conversion processing.
- FIG. 10 is a flowchart showing the flow of ultrasonic line data conversion processing.
- FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of an image diagnostic apparatus (an image diagnostic apparatus having an IVUS function and an OCT function) 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 is directly inserted into a blood vessel (a lumen of a measurement object), transmits an ultrasonic wave based on a pulse signal into the blood vessel, and receives a reflected wave (reflected signal) from the blood vessel.
- An imaging core comprising: an optical transmission / reception unit that continuously transmits the transmitted light (measurement light) into the blood vessel and continuously receives the reflected light (reflection signal) from the blood vessel.
- 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 drives the built-in motor to perform the axial operation in the blood vessel of the imaging core inserted in the probe unit 101 and the rotation operation around the axis. It prescribes. Further, the reflected wave received by the ultrasonic transmission / reception unit and the reflected light received by the optical transmission / reception unit are acquired and transmitted to the operation control apparatus 103.
- 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 a tomographic image in the blood vessel when performing the measurement.
- 111 is a main body control unit that generates ultrasonic data based on the reflected wave obtained by measurement and processes the ultrasonic line data generated based on the ultrasonic data.
- an ultrasonic tomographic image is constructed.
- interference light data is generated by causing interference between reflected light obtained by measurement and reference light obtained by separating light from the light source, and an optical line generated based on the interference light data.
- An optical tomographic image is constructed by processing the 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 tomographic image generated by the main body control unit 111.
- 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 constituting a guide wire lumen 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 ultrasonic transmission / reception unit that transmits / receives ultrasonic waves and an optical transmission / reception unit that transmits / receives light are inserted, and an electric signal cable and an optical fiber cable are inserted, and the transmission / reception unit
- An imaging core 220 including a coil-shaped drive shaft 222 that transmits a rotational driving force for rotating 221 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.
- a housing 223 Inside the lumen of the catheter sheath 201 is a housing 223 in which an ultrasonic transmission / reception unit for transmitting / receiving ultrasonic waves and an optical transmission / reception unit for transmitting / receiving light are arranged, and a rotation for rotating the housing 223
- An imaging core 220 including a driving shaft 222 that transmits a driving force is inserted through substantially the entire length to form the probe unit 101.
- the drive shaft 222 is capable of rotating and axially moving the transmission / reception unit 221 with respect to the catheter sheath 201.
- the drive shaft 222 is made of a metal wire such as stainless steel that is flexible and can transmit rotation well. It is composed of multiple multilayer close-contact coils and the like. An electric signal cable and an optical fiber cable (single mode optical fiber cable) are arranged inside.
- 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 a guide wire can be inserted.
- the guide wire lumen tube 203 is used to receive a guide wire previously inserted into a blood vessel and guide the catheter sheath 201 to the affected area with the guide wire.
- FIG. 3 is a diagram illustrating a cross-sectional configuration of the imaging core and an arrangement of the ultrasonic transmission / reception unit and the optical transmission / reception unit.
- the transmission / reception unit 221 disposed in the housing 223 includes an ultrasonic transmission / reception unit 310 and an optical transmission / reception unit 320.
- the ultrasonic transmission / reception unit 310 and the optical transmission / reception unit 320 are respectively driven.
- the shaft 222 On the rotation center axis of the shaft 222 (on the alternate long and short dash line on 3a), the shaft 222 is arranged away by a distance L along the axial direction.
- the ultrasonic transmission / reception unit 310 is disposed on the distal end side of the probe unit 101
- the optical transmission / reception unit 320 is disposed on the proximal end side of the probe unit 101.
- the ultrasonic transmission / reception unit 310 and the optical transmission / reception unit 320 include an ultrasonic transmission / reception direction (elevation angle direction) of the ultrasonic transmission / reception unit 310 and an optical transmission / reception direction (elevation angle direction) of the optical transmission / reception unit 320 with respect to the axial direction of the drive shaft 222.
- the ultrasonic transmission / reception unit 310 and the optical transmission / reception unit 320 include an ultrasonic transmission / reception direction (elevation angle direction) of the ultrasonic transmission / reception unit 310 and an optical transmission / reception direction (elevation angle direction) of the optical transmission / reception unit 320 with respect to the axial direction of the drive shaft 222.
- each transmission / reception direction is attached with a slight shift from 90 ° so as not to receive reflection on the inner surface of the lumen of the catheter sheath 201.
- an electric signal cable 311 connected to the ultrasonic transmission / reception unit 310 and an optical fiber cable 321 connected to the optical transmission / reception unit 320 are arranged, and the electric signal cable 311 is an optical fiber.
- the cable 321 is spirally wound.
- 3b in FIG. 3 is a cross-sectional view of the ultrasonic wave transmission / reception position cut along a plane substantially orthogonal to the rotation center axis.
- the ultrasonic transmission / reception direction (circumferential direction (also referred to as azimuth angle direction)) of the ultrasonic transmission / reception unit 310 is ⁇ degrees.
- 3c in FIG. 3 is a cross-sectional view of the optical transmission / reception position taken along a plane substantially orthogonal to the rotation center axis.
- the optical transmission / reception direction (circumferential direction) of the optical transmission / reception unit 320 is 0 degree. That is, the ultrasonic transmission / reception unit 310 and the optical transmission / reception unit 320 have an angle of ⁇ degrees between the ultrasonic transmission / reception direction (circumferential direction) of the ultrasonic transmission / reception unit 310 and the optical transmission / reception direction (circumferential direction) of the optical transmission / reception unit 320. Arranged with a difference.
- FIG. 4 is a diagram illustrating a functional configuration of the diagnostic imaging apparatus 100 that combines the function of IVUS and the function of OCT (here, a wavelength sweep type OCT). Note that the diagnostic imaging apparatus combining the IVUS function and the other OCT functions also has the same functional configuration, and thus the description thereof is omitted here.
- the imaging core 220 includes an ultrasonic transmission / reception unit 310 inside the tip, and the ultrasonic transmission / reception unit 310 transmits ultrasonic waves based on the pulse wave transmitted from the ultrasonic signal transmitter / receiver 452. While transmitting to the biological tissue in a blood vessel, the reflected wave is received and it transmits to the ultrasonic signal transmitter / receiver 452 as an ultrasonic signal via the adapter 402 and the slip ring 451.
- the rotational drive unit side of the slip ring 451 is rotationally driven by a radial scanning motor 405 of the rotational drive unit 404.
- the rotation operation of the imaging core 220 is defined.
- the rotation angle of the radial scanning motor 405 is detected by the encoder unit 406.
- the scanner and pullback unit 102 includes a linear drive device 407 and defines the axial operation of the imaging core 220 based on a signal from the signal processing unit 428.
- the ultrasonic signal transmitter / receiver 452 includes a transmission wave circuit and a reception wave circuit (not shown).
- the transmission wave circuit transmits a pulse wave to the ultrasonic transmission / reception unit 310 in the imaging core 220 based on the control signal transmitted from the signal processing unit 428.
- the reception wave circuit receives an ultrasonic signal from the ultrasonic transmission / reception unit 310 in the imaging core 220.
- the received ultrasonic signal is amplified by the amplifier 453 and then input to the detector 454 for detection.
- the A / D converter 455 samples the ultrasonic signal output from the detector 454 for 200 points at 30.6 MHz, and outputs one line of digital data (in the ultrasonic transmission / reception direction by the ultrasonic transmission / reception unit 310).
- "Ultrasonic line data" which is digital data representing the intensity of the reflected signal from each position is generated.
- 30.6 MHz is assumed, but this is calculated on the assumption that 200 points are sampled for a depth of 5 mm when the ultrasonic wave propagation speed in the vascular tissue is 1530 m / sec. . Therefore, the sampling frequency is not particularly limited to this.
- the ultrasonic line data for each line generated by the A / D converter 455 is input to the signal processing unit 428.
- the signal processing unit 428 constructs an ultrasonic tomographic image at each position in the blood vessel by converting the ultrasonic line data to gray scale, and outputs it to the LCD monitor 113 at a predetermined frame rate.
- the signal processing unit 428 is connected to the motor control circuit 429 and receives the video synchronization signal of the motor control circuit 429. Then, the signal processing unit 428 constructs an ultrasonic tomographic image in synchronization with the received video synchronization signal.
- the video synchronization signal of the motor control circuit 429 is also sent to the rotation drive device 404. Then, the rotation drive device 404 outputs a drive signal synchronized with the received video synchronization signal.
- Reference numeral 408 denotes a wavelength swept light source (Swept Laser), which is a type of Extended-cavity Laser composed of an optical fiber 416 and a polygon scanning filter (408b) coupled in a ring shape with an SOA 415 (Semiconductor Optical Amplifier).
- Swept Laser a wavelength swept light source
- SOA 415 Silicon Optical Amplifier
- 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 transceiver 320 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 optical axis direction (arrow 423), and form optical path length changing means.
- the uniaxial stage 422 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 biological tissue, the optical path length is minutely changed by the uniaxial stage so that the reference light interferes with the reflected light from the surface position of the biological tissue. It is possible to set.
- 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 180 MHz, for example, and generates one line of digital data (interference light data).
- the sampling frequency of 180 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 80 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.
- interference light data is frequency-resolved by FFT (Fast Fourier Transform) and data in the depth direction (data indicating the intensity of reflected light from each position in the direction of light transmission / reception by the light transmission / reception unit 320).
- FFT Fast Fourier Transform
- Optical line data is generated and coordinate-transformed to construct an optical tomographic image at each position in the blood vessel and output it to the LCD monitor 113 at a predetermined frame rate.
- the signal processing unit 428 is further connected to the optical path length adjusting means control device 430, and controls the position of the one-axis stage 422 via the optical path length adjusting means control device 430.
- FIG. 5 is a diagram illustrating a functional configuration of the signal processing unit 428 of the diagnostic imaging apparatus 100 and related functional blocks. Note that the functional configuration shown in FIG. 5 may be realized by using dedicated hardware, or a part thereof is realized by software (that is, when a computer executes a program for realizing the function). May be.
- the interference light data 521 generated by the A / D converter 427 is output from the radial scanning motor 405 output from the motor control circuit 429 in the optical line data generation unit 501 in the signal processing unit 428.
- processing is performed so that the number of lines per rotation is 512.
- the optical line data 522 output from the optical line data generation unit 501 is stored in the optical line data memory 502 for each rotation (one frame) based on an instruction from the control unit 506.
- the control unit 506 counts the pulse signal 541 output from the movement amount detector of the linear drive device 407 and stores the optical line data 522 in the optical line data memory 502, each optical line data The count value at the time of generating 522 is stored in association with each other.
- optical line data 523 stored in association with the count value is input to the optical tomographic image construction unit 504, subjected to various processes (line addition averaging process, filter process, etc.), then subjected to R ⁇ conversion, and sequentially optical tomographic data.
- An image 525 is output.
- the optical line data 524 stored in association with the count value is input to the lumen distance calculation unit 503 in parallel.
- the lumen distance calculation unit 503 detects the sheath outer surface position and the lumen position from each optical line data, and calculates the lumen distance d from the sheath outer surface position to the lumen position.
- the calculated lumen distance d is input to the ultrasound line data conversion unit 513 as lumen distance information.
- the optical tomographic image 525 output from the optical tomographic image construction unit 504 is output to the LCD monitor 113 as the optical tomographic image 526 after the image processing unit 505 performs image processing for display on the LCD monitor 113. Is done.
- the ultrasonic data 531 generated by the A / D converter 455 is output from the motor control circuit 429 to the encoder unit 406 of the radial scanning motor 405 in the ultrasonic line data generation unit 511 in the signal processing unit 428. Is processed so that the number of lines per rotation is 512. Note that the ultrasonic line data generated at this time is generated using the ultrasonic wave propagation velocity V 0 in the vascular tissue.
- the ultrasonic line data 532 output from the ultrasonic line data generation unit 511 is stored in the ultrasonic line data memory 512 for each rotation (one frame) based on an instruction from the control unit 506.
- the control unit 506 counts the pulse signal 541 output from the movement amount detector of the linear drive device 407 and stores the ultrasonic line data 532 in the ultrasonic line data memory 512.
- the sound wave line data 532 is stored in association with the count value at the time of generation (note that the count value associated at this time is determined by the angle difference ⁇ and the distance L between the ultrasonic transmission / reception unit 310 and the optical transmission / reception unit 320). (In other words, if the count value is the same, the ultrasonic line data and the optical line data indicate the same position in the blood vessel.)
- the ultrasonic line data 533 stored in association with the count value is input to the ultrasonic line data conversion unit 513 and received from the control unit 506 regarding the flash liquid (medium used when performing the flash operation)
- a scale conversion process is executed based on the lumen distance information (Td) received from the cavity distance calculation unit 503 (the control unit 506 preliminarily classifies each type of flash liquid as information on the flash liquid.
- the corresponding ultrasonic propagation velocity is stored, and the ultrasonic propagation velocity in the vascular tissue is also stored as a default).
- the scale conversion process is executed for the range of the lumen distance Td from the sheath outer surface position in the ultrasonic line data (details will be described later).
- the flush liquid information is input by the user via the operation panel 112.
- the ultrasonic line data 534 that has undergone the scale conversion processing in the ultrasonic line data conversion unit 513 is input to the ultrasonic tomographic image construction unit 514. Based on an instruction from the control unit 506, the ultrasonic tomographic image construction unit 514 performs various processes (line addition average processing, filter processing, etc.), then R ⁇ conversion, and sequentially forms an ultrasonic tomographic image 535. Is output.
- the image processing unit 505 performs image processing for display on the LCD monitor 113 and outputs the image as an ultrasonic tomographic image 536 to the LCD monitor 113.
- FIG. 6 shows a state in which the imaging core 220 is inserted into the blood vessel 600 as viewed from the cross-sectional direction of the blood vessel 600.
- the ultrasonic transmission / reception unit 310 transmits / receives ultrasonic waves at each rotation angle.
- Lines 1, 2,... 512 indicate ultrasonic wave transmission / reception directions at respective rotation angles.
- 512 times of ultrasonic transmission / reception are intermittently performed while the ultrasonic transmission / reception unit 310 rotates 360 degrees in the blood vessel 600. As a result, 512 ultrasonic line data are generated.
- optical transmission / reception unit 320 also continuously transmits / receives 512 times of light while rotating 360 degrees in the blood vessel 600. Thereby, 512 optical line data are generated.
- FIGS. 7A and 7B are diagrams for explaining the outline of the scale conversion processing of ultrasonic line data.
- FIG. 7A shows the lumen distance calculation processing in the lumen distance calculation unit 503, and FIG. The scale conversion process in the ultrasonic line data converter 513 is shown.
- the lumen distance calculation unit 503 uses the optical line data of the line n (n is an arbitrary integer from 1 to 512) stored in the optical line data memory 502 to determine the sheath outer surface position and the lumen. Each position is detected. Further, the lumen distance calculation unit 503 calculates a distance from the sheath outer surface position to the lumen position (referred to as “lumen distance d”) based on the detected sheath outer surface position and lumen position. The lumen distance d calculated by the lumen distance calculation unit 503 is input to the ultrasonic line data conversion unit 513.
- the ultrasonic line data conversion unit 513 receives the ultrasonic wave propagation velocity V m in the flash liquid ⁇ used for the flash operation from the control unit 506.
- the ultrasonic wave propagation speed V m in the flash liquid ⁇ is integrated to obtain the time Td on the ultrasonic line data.
- An accurate lumen position can be specified.
- the ultrasonic wave propagation velocity V 0 in the vascular tissue is used as the ultrasonic wave propagation velocity.
- the position away from the sheath outer surface position by the distance Df is a vascular tissue (that is, there is no flush liquid)
- V 0 the ultrasonic wave propagation speed (see FIG. (See the upper side of page 7B).
- the ultrasonic line data conversion unit 513 performs the scale conversion process using the range from the sheath outer surface position to the distance Df, which is an inaccurate scale range, as the target range for scale conversion. Specifically, V m / V 0 is added to each position coordinate (position information of each position) from the outer surface of the sheath for the ultrasonic line data in the target range.
- V m ⁇ V 0 since V m ⁇ V 0 , the distance from the sheath outer surface to the lumen position after the scale conversion is shorter than the distance from the sheath outer surface position to the lumen position before the scale conversion. (Shorter by the ratio between V m and V 0 ). Therefore, the ultrasonic line data in this range is thinned out.
- FIG. 8 is a flowchart showing a flow of ultrasonic line data conversion processing for one frame in the signal processing unit 428.
- step S801 the type of flash liquid is identified, and in step S802, the ultrasonic wave propagation velocity V m corresponding to the type of flash liquid identified in step S801 is transmitted from the control unit 506 to the ultrasonic line.
- the data is transmitted to the data conversion unit 513.
- step S803 “1” is input to the counter n, and in step S804, the sheath outer surface position and the lumen position are detected for the optical line data of the line n (here, line 1). In step S805, the lumen distance d in the optical line data of the line n is calculated based on the sheath outer surface position and the lumen position.
- step S807 scale conversion processing is performed on the ultrasonic line data in the scale conversion target range specified in step S806, and the position coordinates of the ultrasonic line data other than the scale conversion target range are translated, By combining with ultrasonic line data within the scale conversion target range, ultrasonic line data after scale conversion is generated.
- step S808 the counter n is incremented, and in step S809, it is determined whether or not the counter n is greater than 512. If it is determined in step S809 that the counter n is 512 or less, the process returns to step S804, and scale conversion processing is performed on the 512 ultrasonic line data forming one frame.
- -An ultrasonic line data conversion unit is arranged to perform scale conversion processing for each ultrasonic line data.
- an ultrasonic propagation velocity corresponding to the type of the flash solution was used.
- the scale conversion target range is specified using the lumen distance calculated based on the optical line data.
- ⁇ Scale conversion identified based on the ratio of the ultrasonic wave propagation speed in the vascular tissue and the ultrasonic wave propagation speed corresponding to the type of flush liquid used when generating the ultrasonic line data before scale conversion The scale conversion process is performed for the target range.
- the ultrasonic line data is generated using the ultrasonic propagation velocity V 0 in the vascular tissue, and then the scale conversion process is performed on the ultrasonic line data in the range corresponding to the region where the flash liquid flows.
- the present invention is not limited to this.
- the ultrasonic line data may be generated using the ultrasonic wave propagation velocity V m in the flash liquid, and the scale conversion process may be performed on the ultrasonic line data within the range of the vascular tissue. Details of this embodiment will be described below.
- FIGS. 7A and 9 are diagrams for explaining the outline of the ultrasonic line data scale conversion process.
- FIG. 7A shows the lumen distance calculation process in the lumen distance calculation unit 503 as described above.
- FIG. 9 shows a scale conversion process in the ultrasonic line data conversion unit 513. Since FIG. 7A has already been described in the first embodiment, the description thereof is omitted here.
- the ultrasonic line data conversion unit 513 receives the ultrasonic wave propagation velocity V m in the flash liquid ⁇ used for the flash from the control unit 506.
- the ultrasonic line data conversion unit 513 calculates a time Td from the sheath outer surface position to the lumen position when the ultrasonic wave is propagated in the flash liquid ⁇ (here, from the ultrasonic line data, the outside of the sheath is calculated). The surface position is detected, and the time T at which the ultrasonic wave passes through the sheath outer surface position is set to “0”).
- the ultrasonic line data is generated based on the ultrasonic propagation velocity V m in the flash liquid ⁇
- the range from the sheath outer surface position to the distance Df is the ultrasonic line data. It can be said that the range does not affect the ultrasonic wave propagation speed (that is, the scale conversion non-target range).
- the scale conversion process is performed by setting the range that is inaccurate in the scale and that is separated from the sheath outer surface position by the distance Df as the target range of the scale conversion. Specifically, V 0 / V m is added to each position coordinate based on the lumen position (position at a distance Df from the sheath outer surface) for the ultrasonic line data in the target range.
- FIG. 10 is a flowchart showing a flow of ultrasonic line data conversion processing for one frame in the signal processing unit 428.
- steps similar to those in FIG. 8 of the first embodiment are given the same reference numerals, and the description thereof is omitted here. Differences from FIG. 8 are as follows.
- step S1007 the ultrasonic line data in the range excluding the scale conversion non-target range specified in step S1006 is scale-converted, and combined with the ultrasonic line data in the scale conversion non-target range, so that the ultrasonic line after scale conversion is obtained. Generate data.
- -An ultrasonic line data conversion unit is arranged to perform scale conversion processing for each ultrasonic line data.
- the ultrasonic propagation velocity in the vascular tissue is used.
- the scale conversion non-target range is specified using the lumen distance calculated based on the optical line data, and the scale conversion target range is specified. Identified based on the ratio between the ultrasonic wave propagation speed corresponding to the type of flush liquid used in generating the ultrasonic line data before scale conversion and the ultrasonic wave propagation speed in the vascular tissue.
- the scale conversion process is performed for the scale conversion target range.
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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
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。
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。
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。
<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。
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。
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。
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。
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。
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。
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V0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。
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。
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Vm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/Vm)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Vm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V0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×V0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、V0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、Vm/V0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×Vm)の範囲内の各位置座標へと変換される。図7Bの例では、Vm<V0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(VmとV0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。
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Vm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(V0)と、ステップS802において送信された超音波伝播速度Vm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/Vm)×V0)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。
・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V0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。
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V0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Vm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。
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Vm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Vm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Vm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V0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、V0/Vm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、Vm<V0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(VmとV0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。
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。
・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。
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。
[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。
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 (8)
- 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。
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