(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
装置内部で光源から出力された光を測定光と参照光に分割し、イメージング対象物に前記測定光を出射することにより得られた反射光と前記参照光とから得られる干渉光の光強度に基づいて前記イメージング対象物の断面画像を生成する断層像形成装置であって、
前記光強度に基づいて生成される前記イメージング対象物の深さ方向である第１軸の方向の情報を持ったラインデータを第２軸とする方向へ並べた第１の画像を周波数領域へ変換して第２の画像を生成する第１の生成手段と、
前記第２の画像においてフィルタリングすることによりアーチファクトを除去または低減する第１の低減手段と、
前記第１の低減手段により処理された前記第２の画像を空間領域へ逆変換して第３の画像を生成する第２の生成手段と、を備えることを特徴とする断層像形成装置。
【請求項２】
前記第１の生成手段は、フーリエ変換またはコサイン変換またはサイン変換により前記第１の画像を前記第２の画像へ変換することを特徴とする請求項１に記載の断層像形成装置。
【請求項３】
前記第１の低減手段は、前記第２の画像においてゼロ周波数である直流成分の振幅を他の成分に対して相対的に低減させることを特徴とする請求項１または２に記載の断層像形成装置。
【請求項４】
前記第１の低減手段は、前記第２の画像において、前記第１の画像における少なくとも一方の軸方向にゼロ周波数である直流成分の振幅を他の成分に対して相対的に低減することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の断層像形成装置。
【請求項５】
前記第１の低減手段は、前記第２の画像における、前記第１の画像の前記第１軸または前記第２軸に対応する軸方向に所定の幅の領域内にある周波数成分の振幅を他の成分に対して相対的に低減することを特徴とする請求項１乃至３の何れか１項に記載の断層像形成装置。
【請求項６】
前記第１の低減手段は、前記第２の画像における、前記第１の画像の前記第１軸または第２軸についての直流成分を中心とした所定の幅の領域内にある周波数成分の振幅を他の成分に対して相対的に低減することを特徴とする請求項４または５に記載の断層像形成装置。
【請求項７】
前記第１の低減手段は、前記直流成分を中心とした所定の幅の両端の振幅を元の値に漸近させる分布を有するフィルタを用いることを特徴とする請求項６に記載の断層像形成装置。
【請求項８】
前記第１の低減手段は、前記直流成分の振幅をゼロ以下にする、またはゼロに漸近させることを特徴とする請求項３乃至７のいずれか１項に記載の断層像形成装置。
【請求項９】
前記第２の生成手段は、さらに、前記第３の画像に対して空間領域でフィルタを作用させる、もしくは閾値処理によりノイズを低減させる手段を備えることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の断層像形成装置。
【請求項１０】
前記第２の生成手段は、さらに、前記第３の画像を周波数領域に変換してフィルタを作用させる、もしくは閾値処理をすることにより、前記第３の画像におけるノイズを低減させる手段を備えることを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載の断層像形成装置。
【請求項１１】
前記第１の生成手段は、さらに、
前記ラインデータを前記第２軸の方向に並べた元画像の所定領域を選択する選択手段と、
前記所定領域の画像を周波数領域に変換して得られた画像の、前記元画像における前記第２軸の方向についてゼロ周波数である直流成分の振幅を他の成分に対して相対的に低減させる第２の低減手段と、
前記第２の低減手段で処理された画像を空間領域の画像に逆変換して得られた画像で、前記元画像の前記所定領域を置き換える置換手段と、を備え、
前記置換手段により得られた画像を前記第１の画像とすることを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の断層像形成装置。
【請求項１２】
前記第２の低減手段における前記所定領域の画像は、前記元画像の前記所定領域以外の領域を最低輝度値とした画像であり、
前記置換手段は、前記第２の低減手段で処理された画像を空間領域に逆変換して得られた画像から前記所定領域を抽出して、前記元画像の前記所定領域の画像を置き換えることを特徴とする請求項１１に記載の断層像形成装置。
【請求項１３】
前記選択手段は、前記元画像の第１軸の最も浅い位置から所定距離内の領域を前記所定領域として選択することを特徴とする請求項１１または１２に記載の断層像形成装置。
【請求項１４】
前記選択手段は、ユーザにより指定された領域を前記所定領域として選択することを特徴とする請求項１１乃至１３のいずれか１項に記載の断層像形成装置。
【請求項１５】
前記第１の低減手段によるフィルタリングのうち、少なくとも１つのフィルタリングの後で輝度補正を行うことを特徴とする請求項１乃至１４のいずれか１項に記載の断層像形成装置。
【請求項１６】
装置内部で光源から出力された光を測定光と参照光に分割し、イメージング対象物に前記測定光を出射することにより得られた反射光と前記参照光とから得られる干渉光の光強度に基づいて前記イメージング対象物の断面画像を生成する断層像形成装置の制御方法であって、
前記光強度に基づいて生成される前記イメージング対象物の深さ方向である第１軸の方向の情報を持ったラインデータを第２軸とする方向へ並べて第１の画像を周波数領域へ変換して第２の画像を生成する第１の生成工程と、
前記第２の画像においてフィルタリングすることによりアーチファクトを除去または低減する第１の低減工程と、
前記第１の低減工程により処理された前記第２の画像を空間領域へ逆変換して第３の画像を生成する第２の生成工程と、を有することを特徴とする断層像形成装置の制御方法。
【請求項１７】
請求項１６に記載された制御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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、光干渉断層法を用いて得られた断層像のアーチファクトを低減または除去するための断層像形成装置及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
血管の内腔にカテーテルを通して、血管の断層像を撮影する方法として血管内超音波検査（以下、ＩＶＵＳ（intravascular ultrasound））や光干渉断層法（以下、ＯＣＴ（Optical Coherence Tomography））が知られている。ＯＣＴには様々な方式があり、たとえば波長掃引を利用して高速に断層像を撮影可能なものがあるが、以下では、干渉光を利用して断層像の撮影を行う装置を総称してＯＣＴと呼ぶことにする（特許文献１）。【０００３】
ＯＣＴの特徴はＩＶＵＳと比べて解像度（分解能）が高く、石灰化や血栓などの評価に優れていることである。また、血管内壁の詳細な観察が可能であることから、ステント治療後の評価への適用が期待されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】国際公開第２０１０／０９５３７０号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、血管内にステント等の人工物が存在すると、これに起因して断層像にアーチファクト（ノイズとも言う）が出現してしまう。たとえば、光の反射率が高いステントストラットの表面にＯＣＴの測定光があたると、強い反射光（散乱光）が戻ってくるために、放射状の筋が出現する。このようなアーチファクトは、断層像を用いた診断の妨げになるだけでなく、断層像から３次元再構成下画像を観察する際に視線を遮り、また、ステントストラットを自動検出する処理にも影響を及ぼすことが考えられる。【０００６】
本発明は、上述した課題に鑑みてなされたものであり、断層像においてアーチファクトを低減または除去することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記の目的を達成するための本発明の一態様による断層像形成装置は以下の構成を備える。すなわち、
装置内部で光源から出力された光を測定光と参照光に分割し、イメージング対象物に前記測定光を出射することにより得られた反射光と前記参照光とから得られる干渉光の光強度に基づいて前記イメージング対象物の断面画像を生成する断層像形成装置であって、
前記光強度に基づいて生成される前記イメージング対象物の深さ方向である第１軸の方向の情報を持ったラインデータを第２軸とする方向へ並べて第１の画像を周波数領域へ変換して第２の画像を生成する第１の生成手段と、
前記第２の画像においてフィルタリングすることによりアーチファクトを除去または低減する第１の低減手段と、
前記第１の低減手段により処理された前記第２の画像を空間領域へ逆変換して第３の画像を生成する第２の生成手段と、を備える。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、断層像においてアーチファクトを低減または除去することができる。【０００９】
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。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
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】実施形態による光画像診断装置の外観構成を示す図である。
【図２】光画像診断装置の機能構成を示す図である。
【図３】断面画像の再構成処理を説明するための図である。
【図４】実施形態によるアーチファクト低減処理を説明する模式的な図である。
【図５】実施形態によるアーチファクト低減処理を説明する模式的な図である。
【図６】実施形態によるアーチファクト低減処理を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
＜１．光画像診断装置の外観構成＞
図１は本発明の一実施形態にかかる、ＯＣＴ（本実施形態では、ＳＳ−ＯＣＴ）を用いた画像診断装置１００の外観構成を示す図である。図１に示すように、断層像形成装置としての画像診断装置１００は、プローブ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、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。
【００１２】
プローブ１０１は、直接血管内に挿入されるものであり、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備えるイメージングコアを収容するカテーテルが内挿されている。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。プルバック部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に内挿されたカテーテル内のイメージングコアの血管内の軸方向の動作及び回転方向の動作を規定している。また、プルバック部１０２は、イメージングコア内の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。
【００１３】
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、該干渉光データに基づいてラインデータを生成し、補間処理を経て光干渉に基づく断層像（血管断面画像）を生成する。
【００１４】
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。
【００１５】
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、波長掃引型のＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）の機能構成について説明する。
【００１６】
図２において、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。信号処理部２０１のマイクロプロセッサ（コンピュータ）がメモリ２０２に格納されたプログラムを実行することにより、後述するアーチファクトの低減／除去を含む断層像の生成処理を実現する。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。
【００１７】
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。光ファイバカップラ２７２において波長掃引光源２０３から出力された光は測定光と参照光に分割され、参照光は第４のシングルモードファイバ２７５へ進む。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（測定光）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の他端はプルバック部１０２内の光ロータリージョイント２３０に接続されている。
【００１８】
一方、プローブ１０１はプルバック部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をプルバック部１０２に接続することで、プローブ１０１が安定してプルバック部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交する方向に出射するとともに、その反射光を受信する光送受信部を搭載したイメージングコア２５０が設けられている。
【００１９】
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イメージングコア２５０に導かれる。イメージングコア２５０の光送受信部は、この光を、ファイバの軸に略直交する方向に出射して測定光をイメージング対象物に照射するとともに、その反射光を受信し、その受信した反射光が今度は逆に導かれ、操作制御装置１０３に返される。
【００２０】
回転駆動装置２４０は、イメージングコアおよび第３のシングルモードファイバ２７４を回転駆動するラジアル走査モータ２４１、回転駆動の制御に用いられるエンコーダ部２４２、イメージングコアおよび第３のシングルモードファイバ２７４を直線駆動（プルバック）するための直線駆動部２４３を有する。
【００２１】
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可変機構２２０が設けられている。この光路長可変機構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の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で示す方向に移動自在な１軸ステージ２２４上に設けられている。
【００２２】
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。
【００２３】
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２０４にて受光される。このようにしてフォトダイオード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。
【００２４】
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。
【００２５】
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（以下、Ａ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面画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。こうして、反射光と参照光とから得られる干渉光の光強度に基づいてイメージング対象物の断面画像が生成される。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。
【００２６】
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の制御下にてプルバック部１０２と通信する。具体的には、プルバック部１０２内の光ロータリージョイント２３０による第３のシングルモードファイバ２７４の回転を行うためのラジアル走査モータ２４１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。
【００２７】
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。
【００２８】
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（冠状動脈など）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２５０に供給される。このとき、プローブ１０１の先端位置にあるイメージングコア２５０は回転しながら、回転軸に沿って移動することになるので、イメージングコア２５０は、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。
【００２９】
ここで、１枚の断層像（光断面画像）の生成にかかる処理を図３を用いて簡単に説明する。同図はイメージングコア２５０が位置する血管の内腔面３０１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。イメージングコア２５０の１回転（３６０度）する間に、複数回の測定光の送信と受信を行う。１回の光の送受信により、その光を照射した方向の１ラインのデータを得ることができる。従って、１回転の間に、例えば５１２回の光の送受信を行うことで、回転中心３０２から放射線状に延びる５１２個のラインデータを得ることができる。この５１２個のラインデータは、回転中心３０２の近傍では密で、回転中心３０２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。なお、２次元の断面画像の中心位置は、イメージングコア２５０の回転中心３０２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、イメージングコア２５０のレンズ表面、カテーテルの表面などで光は反射するので、図示の符号３０３に示すように、回転中心３０２に対して同心円がいくつか発生する。
【００３０】
次に、以上のようにして得られる断層像におけるアーチファクトの低減処理について、図４〜図６を参照して説明する。図４、図５は、実施形態によるアーチファクト低減処理を説明する模式的な図であり、図６は、信号処理部２０１のマイクロプロセッサ（コンピュータ）がメモリ２０２に格納されたプログラムを実行することにより実現される、実施形態によるアーチファクト低減処理を示すフローチャートである。上記構成により、断層像４００が得られる場合を説明する。断層像４００には、ステントストラットの反射による放射状アーチファクト４０１が出現している。また、断層像４００の中心部には、レンズ表面やカテーテルシースの内表面、外表面等における反射や光学系に起因する同心のリング状アーチファクト４０２が出現している。本実施形態のアーチファクト除去処理では、このような放射状アーチファクト４０１を効果的に低減または除去する。
【００３１】
断層像４００は、図３により説明したように、回転中心３０２を中心として放射状にＡラインデータを配置して得られる画像である。図３により上述したように、Ａラインデータは、光干渉断層計によりイメージングコア２５０から照射される光を３６０度回転させて得られる断層像を構成する、各照射方向について得られるラインデータである。本実施形態では、そのようなＡラインデータを横軸の方向（ｘ軸方向）を回転角度として並べて得られる元画像４１０を用いてアーチファクトの低減を行う。したがって、まず、ステップＳ６０１において、信号処理部２０１は各照射方向について得られたＡラインデータを横軸方向（ｘ軸方向）を回転角度として並べて元画像４１０を得る。元画像４１０において縦軸の方向（ｙ軸方向）はＡラインデータの方向と一致しており、上辺側が各Ａラインデータの回転中心３０２と一致している。元画像４１０に示されるように、断層像４００における同心のリング状アーチファクト４０２はｘ軸方向のライン４０２１となり、断層像４００において放射方向に延びていたアーチファクト４０１はｙ軸方向に延びるアーチファクト４０１１となる。
【００３２】
次の、ステップＳ６０２〜Ｓ６０６の処理は、断層像４００において略同心円上に出現していたレンズ表面やカテーテルシースの像（すなわちライン４０２１）を消去することを目的としたものである。これにより、後述のアーチファクト４０１１の除去処理に対するライン４０２１の影響を低減する。まず、ステップＳ６０２において、信号処理部２０１は、Ａラインデータを横軸方向に並べた元画像４１０の、Ａラインデータの回転中心側の所定領域を選択する。この所定領域は、元画像４１０におけるライン４０２１の存在する領域（以下この領域をシース領域４１１という）である。元画像４１０からのシース領域４１１の選択（抽出）は、たとえば、ユーザが元画像４１０を観察しながらシース領域４１１の境界を指定するようにすればよい。或いは、イメージングコアにおけるレンズ表面からカテーテルシースの内壁、外壁の位置はある程度決まっているので、自動的に、これらカテーテルシースの管壁が含まれるように回転中心からの所定距離内の領域をシース領域４１１として抽出するようにしてもよい。
【００３３】
次に、ステップＳ６０２おいて、信号処理部２０１は、元画像４１０からシース領域４１１の画像を切り出し、これにシース領域４１１以外の画像領域であるシース外領域４２１と同じ大きさの黒画像４１２を接続してシース画像４１３を生成する。なお、シース画像４１３の生成は、元画像４１０においてシース領域４１１以外の領域（上記の所定領域以外の領域であるシース外領域４２１）を黒（最低輝度値）で塗りつぶすことで取得するようにしてもよい。或いは、シース領域４１１の画像を切り出して、これをシース画像４１３として以下の処理に用いるようにしてもよい。
【００３４】
次に、ステップＳ６０３において、信号処理部２０１は、空間領域の画像であるシース画像４１３を周波数領域の画像４１４へ変換する。空間の画像を周波数領域の画像へ変換する手法としては、２次元のフーリエ変換、コサイン変換、サイン変換等、公知の変換方法を用いることができる。図４に記載の周波数領域の画像４１４は、２次元フーリエ変換の振幅を対数表示させたものであり、直流成分が画像中心になるようにシフトしたものである。この画像４１４において、ｕ軸方向は、シース画像４１３におけるｘ軸方向の周波数分布であり、ｖ軸方向は、シース画像４１３におけるｙ軸方向の周波数分布である。ライン４０２１のように空間領域の元画像４１０においてｘ軸方向に延びる像はｘ軸方向の周波数成分がゼロまたはその近傍で、主にｙ軸方向の周波数成分で表される。そのため、ライン４０２１は、周波数領域の画像４１４では、ｕ＝０付近においてｖ軸方向に延びる像４１８となって現れる。
【００３５】
ステップＳ６０４において、信号処理部２０１は、ｘ軸方向に延びるシース像を除去または低減する処理を行う。ここでは、画像４１４においてゼロ周波数である直流成分の振幅を他の成分に対して相対的に低減させるべく、たとえば、以下のような処理を行う。信号処理部２０１は、画像４１４において、ｕ軸方向の直流成分（ゼロ周波数成分）であるｕ＝０のラインの一部もしくは全てまたはそのライン付近（−Δｕ≦ｕ≦Δｕ）の値をゼロ以下とするまたはゼロに漸近させるフィルタ処理を行い、処理後画像４１５を生成する。続いて、ステップＳ６０５において、信号処理部２０１は、処理後画像４１５を空間領域の画像４１６に戻す処理を行う。たとえば、処理後画像４１５がフーリエ変換処理による周波数空間の振幅画像であれば、位相画像と併せて処理後画像４１５にフーリエ逆変換を施すことで空間領域の画像４１６が得られる。なお、放射状に延びるアーチファクト４０１がシース領域４１１内に延びている場合がある。したがって、そのようなアーチファクトも除去するために、横軸方向のゼロ周波数成分（ｖ＝０のライン）をゼロ以下、またはゼロに漸近させるようなフィルタリングをさらに行ってもよい。
【００３６】
続いて、ステップＳ６０６において、信号処理部２０１は、画像４１６からシース領域４１１に対応する領域を画像４１７として切り出し、元画像４１０のシース領域４１１と置き換える。こうして、元画像４１０からシース画像が除去／低減された画像４２２が得られる。たとえば、画像４１６から切り出された画像４１７と元画像４１０から得られるシース外領域４２１の画像とを接続することで、元画像４１０からシース画像が消去された画像４２２（部分置換された元画像）が得られる。なお、画像４２２の生成方法としては、上記に限られるものではなく、たとえば、画像４１７で元画像４１０のシース領域４１１に対応する位置を上書きすることで画像４２２を生成するようにしてもよい。
【００３７】
次に、ステップＳ６０７〜Ｓ６０９により、放射状に延びるアーチファクト４０１（４０１１）の除去処理を行う。まず、ステップＳ６０７において、信号処理部２０１は、シース画像が除去／低減された画像４２２（部分置換された元画像）を周波数領域の画像４２３に変換する。ステップＳ６０７の処理はステップＳ６０３の処理と同様であり、空間領域の画像を周波数領域の画像へ変換する手法としては、２次元フーリエ変換、コサイン変換、サイン変換等、公知の変換方法を用いることができる。
【００３８】
上述したように、アーチファクト４０１は画像４２２において縦方向（ｙ軸の方向）に長く延びる像（アーチファクト４０１１）として現われている。そこで、ステップＳ６０８において、信号処理部２０１は、画像４２２における縦方向のアーチファクトを除去または低減させる。ここでは、画像４２３においてゼロ周波数である直流成分の振幅を他の成分に対して相対的に低減させるために、たとえば、以下のような処理を行う。周波数領域の画像４２３では、画像４２２において縦方向に延びるアーチファクトはｖ＝０付近においてｕ軸方向に延びる像４２６となって現れる。したがって、ステップＳ６０８における直流成分の除去、低減の処理では、信号処理部２０１は、画像４２２のｙ軸方向のアーチファクトに対応する直流成分（ゼロ周波数成分）であるｖ＝０のラインの一部もしくは全てまたはそのライン付近（−Δｖ≦ｖ≦Δｖ）の値をゼロ以下またはゼロに漸近させるようにフィルタ処理を行って処理後画像４２４を生成する。
【００３９】
なお、イメージングコアにおけるレンズ表面やカテーテルシースの内表面、外表面等における反射や光学系に起因して、断層像４００においてリング状のアーチファクトが出現することがある。ｖ＝０のラインの処理と同時にｕ＝０もしくは付近の値もフィルタリングされている場合、リング状のアーチファクトも同時に処理されるが、必ずしも同時に処理されるとは限らない。したがって、そのようなアーチファクトも除去するために、ｕ軸方向の直流成分（ゼロ周波数成分）であるｕ＝０のラインの一部もしくは全てまたはそのライン付近（−Δｕ≦ｕ≦Δｕ）の値をゼロ以下、またはゼロに漸近させるようにフィルタリングをさらに行ってもよい。また、他のフィルタリングを行ってノイズ除去をしてもよい。
【００４０】
次に、ステップＳ６０９において、周波数領域の画像である処理後画像４２４を空間の画像に変換する。たとえば、処理後画像４１５がフーリエ変換による周波数空間の振幅画像であれば、位相画像と併せて処理後画像４１５にフーリエ逆変換を施すことで空間領域の画像４２５が得られる。そして、ステップＳ６１０において、信号処理部２０１は、画像４２５を座標変換して断層像４３０を生成する。すなわち、信号処理部２０１は、画像４２５を構成する各回転位置（θ）ごとのＡラインデータを放射状に並べ換え、ライン間を補間することにより断層像４３０を生成する。
【００４１】
以上のようにしてアーチファクトが除去または低減された断層像４３０が得られる。しかしながら、上述した周波数領域の画像に対する処理により、断層像４３０にノイズが生じる場合がある。したがって、ステップＳ６１１において、断層像４３０に対してさらにノイズ除去処理を行う。このノイズ除去処理は、たとえば、空間領域の断層像４３０に対してガウシアンフィルタ、局所平均フィルタ、メディアンフィルタ等、公知のフィルタを作用させることで実現できる。或いは、輝度閾値と面積閾値を用いた閾値処理を行ってもよい。閾値処理では、断層像４３０を輝度閾値で二値化（白黒に）した場合に、隣り合う白のピクセルを一つのまとまりとし、その面積が面積閾値以下の場合に、そのまとまりを削除（黒に）するという処理が行われる。なお、輝度閾値としては、たとえば上限輝度値の５〜３０％（より好ましくは５〜２０％）の値が用いられ、面積閾値としてはたとえば０．００６ｍｍ２（より好ましくは、０．００４ｍｍ２）が用いられる。
【００４２】
なお、公知のフィルタ処理と閾値処理を組み合わせてもよく、閾値処理は輝度閾値と面積閾値の一方を用いても両方を用いてもよい。また、空間領域において、公知のフィルタや閾値処理を断層像４３０に対して作用させたが、これに限らず、座標変換する前の画像４２５に対して作用させてもよい。また、フィルタ処理と閾値処理の一方を座標変換前に、他方を座標変換後に行ってもよい。
【００４３】
また、ステップＳ６１１のノイズ除去処理において、断層像４３０を周波数領域の画像に変換して、周波数領域の画像に所定の処理を行い、処理後の画像を空間領域の画像に戻すことで、ノイズ除去を行ってもよい。周波数領域の画像に対する所定の処理としては、たとえば、ハイパスフィルタ、特に直流成分をゼロ以下にするまたはゼロに漸近させるフィルタやローパスフィルタを用いることがあげられる。また、上述した空間領域での処理と周波数領域での処理を組み合わせてもよい。さらに、周波数領域の画像において上述したような閾値処理を行ってもよい。
【００４４】
なお、ステップＳ６０４、Ｓ６０８において、周波数領域の振幅画像に対し、縦軸または横軸についての直流成分が並ぶ方向のラインを中心として所定の幅を有する領域内において、その中心をゼロ以下にするまたはゼロに漸近させるとともに、所定の幅（たとえば、−Δｕ〜Δｕ、あるいは−Δｖ〜Δｖの幅）の両端を元の値に漸近させる分布を有するフィルタを用いてもよい。
【００４５】
また、周波数領域へ変換して得られた画像のフィルタリングにおいては上記したフィルタ処理に限られるものではなく、たとえば、ウィナーフィルタやハイブーストフィルタなどを用いた公知のフィルタ処理を行ってもよい。
【００４６】
なお、各種フィルタリングを行っているが、例えば周波数領域で直流成分をゼロにするフィルタリングを行った場合、最終的に生成される断層像４３０もしくは断層像４３１は、アーチファクト除去を行わずに生成される画像に比べて暗くなってしまうため、フィルタリングと同時もしくは後に、輝度の補正を行うとよい。そのような輝度補正は、周波数領域で行われてもよいし、空間領域で行われてもよい。また、各フィルタリング処理後に行われてもよいし、最後のフィルタリング処理の後のみに行われてもよく、その回数と手順は問わない。
【００４７】
また、輝度補正は、例えばトーンカーブを用いて行えばよい。例えば周波数領域において輝度補正をする場合、振幅画像の最大値を記憶しておき、直流成分にフィルタリングを掛けた後の最大値をフィルタリング前の最大値になるようにトーンカーブを設定すればよい。トーンカーブは、線形に限らず非線形でもよく、さらには原点を通らなくてもよい。
【００４８】
また、輝度補正は、空間領域において輝度補正を行う場合も周波数領域と同様に行うことができる。ただし、空間領域における輝度補正では、最大値に限らず、ある注目点の輝度値の変化がゼロに近くなるようにトーンカーブを設定してもよい。この場合、注目点は複数であってもよく、トーンカーブを多項式で最小二乗近似すればよい。注目点は、ステントストラットのような画像上の特徴を検出して設定してもよいし、予め固定されていてもよく、手動で設定してもよい。また、それらの組合せで注目点を設定してもよい。
【００４９】
また、上記実施形態では、元画像４１０として、１枚の断層像を生成するＡラインデータを横軸の方向（ｘ軸方向）を回転角度として並べて得られる画像、すなわち３６０度分のＡラインデータ並べた画像を用いたが、本手法はこれに限られるものではない。すなわち、元画像４１０を構成するＡラインデータは、３６０度分よりも多くても少なくてもよい。ただし、ステップＳ６１０において断層像を作成する際に、１枚の断層像分（３６０度分）のラインデータに整える必要がある。
【００５０】
また、上記実施形態では、血管の内腔で回転しながら血管の断面像を得るＯＣＴ／ＯＦＤＩの場合について述べたが、本手法はこれに限らず、略直線状もしくは略平面上のスキャンや定点上の経時スキャンでもよい。その場合、ステップＳ６１０は省略される。
【００５１】
以上のように、上記実施形態によれば、光干渉断層計による断層像において生じる放射状のアーチファクトやリング状のアーチファクトが除去あるいは低減され、診断を行いやすい断層像が提供される。また、そのような断層像を用いることにより、ステントストラットの自動検出等をより精度良く行えるようになる。また、上記実施形態では、信号処理部２０１のマイクロプロセッサ（コンピュータ）がメモリ２０２に格納されたプログラムを実行することにより、アーチファクトの低減／除去を含む断層像の生成処理を実現し、生成された画像をＬＣＤモニタ１１３に出力表示している説明をしたが、それに限らず、画像データとして生成処理されていれば良く、画像として表示しなくともプログラムを実行して生成処理を進めてもよい。その場合、アーチファクトの低減／除去が完了した画像のみＬＣＤモニタ１１３に出力表示することになる。また、アーチファクトの低減／除去が完了した画像もＬＣＤモニタ１１３に出力表示せずに画像データとして記憶装置２１０にデータを格納していても良い。すなわち、上記実施形態で説明している画像とは、ＬＣＤモニタ１１３に出力表示される表示データとしての画像と、ＬＣＤモニタ１１３に表示されない非表示データとしてのデータ配列の２つの意味を兼ね備えていることは明らかである。
【００５２】
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。
【００５３】
本願は、２０１４年９月２６日提出の日本国特許出願特願２０１４−１９７５００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。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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