JP2007268132A - 画像診断装置およびその処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 画像診断装置において、プローブの回転周期と、ライン単位の信号取得周期とが同期していない場合でも、良質な断面画像を形成できるようにする。
【解決手段】 信号の送受信を繰り返すプローブをラジアル走査させ、該プローブより体腔内でのライン単位の反射信号を取得し、該体腔内の断面画像を形成・表示する画像診断装置であって、前記信号のライン単位の取得周期と同期した同期信号であって、前記ラジアル走査の際の前記プローブの回転角度に応じて出力される出力パルスよりも高い周波数の同期信号を生成し、出力する同期信号生成部６０１と、前記出力パルスを受信するとともに、該出力パルスの受信後に、最初に受信した前記同期信号を選択して出力する同期信号選択部６０３と、同期信号選択部６０３により選択された同期信号の入力に応じて、反射信号をデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換器２２４とを備える。
【選択図】 図６

Description

本発明は、画像診断装置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、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。

画像診断装置の一例として、血管内超音波診断装置（ＩＶＵＳ：Ｉｎｔｒａ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｕｌｔｒａ Ｓｏｕｎｄ）が挙げられる。一般に血管内超音波診断装置は、血管内において超音波振動子をラジアル走査させ、体腔内の生体組織で反射された反射波（超音波エコー）を同じ超音波振動子で受信した後、増幅、検波等の処理を施し、超音波エコー強度をビデオ信号に変換することで、血管の断面画像を描出するように構成されている（例えば、特許文献１参照）。

また、血管内超音波診断装置の他、近年では、画像診断装置として光干渉断層診断装置（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｔ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）も利用されるようになってきている。光干渉断層診断装置は、先端に光学レンズ及び光学ミラーを取り付けた光ファイバーを内蔵したカテーテルを血管内に挿入し、光ファイバーの先端側に配置された光学ミラーをラジアル走査させながら、血管内に光を照射し、生体組織からの反射光をもとに血管の断面画像を描出するものである（例えば、特許文献２参照）。

更に、最近では、光干渉断層診断装置の改良型として、波長掃引利用の光干渉断層診断装置も利用されるようになってきている。

このように、画像診断装置には検出原理の異なる複数種類の装置があり、いずれもプローブをラジアル走査させることで断面画像を抽出することを特徴としている。このため、高精度の断面画像を描出するためには、プローブからの信号の送信／受信周期と、ラジアル走査の回転周期とが完全に同期していることが望ましく、一般にラジアル走査用のモータは、プローブにて一定クロックで繰り返される送信／受信に同期して、その回転数が制御されている。
特開平６−３４３６３７号公報 特開２００１−７９００７号公報

しかしながら、ラジアル走査用のモータは、カテーテルの屈曲度合いに応じたトルクの変動に起因して、その回転数が変動する。このため、プローブからの信号の送信／受信周期と完全に同期をとることはできない。

例えば、ラジアル走査用のモータの回転数が１８００ｒｐｍ（３０Ｈｚ）で、１０２４ラインで断面画像を構築する場合、送信／受信は３０．７２ｋＨｚのクロックに従えばよいこととなる。しかし、ラジアル走査用のモータの回転数が０．０５％変動した場合には、ラジアル走査１回転につき、送信／受信回数が１回増減することとなる。

そして、ラジアル走査１回転につき、送信／受信回数が１回ずつ増減していくと、表示される断面画像が円周方向にぶれて表示されたり、ゆっくりと回転して表示されることとなる。

本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、画像診断装置において、プローブのラジアル走査における回転周期と、プローブからの信号の送信／受信周期との間で、完全に同期がとれなかった場合でも、良質な断面画像を形成することが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、
信号の送受信を繰り返すプローブを接続し、体腔内においてラジアル走査させることで、該プローブより体腔内でのライン単位の反射信号を取得し、該取得した反射信号に基づいて生成されたデジタルデータを用いて、該体腔内の断面画像を形成・表示する画像診断装置であって、
前記信号のライン単位の取得周期のタイミングと同期した同期信号であって、前記ラジアル走査の際の前記プローブの回転角度に応じて出力される出力信号よりも高い周波数の同期信号を生成し、出力する生成手段と、
前記出力信号を受信するとともに、該出力信号の受信後に、最初に受信した前記同期信号を選択して出力する選択手段と、
前記選択手段により選択された前記同期信号の入力に応じて、前記反射信号をデジタルデータに変換し、出力する変換手段とを備える。

本発明によれば、画像診断装置において、プローブのラジアル走査における回転周期と、プローブから取得されるライン単位の信号が１フレーム分得られる周期との間で、完全に同期がとれなかった場合でも、良質な断面画像を形成することができるようになる。

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を詳細に説明する。

［第１の実施形態］
１．血管内超音波診断装置の外観構成
図１は本発明の第１の実施形態にかかる血管内超音波診断装置（１００）の外観構成を示す図である。

図１に示すように、血管内超音波診断装置（１００）は、カテーテル部１０１と、スキャナ／プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線１０４により接続されている。

カテーテル部１０１は、直接血管内に挿入され、超音波振動子（不図示）を用いて血管内部の状態を測定する。スキャナ／プルバック部１０２は、カテーテル部１０１内の超音波振動子の動作を規定する。

操作制御装置１０３は、血管内超音波診断を行うにあたり、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、断面画像として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データを処理したり、処理結果を出力したりする。１１１−１はプリンタ／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、各種設定値の入力を行う。１１３はＬＣＤモニタであり、本体制御部１１１における処理結果を表示する。

２．血管内超音波診断装置の機能構成
図２は、図１に示した血管内超音波診断装置１００の機能構成を示す図である。

同図に示すように、血管内超音波診断装置１００は、カテーテル部１０１と、スキャナ／プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備える。

カテーテル部１０１は、先端内部に超音波振動子ユニット２０１を備えており、超音波振動子ユニット２０１は、カテーテル部１０１の先端が血管内に挿入された状態で、超音波信号送受信器２２１より送信されたパルス波に基づいて、超音波を血管の断面方向に送信するとともに、その反射信号（エコー）を受信し、コネクタ部２０２及びロータリジョイント２１１を介して超音波エコー信号として超音波信号送受信器２２１に送信する。

スキャナ／プルバック部１０２は、ロータリジョイント２１１、回転駆動装置２１２、直線駆動装置２１５を備える。カテーテル部１０１内の超音波振動子ユニット２０１は、非回転部と回転部との間を結合するロータリジョイント２１１により回動自在に取り付けられており、ラジアル走査モータ２１３により回転駆動される。超音波振動子ユニット２０１が血管内を円周方向に回動することで、血管内の所定の位置における断面画像の生成に必要な超音波エコー信号を検出することができる。

なお、ラジアル走査モータ２１３の動作は信号処理部２２５からモータ制御回路２２６を介して送信された制御信号に基づいて制御される。また、ラジアル走査モータの回転角度は、エンコーダ部２１４により検出される。エンコーダ部２１４において出力される出力パルスは、信号処理部２２５に入力され、表示用の信号の読み出しのタイミングに利用される。また、後述する同期信号選択部における選択の際にも利用される。

スキャナ／プルバック部１０２は、更に、直線駆動装置２１５を備え、信号処理部２２５からの指示に基づいて、カテーテル部１０１の挿入方向の動作を規定している。

超音波信号送受信器２２１は、送信回路と受信回路とを備える（不図示）。送信回路は、信号処理部２２５から送信された制御信号に基づいて、カテーテル部１０１内の超音波振動子ユニット２０１に対してパルス波を送信する。

また、受信回路は、カテーテル部１０１内の超音波振動子ユニット２０１より超音波エコー信号を受信する。受信された超音波エコー信号はアンプ２２２により増幅される。

更に、Ａ／Ｄ変換器２２４では、アンプ２２２より出力された超音波エコー信号をサンプリングして、１ラインのデジタルデータ（超音波エコーデータ）を生成する。

Ａ／Ｄ変換器２２４にて生成されたライン単位の超音波エコーデータは信号処理部２２５に入力される。信号処理部２２５では、超音波エコーデータをビデオ信号に変換することにより、血管内の各位置での断面画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ２２７に出力する。

３．カテーテル部の構成
３．１ カテーテル部の全体構成
次にカテーテル部１０１の全体構成について図３を用いて説明する。

図３に示すように、カテーテル部１０１は、血管内に挿入される長尺のカテーテルシース３０１と、ユーザが操作するために血管内に挿入されずユーザの手元側に配置されるコネクタ部３０２により構成される。カテーテルシースの先端には、ガイドワイヤルーメン３０３が形成されており、カテーテルシース３０１は、ガイドワイヤルーメン３０３との接続部からコネクタ部３０２との接続部にかけて連続する管腔として形成されている。

コネクタ部３０２は、カテーテルシース３０１の基端に一体化して構成されたシースコネクタ３０２ａと駆動シャフトの基端に設けられ、駆動シャフト４２２を回転可能に保持するよう構成された駆動シャフトコネクタ３０２ｂとからなる。

シースコネクタ３０２ａとカテーテルシース３０１の境界部には、耐キンクプロテクタ３１１が設けられている。これにより所定の剛性が保たれ、急激な変化による折れ曲がり（キンク）を防止することができる。また、駆動シャフトコネクタ３０２ｂには、カテーテルシース３０１の管腔内全体を超音波伝達液で満たすため、シリンジ（不図示）等の取り付けが可能な注入ポート３１２が備えられている。駆動シャフトコネクタ３０２ｂの基端は、後述するスキャナ／プルバック部１０２と接続可能に構成されている。

３．２ カテーテル部の先端部の構成
次にカテーテル部１０１の先端部の構成について図４を用いて説明する。

図４において、カテーテルシース３０１の管腔内部には、超音波を送受信する超音波振動子ユニット４０１と、それを回転させるための駆動力を伝達する駆動シャフト４０２とを備えるイメージングコア４０３がカテーテルシース３０１のほぼ全長にわたって挿通されている。超音波振動子ユニット４０１は、超音波振動子４０１ｂとそれを保持するハウジング４０１ａからなり、当該超音波振動子４０１ｂより体腔内組織に向けて超音波が送信されるとともに、当該超音波振動子４０１ｂにて体腔内組織からの反射波（エコー）が受信される。

駆動シャフト４０２はコイル状に形成され、その内部には信号線が配され、超音波振動子４０１ｂからコネクタ部３０２まで伸びている。

超音波振動子４０１ｂは矩形状あるいは円形状をしており、ＰＺＴ等からなる圧電材の両面に、電極を蒸着することにより形成されている。超音波振動子４０１ｂは、駆動シャフト４０２が回転ムラを引き起こさないように、回転軸方向の中心付近に位置するよう設置されている。

ハウジング４０１ａは、短い円筒状のパイプの一部に切り欠き部を有した形状をしており、素材としては、金属または硬質の樹脂が好適に用いられる。成形方法としては、パイプ状のものに切削加工、レーザ加工、プレス加工などの加工を施し、切り欠き部を形成する方法や、射出成形やＭＩＭ（金属粉末射出成形）などにより直接所望の形状を得る方法がある。ハウジング４０１ａは、内部に超音波振動子４０１ｂを有し、基端側は駆動シャフト４０２と接続されている。また、先端側には短いコイル状の弾性部材４０４が設けられている。

弾性部材４０４はステンレス鋼線材をコイル状に形成したものであり、該弾性部材４０４が先端側に配されることで、イメージングコア４０３の回転時の安定性が向上する。また、弾性部材４０４またはハウジング４０１ａの表面には金メッキが施されている。一般に、金は高いＸ線不透過性を有する金属であるため、当該金メッキにより、弾性部材４０４はカテーテルシース３０１が体腔内へ挿入された場合でも、Ｘ線撮像装置の映像下で造影される。これにより、ユーザは超音波振動子４０１ｂの位置を容易に知ることができる。

カテーテルシース３０１の先端部とガイドワイヤルーメン３０３との境界部には、プライミング作業で注入された超音波伝達液を外部に排出するための排出口４０５が設けられている。

４０６は補強コイルであり、カテーテルシース３０１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３０３は、ガイドワイヤが挿入可能な孔を有する。ガイドワイヤルーメン３０３は、予め体腔内に挿入され、カテーテルシース３０１を患部まで導くために使用される。

駆動シャフト４０２は、カテーテルシース３０１に対して回転及びスライド動作することが可能であり、柔軟で、かつ回転をよく伝達できる特性をもつ、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。

駆動シャフト４０２の回転により管腔内は、３６０度観察可能となるが、更に広範囲を観察するには、駆動シャフト４０２を軸方向にスライドさせればよい。

図５は、駆動シャフト４０２をカテーテルシース３０１に対して相対的にスライドさせた様子を示す図である。同図に示すように、シースコネクタ３０２ａは固定した状態で、駆動シャフトコネクタ３０２ｂを基端側に（矢印５０１方向に）スライドさせれば、内部の駆動シャフト４０２やその先端に固定された超音波振動子ユニット４０１が軸方向にスライドすることとなる。この軸方向のスライドは、ユーザが手動で行ってもよいし、電動で行っても良い。なお、駆動シャフトコネクタ３０２ｂの先端側には、高速回転する駆動シャフト４０２が露出しないように、保護内管５０２が設けられている。

４．信号処理部の構成
次に信号処理部２２５の構成について説明する。図６は、血管内超音波診断装置１００の信号処理部２２５の機能構成を示す図である。

図６において、６０７は制御部であり、血管内超音波診断装置１００全体を統括的に制御する。６０１は送信部であり、超音波信号送受信器２２１に対して動作指示を送る。なお、本実施形態では、超音波信号送受信器２２１による超音波の送信／受信周期が、エンコーダ部２１４の出力パルスの出力周期よりも短くなるように超音波の送信／受信周期ならびにラジアル走査モータ２１３の回転速度が設定されているものとする。

６０２は同期信号生成部であり、送信部６０１より送信された動作指示に同期した同期信号を生成し、同期信号選択部６０３に出力する。

６０３は同期信号選択部であり、エンコーダ部２１４の出力パルスと、同期信号生成部６０２より出力された同期信号とを受信する。そして、受信した同期信号のうち、エンコーダ部２１４の出力パルスの立ち上がり後、最初に受信した同期信号のみを選択し、該選択した同期信号をＡ／Ｄ変換器２２４に出力する。

すなわち、エンコーダ部２１４の出力パルスの立ち上がり後、次の出力パルスの立ち上がりまでの間に、同期信号生成部６０２より複数の同期信号を受信した場合に、最初の同期信号のみを選択し、他の同期信号は間引くように機能する。

これにより、同期信号選択部６０３からは、エンコーダ部２１４の出力パルスと同数の同期信号が出力されることとなる。なお、ここでは、エンコーダ部２１４の出力パルスの立ち上がりを監視することとしているが、本発明は特にこれに限定されるものではなく、例えば、立下りを監視するようにしてもよい。いずれにしても、エンコーダ部２１４の出力パルスの１周期の間に、同期信号が１パルスのみ出力するような構成であればよい。

同期信号選択部６０３より出力された同期信号は、Ａ／Ｄ変換器２２４に入力される。Ａ／Ｄ変換器２２４では、同期信号選択部６０３より入力された同期信号をトリガーとして、超音波エコー信号から１ラインのデジタルデータを生成する。

Ａ／Ｄ変換器２２４にて生成されたライン単位の超音波エコーデータは、ＦＩＦＯメモリ部６０４に出力される。

６０４はＦＩＦＯメモリ部であり、Ａ／Ｄ変換器２２４より入力されたライン単位の超音波エコーデータを一旦格納する。そして、エンコーダ部２１４の出力パルスに同期して読み出され、信号後処理部６０５に出力される。

６０５は信号後処理部であり、ＦＩＦＯメモリ部６０４より送信された超音波エコーデータに対して対数変換、フレーム相関、ガンマ補正、コントラスト調整、シャープネスフィルタ等の処理を施し、画像構築部６０６に出力する。

画像構築部６０６では、超音波の送受信単位（ライン単位）の超音波エコーデータ列をビデオ信号に変換する。これにより、ＬＣＤモニタ２２７に表示する断面画像を形成する。

５．血管内超音波診断時のカテーテル部１０１の動作
図７は血管内超音波診断時のカテーテル部１０１の動作を説明するための模式図である。図７（ａ）、（ｂ）はそれぞれカテーテル部１０１が挿入された状態の血管の断面図および斜視図である。

図７（ａ）において、７０１はカテーテル部１０１が挿入された血管断面を示している。上述のように、カテーテル部１０１はその先端内部に超音波振動子４０１ｂが取り付けられており、ラジアル走査モータ２１３により矢印７０２方向に回転する。

超音波振動子４０１ｂからは、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、・・・１０２４は各回転角度における超音波の送信方向を示している。本実施形態では、超音波振動子４０１ｂが所定の血管断面（７０１）にて３６０度回動する間に、１０２４回の超音波の送信／受信が断続的に行われる。なお、３６０度回動する間における超音波の送信／受信回数は特にこれに限られず、任意に設定可能であるものとする。このように、超音波振動子４０１ｂを回転させながら信号の送信／受信を繰り返すスキャン（走査）を一般にラジアルスキャン（ラジアル走査）という。

このような超音波の送信／受信は、血管内を矢印７０３方向（図７（ｂ））に進みながら行われる。

６．Ａ／Ｄ変換器２２４及び信号処理部２２５における処理の流れ
血管内超音波診断装置１００の血管内超音波診断時のＡ／Ｄ変換器２２４及び信号処理部２２５における処理の流れについて図８を用いて説明する。

同期信号選択部６０３が、エンコーダ部２１４の出力パルスを受信するごとに図８に示す処理が開始される。

ステップＳ８０１では、同期信号選択部６０３が同期信号生成部６０２より同期信号を受信したか否かを判定する。受信が無い場合には、受信するまで待機する。一方、受信した場合には、ステップＳ８０２に進む。

ステップＳ８０２では、ステップＳ８０１にて受信した同期信号が、本処理を開始するにあたり受信したエンコーダ部２１４の出力パルスのあとの最初の同期信号か否かを判定する。

ステップＳ８０２にて、最初の同期信号であると判定された場合には、ステップＳ８０３に進み、当該受信した同期信号をＡ／Ｄ変換器２２４に出力し、ステップＳ８０４に進む。

ステップＳ８０４にて、Ａ／Ｄ変換器２２４では、当該同期信号をトリガーとして、超音波エコーデータを生成し、ＦＩＦＯメモリ部６０４に出力する。

一方、ステップＳ８０２において、最初の同期信号でないと判定された場合には、当該受信した同期信号は、Ａ／Ｄ変換器２２４に出力されることなく、ステップＳ８０５に進む。

ステップＳ８０５では、同期信号選択部６０３が、エンコーダ部２１４より次の出力パルスを受信したか否かを判定する。次の出力パルスを受信していなければ、ステップＳ８０１に戻る。一方、次の出力パルスを受信した場合には、今回の処理を終了する。

７ Ａ／Ｄ変換器２２４及び信号処理部２２５における処理の具体例
次にＡ／Ｄ変換器２２４及び信号処理部２２５における処理の具体例について図９を用いて説明する。

図９は、エンコーダ部２１４の出力パルスと超音波振動子の送信／受信タイミングとが同期していない場合のタイミングチャートを示す図である。

同図において、９０１はエンコーダ部２１４の出力パルスのタイミングを示している。９０２は、同期信号生成部６０２において生成された同期信号のタイミングを示している。９０３は、Ａ／Ｄ変換器２２４に入力される超音波エコー信号のタイミングを示している。９０４は、同期信号選択部６０３において選択的に出力される同期信号のタイミングを示している。９０５は、Ａ／Ｄ変換器２２４において生成された超音波エコーデータを模式的に示している。更に、９０６は、ＦＩＦＯメモリ部６０４より読み出される超音波エコーデータのタイミングを示している。

同図に示すように、エンコーダ部２１４の立ち上がり後（９０７）、同期信号生成部６０２で最初に生成、出力された同期信号（９０８）を受けて、同期信号選択部６０３は、Ａ／Ｄ変換器２２４に同期信号を出力する（９０９）。Ａ／Ｄ変換器２２４では、同期信号選択部６０３より受信した同期信号をトリガーとして、超音波エコー信号（９１０）をＡ／Ｄ変換し、超音波エコーデータ（Ｄａｔａ１）を生成した後、ＦＩＦＯメモリ部６０４に格納する。ＦＩＦＯメモリ部６０４に格納されたＤａｔａ１は、エンコーダ部２１４の出力パルスに同期して、読み出される。

ここで、本実施形態にかかる血管内超音波診断装置では、超音波信号送受信器２２１による超音波の送信／受信周期が、エンコーダ部２１４の出力パルスの出力周期よりも短く設定されている。このため、エンコーダ部２１４の出力パルスの立ち上がり後（９１１）、同期信号生成部６０２より同期信号が２回出力される場合がある（９１２、９１３）。

このような場合、最初の同期信号（９１２）が同期信号選択部６０３において選択され、Ａ／Ｄ変換器２２４に出力される（９１４）。一方、２回目の同期信号（９１３）は、同期信号選択部６０３において選択されない。このため、Ａ／Ｄ変換器２２４には出力されない。この結果、同期信号選択部６０３が２回目の同期信号（９１３）を受信後に、Ａ／Ｄ変換器２２４に入力された超音波エコー信号（９１５）はＡ／Ｄ変換されず、間引きされることとなる。

以上の説明から明らかなように、本実施形態にかかる血管内超音波診断装置によれば、プローブのラジアル走査における回転周期と、プローブからの超音波の送信／受信周期との間で、同期がとれていなかった場合でも、プローブのラジアル走査における回転周期に従って、超音波エコーデータを生成することが可能となる（つまり、エンコーダ部の出力パルス数よりも多く入力された超音波エコー信号は間引いたうえで超音波エコーデータを生成することが可能となる）。

この結果、従来のように、断面画像が円周方向にぶれて表示されたり、ゆっくりと回転して表示されるといった不都合が解消される。

［第２の実施形態］
上記第１の実施形態では、血管内超音波診断装置において、超音波振動子のラジアル走査の回転周期とプローブからの超音波の送信／受信周期とが同期していない場合の、Ａ／Ｄ変換器ならびに信号処理部の処理について説明した。しかしながら、本発明は特に血管内超音波診断装置に限定されるものではなく、他の画像診断装置の場合も同様である。そこで、本実施形態では、光干渉断層診断装置の場合について説明する。

１．光干渉断層診断装置の測定原理
はじめに光干渉断層診断装置の測定原理について簡単に説明する。一般に光は電磁波であるため、重畳させた場合に干渉するという性質を有する。干渉しやすいか干渉しにくいかの干渉性能はコヒーレンスとも呼ばれ、一般的な光干渉断層診断装置では、干渉性の低い低コヒーレンス光（低干渉性光）が利用される。

低コヒーレンス光は、横軸に時間、縦軸に電場をとった場合、図１０（ａ）の１００１、１００２に示すように、ランダムな信号となる。同図における各々の山は波連と呼ばれ、波連は一つ一つが相互に独立な位相と振幅を持っている。このため、図１０（ａ）のように同じ波連同士が重なった場合は（１００１と１００２）干渉して強めあう一方（１００３参照）、わずかな時間遅れがあった場合には（図１０（ｂ）の１００４と１００５）、打ち消しあって、干渉光が観測されなくなる（図１０（ｂ）の１００６参照）。

光干渉断層診断装置は、かかる性質を利用したものであり、図１１に装置の基本原理を示す。同図に示すように、低干渉性光源１１０１から出た光をビームスプリッタ１１０４で分割し、それぞれを参照ミラー１１０２と測定対象１１０３に向かわせる。このとき、測定対象側から戻ってくる反射光には、物体表面で反射した光や、物体内部の浅い位置で反射した光、物体内部の深部で反射した光など様々な位置からの反射光が含まれる。

しかし、入射光が低干渉性光であるため、干渉が観測される反射光は、ビームスプリッタ１１０４から参照ミラー１１０２までの距離をＬ、コヒーレンス長をΔＬとすると、ビームスプリッタ１１０４からの距離がＬ＋ΔＬ／２の位置に存在する反射面からの反射光のみとなる。

したがって、ビームスプリッタ１１０４から参照ミラー１１０２までの距離を変えれば、検出器１１０５ではその距離に対応した物体内反射面からの反射光のみを選択的に検出することができる。そして、各距離に応じた反射光の強度に基づいて、物体内部の構造情報を可視化することで断面画像を生成することができる。

２．光干渉断層診断装置の外観構成
光干渉断層診断装置の外観構成は、上記第１の実施形態において説明した血管内超音波診断装置（図１参照）と同様であるため、説明は省略する。

３．光干渉断層診断装置の機能構成
本実施形態にかかる光干渉断層診断装置（１２００）の機能構成について図１２を用いて説明する。

１２０９は超高輝度発光ダイオード等の低干渉性光源である。低干渉性光源１２０９は、その波長が１３１０ｎｍ程度で、その可干渉距離（コヒーレント長）が数μｍ〜１０数μｍ程度であるような短い距離範囲でのみ干渉性を示す低干渉性光を出力する。

このため、この光を２つに分岐した後、再び混合した場合には分岐した点から混合した点までの２つの光路長の差が１７μｍ程度の短い距離範囲内の場合には干渉光として検出され、それよりも光路長の差が大きい場合には干渉光が検出されない。

低干渉性光源１２０９の光は、第１のシングルモードファイバ１２２８の一端に入射され、先端面側に伝送される。第１のシングルモードファイバ１２２８は、途中の光カップラ部１２０８で第２のシングルモードファイバ１２２９と光学的に結合されている。従って、この光カップラ部１２０８で２つに分岐されて伝送される。

第１のシングルモードファイバ１２２８の光カップラ部１２０８より先端側には、非回転部と回転部との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント１２０３が設けられている。

更に、光ロータリジョイント１２０３内の第３のシングルモードファイバ１２３０の先端には、光プローブのコネクタ部１２０２が着脱自在に接続されている。これにより光プローブ１２０１内に挿通され回転駆動可能な第４のシングルモードファイバ１２３１に、低干渉性光源１２０９からの光が伝送される。

伝送された光は、光プローブ１２０１の先端側から体腔内の生体組織側にラジアル走査しながら照射される。そして、生体組織側の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部は光プローブ１２０１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１２２８側に戻り、光カップラ部１２０８によりその一部が第２のシングルモードファイバ１２２９側に移り、第２のシングルモードファイバ１２２９の一端から光検出器（例えばフォトダイオード１２１０）に入射される。

なお、光ロータリジョイント１２０３の回転部側は回転駆動装置１２０４のラジアル走査モータ１２０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ１２０５の回転角度は、エンコーダ部１２０６により検出され出力パルスとして出力される。更に、光ロータリジョイント１２０３は、直線駆動装置１２０７を備え、信号処理部１２１４からの指示に基づいて、カテーテル部１０１の挿入方向の動作を規定している。

また、第２のシングルモードファイバ１２２９の光カップラ部１２０８より先端側には、基準光の光路長を変える光路長の可変機構１２１６が設けてある。

この光路長の可変機構１２１６は生体組織の深さ方向の検査範囲に相当する光路長を高速に変化させる第１の光路長変化手段と、光プローブを交換して使用した場合の個々の光プローブの長さのばらつきを吸収できるように、その長さのバラツキに相当する光路長を変化させる第２の光路長変化手段とを備えている。

第２のシングルモードファイバ１２２９の先端に対向して、この先端とともに１軸ステージ１２２０上に取り付けられ、矢印１２２３に示す方向に移動自在のコリメートレンズ１２２１を介して、グレーティング１２１９が配置されている。また、このグレーティング１２１９（回折格子）と対応するレンズ１２１８を介して微小角度回動可能なガルバノメータ１２１７が第１の光路長変化手段として取り付けられている。このガルバノメータミラー１２１７はガルバノメータコントローラ１２２４により、矢印１２２２方向に高速に回転される。

ガルバノメータミラー１２１７はガルバノメータのミラーにより光を反射させるものであり、参照ミラーとして機能する。ガルバノメータに交流の駆動信号を印加することによりその可動部分に採りうけたミラーを高速に回転させるよう構成されている。

つまり、ガルバノメータコントローラ１２２４より、ガルバノメータに対して駆動信号が印加され、該駆動信号により矢印１２２２方向に高速に回転することで、基準光の光路長が、生体組織の深さ方向の検査範囲に相当する光路長だけ高速に変化することとなる。この光路長の変化の一周期が、一ライン（ライン単位）分の干渉光データを取得する周期となる。

一方、１軸ステージ１２２０は光プローブ１２０１を交換した場合に、光プローブの光路長のバラツキを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する第２の光路長変化手段を形成する。さらに、１軸ステージ１２２０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、光プローブ１２０１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１２２０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干渉する状態に設定することが可能となる。

光路長の可変機構１２１６で光路長が変えられた光は第２のシングルモードファイバ１２２９の途中に設けた光カップラ部１２０８で第１のシングルモードファイバ１２２８側から漏れた光と混合されて、フォトダイオード１２１０にて受光される。

フォトダイオード１２１０にて受光された光は光電変換され、アンプ１２１１により増幅された後、復調器１２１２に入力される。この復調器１２１２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Ａ／Ｄ変換器１２１３に入力される。

Ａ／Ｄ変換器１２１３では、干渉光信号を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（干渉光データ）を生成する。サンプリング周波数は、光路長の１走査の時間を２００で除した値である。

Ａ／Ｄ変換器１２１３で生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部１２１４に入力される。この信号処理部１２１４では深度方向の干渉光データをビデオ信号に変換することにより、血管内の各位置での断面画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１２２７に出力する。

なお、信号処理部１２１４は位置制御装置１２２６と接続されている。信号処理部１２１４は位置制御装置１２２６を介して１軸ステージ１２２０の位置の制御を行う。また、信号処理部１２１４はモータ制御回路１２２５と接続され、ラジアル走査モータ１２０５の回転駆動を制御する。

また、信号処理部１２１４は、参照ミラー（ガルバノメータミラー）の光路長の走査を制御するガルバノメータコントローラ１２２４と接続され、ガルバノメータコントローラ１２２４は信号処理部１２１４へ駆動信号（同期信号）を出力し、モータ制御回路１２２５はこの同期信号に基づいてガルバノメータコントローラ１２２４と同期を取る。しかしながら、血管中等におけるトルクの変動などによって、この同期がずれることがある。

４．カテーテル部の構成
カテーテル部１０１の全体構成は、上記第１の実施形態において説明した血管内超音波診断装置のカテーテル部の構成と同じであるため説明は省略し、カテーテル部１０１の先端部の相違点について、図１３を用いて説明する。

図１３は、本実施形態にかかる光干渉断層診断装置１２００のカテーテル部１０１の先端部の構成を示す図である。

図１３において、カテーテルシース３０１の管腔内部には、低干渉性光を照射／受光する光プローブ１３０１が設けられている。光プローブ１３０１は、側方照射のためのプリズムまたはミラー１３０１ｂが設けられている。光プローブ１３０１は、プリズムまたはミラー１３０１ｂとそれを保持するハウジング１３０１ａからなり、プリズムまたはミラー１３０１ｂより体腔内組織にむけて低干渉性光が照射されるとともに、当該プリズムまたはミラー１３０１ｂにて体腔内からの反射光を受ける。

また、駆動シャフト４０２の内部には、光ファイバが配され、ハウジング１３０１ａからコネクタ部１２０２まで伸びている。なお、本実施形態における光干渉断層診断装置においては、事前の生理食塩水の注入（プライミング作業）は必ずしも必要でないため、カテーテルシース３０１の先端部とガイドワイヤルーメン３０３との境界部に形成されるプライミング用の排出口４０５はなくても良い。

５．信号処理部の構成
次に信号処理部１２１４の構成について説明する。図１４は、光干渉断層診断装置１２００の信号処理部１２１４の機能構成を示す図である。

図１４において、１４０６は制御部であり、光干渉断層診断装置１２００全体を統括的に制御する。

１４０１は同期信号生成部であり、ガルバノメータコントローラ１２２４から得られる参照ミラーの光路長変化の周期に同期した同期信号を生成し、同期信号選択部１４０２に出力する。なお、参照ミラーの光路長変化の周期は、エンコーダ部１２０６からの出力パルスの出力周期よりも短く設定されているものとする。

１４０２は同期信号選択部であり、エンコーダ部１２０６の出力パルスと、同期信号生成部１４０１より出力された同期信号とを受信する。そして、受信した同期信号のうち、エンコーダ部１２０６の出力パルスの立ち上がり後、最初に受信した同期信号のみを選択し、該選択した同期信号をＡ／Ｄ変換器１２１３に出力する。

すなわち、エンコーダ部１２０６の出力パルスの立ち上がり後、次の出力パルスの立ち上がりまでの間に、複数の同期信号を受信した場合、最初の同期信号のみを選択し、他の同期信号は間引くように機能する。

これにより、同期信号選択部１４０２からは、エンコーダ部１２０６の出力パルスと同数の同期信号が出力されることとなる。なお、ここでは、エンコーダ部１２０６の出力パルスの立ち上がりを監視することとしているが、本発明は特にこれに限定されるものではなく、例えば、立下りを監視するようにしてもよい。いずれにしても、エンコーダ部１２０６の出力パルスの１周期の間に、同期信号が１パルスのみ出力するよう構成されていればよい。

同期信号選択部１４０２より出力された同期信号は、Ａ／Ｄ変換器１２１３に入力される。Ａ／Ｄ変換器１２１３では、同期信号選択部１４０２より入力された同期信号をトリガーとして、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、１ラインのデータを得るためのサンプリング周波数は、光路長の１走査の時間を２００で除した値である。

Ａ／Ｄ変換器１２１３にて生成されたライン単位の干渉光データは、ＦＩＦＯメモリ部１４０３に出力される。

１４０３はＦＩＦＯメモリ部であり、Ａ／Ｄ変換器１２１３より入力された干渉光データを一旦格納する。そして、エンコーダ部１２０６の出力パルスに同期して読み出され、信号後処理部１４０４に出力される。

１４０４は信号後処理部であり、ＦＩＦＯメモリ部１４０３より送信された干渉光データに対して対数変換、フレーム相関、ガンマ補正、コントラスト調整、シャープネスフィルタ等の処理を施し、画像構築部１４０５に出力する。

画像構築部１４０５では、参照ミラーの光路長走査単位（ライン単位）の干渉光データ列をビデオ信号に変換する。これにより、ＬＣＤモニタ１２２７に表示する断面画像を形成する。

６．Ａ／Ｄ変換器１２１３及び信号処理部１２１４における処理の流れ
光干渉断層診断装置１２００の血管内光干渉断層診断時のＡ／Ｄ変換器１２１３及び信号処理部１２１４における処理の流れについて図１５を用いて説明する。

同期信号選択部１４０２がエンコーダ部１２０６の出力パルスを受信するごとに図１５に示す処理が開始される。

ステップＳ１５０１では、同期信号選択部１４０２が同期信号生成部１４０１より同期信号を受信したか否かを判定する。受信が無い場合には、受信するまで待機する。一方、受信した場合には、ステップＳ１５０２に進む。

ステップＳ１５０２では、ステップＳ１５０１にて受信した同期信号が、本処理を開始するにあたり受信したエンコーダ部１２０６の出力パルスのあとの最初の同期信号が否かを判定する。

ステップＳ１５０２にて、最初の同期信号であると判定された場合には、ステップＳ１５０３に進み、当該受信した同期信号をＡ／Ｄ変換器２２４に出力し、ステップＳ１５０４に進む。

ステップＳ１５０４にて、Ａ／Ｄ変換器２２４では、当該同期信号をトリガーとして、干渉光データを生成し、ＦＩＦＯメモリ部１４０３に出力する。

一方、ステップＳ１５０２において、最初の同期信号でないと判定された場合には、当該受信した同期信号は、Ａ／Ｄ変換器１２１３に出力されることなく、ステップＳ１５０５に進む。

ステップＳ１５０５では、同期信号選択部１４０２が、エンコーダ部１２０６より次の出力パルスを受信したか否かを判定する。次の出力パルスを受信していなければ、ステップＳ１５０１に戻る。一方、次の出力パルスを受信した場合には、今回の処理を終了する。

７．Ａ／Ｄ変換器１２１３及び信号処理部１２１４における処理の具体例
次にＡ／Ｄ変換器１２１３及び信号処理部１２１４における処理の具体例について図１６を用いて説明する。

図１６は、エンコーダ部１２０６の出力パルスと光路長走査の周期とが同期していない場合のタイミングチャートを示す図である。

同図において、１６０１はエンコーダ部１２０６の出力パルスのタイミングを示している。１６０２は、同期信号生成部１４０１において生成された同期信号のタイミングを示している。１４０３は、Ａ／Ｄ変換器１２１３に入力される干渉光信号のタイミングを示している。１６０４は、同期信号選択部１４０２において選択的に出力される同期信号のタイミングを示している。１６０５はＡ／Ｄ変換器１２１３において生成された干渉光データのタイミングを示している。更に、１６０６は、ＦＩＦＯメモリ部１４０３より読み出される干渉光データのタイミングを示している。

同図に示すように、エンコーダ部１２０６の立ち上がり後（１６０７）、同期信号生成部１４０１で最初に生成、出力された同期信号（１６０８）を受けて、同期信号選択部１４０２は、Ａ／Ｄ変換器１２１３に同期信号を出力する（１６０９）。Ａ／Ｄ変換器１２１３では、同期信号選択部１４０２より受信した同期信号をトリガーとして、干渉光信号（１６１０）をＡ／Ｄ変換し、干渉光データ（Ｄａｔａ１）を生成した後、ＦＩＦＯメモリ部１４０３に格納する。ＦＩＦＯメモリ部１４０３に格納されたＤａｔａ１は、エンコーダ部１２０６の出力パルスに同期して、読み出される。

ここで、本実施形態にかかる光干渉断層診断装置では、光プローブ１２０１からの光路長の走査周期が、エンコーダ部１２０６の出力パルスの出力周期よりも短く設定されている。このため、エンコーダ部１２０６の出力パルスの立ち上がり後（１６１１）、同期信号生成部１４０１より同期信号が２回出力される場合がある（１６１２、１６１３）。

このような場合、最初の同期信号（１６１２）が同期信号選択部１４０２において選択され、Ａ／Ｄ変換器１２１３に出力される（１６１４）。一方、２回目の同期信号（１６１３）は、同期信号選択部１４０２において選択されない。このため、Ａ／Ｄ変換器１２１３には出力されない。この結果、同期信号選択部１４０２が２回目の同期信号（１６１３）を受信後に、Ａ／Ｄ変換器１２１３に入力された干渉光信号（１６１５）はＡ／Ｄ変換されず、間引きされることとなる。

以上の説明から明らかなように、本実施形態にかかる光干渉断層診断装置によれば、プローブのラジアル走査における回転周期と、光路長の走査周期との間で、同期がとれていなかった場合でも、プローブのラジアル走査における回転周期に従って、干渉光データを生成することが可能となる（つまり、エンコーダ部の出力パルス数よりも多く入力された干渉光信号は間引いたうえで干渉光データを生成することが可能となる）。

この結果、従来のように、断面画像が円周方向にぶれて表示されたり、ゆっくりと回転して表示されるといった不都合が解消される。

［第３の実施形態］
上記第２の実施形態では、光干渉断層診断装置に適用した場合について説明したが、本発明は、これに限られず波長掃引利用の光干渉断層診断装置に適用しても良い。以下、波長掃引利用の光干渉断層診断装置に適用した場合について説明する。

１．波長掃引利用の光干渉断層診断装置の測定原理
はじめに波長掃引利用の光干渉断層診断装置の測定原理について簡単に説明する。なお、波長掃引利用の光干渉断層診断装置は、上記第２の実施形態において説明した光干渉断層診断装置の測定原理（図１０、図１１）と光干渉を利用する点においては、基本的に同じである。そこで、ここでは光干渉断層診断装置との相違点を中心に説明する。

光干渉断層診断装置との測定原理上の相違点は光源にあり、第１にコヒーレント長が異なる。つまり、光干渉断層診断装置の光源は、コヒーレント長が１０μｍ〜２０μｍ程度の低干渉性光を用いるのに対して、波長掃引利用の光干渉断層診断装置の光源には、コヒーレント長が４〜１０ｍｍ程度のものが用いられる。

これは、光干渉断層診断装置の場合、生体組織の深さ方向の検査範囲は、参照ミラーの可動範囲に依存するのに対して、波長掃引利用の光干渉断層診断装置の場合、生体組織の深さ方向の検査範囲は、コヒーレント長に依存するからである。そして、血管等の生体組織の深さ方向の全範囲を網羅するために、波長掃引利用の光干渉断層診断装置では、コヒーレント長の比較的長い光源が用いられる。

光源の第２の相違点は、波長掃引利用の光干渉断層診断装置の場合、異なる波長を持つ光が連続的に照射される点にある。

第２の実施形態にかかる光干渉断層診断装置の場合、生体組織の深さ方向の各点からの反射光の抽出は、参照ミラーの移動により実現し、測定対象の深さ方向の分解能は、照射する光のコヒーレント長に依存していたのに対して、波長掃引利用の光干渉断層装置の場合、連続的に波長を変化させた光を照射し、生体組織の深さ方向の各点からの反射光の強度は、干渉光の周波数成分の違いに基づいて行うことを特徴としている。

一般的に、掃引する光の周波数（波長の逆数）を式１に示す時間関数として考えると、干渉光の強度は式２に示す時間関数として表現できる。このとき、Δｘは参照光と対象光の光路差を示し、Δｆは単位時間における周波数の変化率を示すものである。また、Ａ、Ｂ、Ｃは定数を示す。
（式１）ｆ（ｔ）＝ｆ_α＋Δｆｔ
（式２）Ｉ（ｔ）＝Ａ＋Ｂｃｏｓ（ＣΔｘ（ｆ_α＋Δｆｔ））
式２からわかるように、干渉光強度Ｉ（ｔ）の時間変化の周波数成分は光路差Δｘと波長掃引の周波数変化Δｆで表される。したがって、干渉光の周波数成分がわかれば、光路差ごとの干渉光強度がわかることになり、波長掃引の１周期により、１ライン分の信号を得ることが出来る。

これにより、１ライン分の信号を取得するのに要する時間が短くなり、また、描出深度を深くすることができる。

図１７は、波長掃引利用の光干渉断層診断装置の基本原理を示す図である。同図において光源１７０１は、Ｓｗｅｐｔ Ｌａｓｅｒである。

光源１７０１より順次出力された異なる波長を有する光は、ビームスプリッタ１７０４で分割され、それぞれを参照ミラー１７０２と測定対象１７０３とに向かう。このとき測定対象１７０３側から戻ってくる反射光には、物体表面での反射光や、物体内部の浅い位置で反射した光、物体内部の深部で反射した光など様々な位置からの反射光が含まれる。

上述のように、検出器１７０５で観測された干渉光を周波数分解することで、測定対象の深さ方向の特定の位置での構造情報を可視化することが可能である。この結果、一周期の波長掃引で一ライン分のデータが得られることとなり、断面画像を形成することができる。

なお、光源１７０１より出力される光は、コヒーレント長が４〜１０ｍｍ程度あるため、測定対象の深さ方向の検査範囲が全て網羅できるため、参照ミラーを動作させる必要は無く、参照ミラー１７０２は一定の距離に固定して配されることとなる。

このように参照ミラーを機械的に動かす必要がないので、波長掃引利用の光干渉断層診断装置の場合、光干渉断層診断装置と比べて１ライン分の信号を取得するのに要する時間が短くなり、フレームレートを上げることができる。光干渉断層診断装置における最大フレームレートが１５ｆｒ／ｓであるのに対し、波長掃引利用の光干渉断層診断装置のフレームレートは３０〜２００ｆｒ／ｓ程度である。

もともと光干渉断層診断装置や波長掃引利用の光干渉断層診断装置の場合、血球成分への光の吸収を避け、良好な画像を取得するために、診断時には血液を排除しなければならない。このため、フレームレートが低いと血液を排除しておく時間を長くする必要があり、臨床上問題がある。これに対して、波長掃引利用の光干渉断層診断装置の場合、数秒間の血液排除で血管の軸方向に３０ｍｍ以上の画像を取得することができるため、臨床上の問題を低減させることができるというメリットがある。

２．波長掃引利用の光干渉断層診断装置の機能構成
図１８は、波長掃引利用の光干渉断層診断装置１８００の機能構成を示す図である。以下、上記第２の実施形態において図１２を用いて説明した光干渉断層診断装置との相違点を中心に説明する。

１８０８は光源であり、Ｓｗｅｐｔ Ｌａｓｅｒが用いられる。Ｓｗｅｐｔ Ｌａｓｅｒ１８０８は、ＳＯＡ２２１６（ｓｅｍｉｓｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｐｔｉｃａｌ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）とリング状に結合された光ファイバ１８１７とポリゴンスキャニングフィルタ（１８０８ｂ）よりなる、Ｅｘｔｅｎｄｅｄ−ｃａｖｉｔｙ Ｌａｓｅｒの一種である。

ＳＯＡ１８１６から出力された光が、光ファイバ１８１７を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ１８０８ｂに入り、ここで波長選択された光が、ＳＯＡ１８１６で増幅され、最終的にｃｏｕｐｌｅｒ１８１４から出力される。

ポリゴンスキャニングフィルタ１８０８ｂは、光を分光する回折格子１８１２とポリゴンミラー１８０９との組み合わせで波長を選択する。回折格子１８１２により分光された光を２枚のレンズ（１８１０、１８１１）によりポリゴンミラー１８０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー１８０９と直交する波長の光のみ同一の光路を戻り、ポリゴンスキャニングフィルタ１８０８ｂから出力されるため、ミラーを回転させることで、波長の時間掃引を行う。

ポリゴンミラー１８０９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１８０９と回折格子１８１２とを組み合わせたユニークな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。

Ｃｏｕｐｌｅｒ１８１４から出力されたＳｗｅｐｔ Ｌａｓｅｒ１８０８の光は、第１のシングルモードファイバ１８３０の一端に入射され、先端面側に伝送される。第１のシングルモードファイバ１８３０は、途中の光カップラ部１８２６で第２のシングルモードファイバ１８３１と光学的に結合されている。従って、この光カップラ部１８２６で２つに分岐されて伝送される。

第１のシングルモードファイバ１８３０の光カップラ部１８２６より先端側には、非回転部と回転部との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント１８０３が設けられている。

更に、光ロータリジョイント１８０３内の第３のシングルモードファイバ１８３２の先端には、光プローブのコネクタ部１８０２が着脱自在に接続されている。これにより光プローブ１８０１内に挿通され回転駆動可能な第４のシングルモードファイバ１８３３に、光源１８０８からの光が伝送される。

伝送された光は、光プローブ１８０１の先端側から体腔内の生体組織側にラジアル走査しながら照射される。そして、生体組織側の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部は光プローブ１８０１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１８３０側に戻る。さらに、光カップラ部１８２６によりその一部が第２のシングルモードファイバ１８３１側に移り、第２のシングルモードファイバ１８３１の一端から光検出器（例えばフォトダイオード１８１９）に入射される。

なお、光ロータリジョイント１８０３の回転部側は回転駆動装置１８０４のラジアル走査モータ１８０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ１８０５の回転角度は、エンコーダ部１８０６により検出され、出力パルスとして出力される。更に、光ロータリジョイント１８０３は、直線駆動装置１８０７を備え、信号処理部１８２３からの指示に基づいて、カテーテル部１０１の挿入方向の動作を規定している。

また、第２のシングルモードファイバ１８３１の光カップラ部１８２６より先端側には、基準光の光路長を変える光路長の可変機構１８２５が設けてある。

この光路長の可変機構１８２５は光プローブを交換して使用した場合の個々の光プローブの長さのばらつきを吸収できるように、その長さのバラツキに相当する光路長を微小変化させる光路長変化手段を備えている。

第２のシングルモードファイバ１８３１およびコリメートレンズ１８２６は、その光軸方向に矢印１８３３で示すように移動自在な１軸ステージ１８３２上に設けられ、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１８３２は光プローブ１８０１を交換した場合に、光プローブの光路長のバラツキを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する光路長可変手段を形成する。さらに、１軸ステージ１８３２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、光プローブ１８０１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１８３２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干渉する状態に設定することが可能となる。

光路長の可変機構１８２５で光路長が微調整された光は第２のシングルモードファイバ１８３１の途中に設けた光カップラ部１８２６で第１のシングルモードファイバ１８２６側から漏れた光と混合されて、フォトダイオード１８１９にて受光される。

フォトダイオード１８１９にて受光された光は光電変換され、アンプ１８２０により増幅された後、復調器１８２１に入力される。この復調器１８２１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Ａ／Ｄ変換器１８２２に入力される。

Ａ／Ｄ変換器１８２２では、干渉光信号を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４０ｋＨｚとした場合に、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１８２２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１８２３に入力される。この信号処理部１８２３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を生成し、これを座標変換することにより、血管内の各位置での断面画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１８２７に出力する。

なお、信号処理部１８２３は位置制御装置１８３４と接続されている。信号処理部１８２３は位置制御装置１８３４を介して１軸ステージ１８３２の位置の制御を行う。また、信号処理部１８２３はモータ制御回路１８２４と接続され、ラジアル走査モータ２２０５の回転駆動を制御する。

３．カテーテル部の構成
カテーテル部１０１の全体構成ならびに先端部の構成は、上記第２の実施形態において図１３を用いて説明した光干渉断層診断装置のカテーテル部と同様であるため、ここでは説明を省略する。

４．信号処理部の構成
次に信号処理部１８２３の構成について説明する。図１９は、波長掃引利用の光干渉断層診断装置１８００の信号処理部１８２３の機能構成を示す図である。

図１９において、１９０７は制御部であり、波長掃引利用の光干渉断層診断装置１８００全体を統括的に制御する。

１９０１は同期信号生成部であり、光源１８０８の波長掃引周期に同期した同期信号を生成し、同期信号選択部１９０２に出力する。なお、光プローブ１８０１からの光源１８０８の波長掃引周期は、エンコーダ部１８０６からの出力パルスの出力周期よりも短く設定されているものとする。

１９０２は同期信号選択部であり、エンコーダ部１８０６の出力パルスと、同期信号生成部１９０１より出力された同期信号とを受信する。そして、受信した同期信号のうち、エンコーダ部１８０６の出力パルスの立ち上がり後、最初に受信した同期信号のみを選択し、該選択した同期信号をＡ／Ｄ変換器１８２２に出力する。

すなわち、エンコーダ部１８０６の出力パルスの立ち上がり後、次の出力パルスの立ち上がりまでの間に、複数の同期信号を受信した場合、最初の同期信号のみを選択し、他の同期信号は間引くように機能する。

これにより、同期信号選択部１９０２からは、エンコーダ部１８０６の出力パルスと同数の同期信号が出力されることとなる。なお、ここでは、エンコーダ部１８０６の出力パルスの立ち上がりを監視することとしているが、本発明は特にこれに限定されるものではなく、例えば、立下りを監視するようにしてもよい。いずれにしても、エンコーダ部１８０６の出力パルスの１周期の間に、同期信号が１パルスのみ出力するよう構成されていればよい。

同期信号選択部１９０２より出力された同期信号は、Ａ／Ｄ変換器１８２２に入力される。Ａ／Ｄ変換器１８２２では、同期信号選択部１９０２より入力された同期信号をトリガーとして、干渉光信号を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は、１回の波長掃引の時間を２００で除した値である。

Ａ／Ｄ変換器１８２２にて生成されたライン単位の干渉光データは、ＦＩＦＯメモリ部１９０３に出力される。

１９０３はＦＩＦＯメモリ部であり、Ａ／Ｄ変換器１８２２より入力された干渉光データを一旦格納する。そして、エンコーダ部１８０６の出力パルスに同期して読み出され、ラインデータ生成部１９０４に入力され、ＦＦＴ処理により波長分解され、１ライン分の深度データが生成され、信号後処理部１９０５に出力される。

１９０５は信号後処理部であり、ＦＩＦＯメモリ部１９０３より送信された干渉光データに対してフレーム相関、ガンマ補正、コントラスト調整、シャープネスフィルタ等の処理を施し画像構築部１９０６に出力する。

画像構築部１９０６では、波長掃引単位（ライン単位）の深度データ列をビデオ信号に変換する。これにより、ＬＣＤモニタ１８２７に表示する断面画像を形成する。

５．Ａ／Ｄ変換器１８２２及び信号処理部１８２３における処理の流れ
波長掃引利用の光干渉断層診断装置１８００の血管内光干渉断層診断時のＡ／Ｄ変換器１８２２及び信号処理部１８２３における処理の流れについて図２０を用いて説明する。

同期信号選択部１９０２がエンコーダ部１８０６の出力パルスを受信するごとに図２０に示す処理が開始される。

ステップＳ２００１では、同期信号選択部１９０２が同期信号生成部１９０１より同期信号を受信したか否かを判定する。受信が無い場合には、受信するまで待機する。一方、受信した場合には、ステップＳ２００２に進む。

ステップＳ２００２では、ステップＳ２００１にて受信した同期信号が、本処理を開始するにあたり受信したエンコーダ部１８０６の出力パルスのあとの最初の同期信号が否かを判定する。

ステップＳ２００２にて、最初の同期信号であると判定された場合には、ステップＳ２００３に進み、当該受信した同期信号をＡ／Ｄ変換器１８２２に出力し、ステップＳ２００４に進む。

ステップＳ２００４にて、Ａ／Ｄ変換器１８２２では、当該同期信号をトリガーとして、干渉光データを生成し、ＦＩＦＯメモリ部１９０３に出力する。

一方、ステップＳ２００２において、最初の同期信号でないと判定された場合には、当該受信した同期信号は、Ａ／Ｄ変換器１８２２に出力されることなく、ステップＳ２００５に進む。

ステップＳ２００５では、同期信号選択部１９０２が、エンコーダ部１８０６より次の出力パルスを受信したか否かを判定する。次の出力パルスを受信していなければ、ステップＳ２００１に戻る。一方、次の出力パルスを受信した場合には、今回の処理を終了する。

６．Ａ／Ｄ変換器１８２２及び信号処理部１８２３における処理の具体例
次にＡ／Ｄ変換器１８２２及び信号処理部１８２３における処理の具体例について図２１を用いて説明する。

図２１は、エンコーダ部１８０６の出力パルスと光源１８０８の波長掃引周期とが同期していない場合のタイミングチャートを示す図である。

同図において、２１０１はエンコーダ部１８０６の出力パルスのタイミングを示している。１８０２は、同期信号生成部１９０１において生成された同期信号のタイミングを示している。１９０３は、Ａ／Ｄ変換器１８２２に入力される干渉光信号のタイミングを示している。２１０４は、同期信号選択部１９０２において選択的に出力される同期信号のタイミングを示している。２１０５は、Ａ／Ｄ変換器１８２２において生成された干渉光データのタイミングを示している。更に、２１０６は、ＦＩＦＯメモリ部１９０３より読み出される干渉光データのタイミングを示している。

同図に示すように、エンコーダ部１８０６の立ち上がり後（２１０７）、同期信号生成部１９０１で最初に生成、出力された同期信号（２１０８）を受けて、同期信号選択部１９０２は、Ａ／Ｄ変換器１８２２に同期信号を出力する（２１０９）。Ａ／Ｄ変換器１８２２では、同期信号選択部１９０２より受信した同期信号をトリガーとして、干渉光信号（２１１０）をＡ／Ｄ変換し、干渉光データ（Ｄａｔａ１）を生成した後、ＦＩＦＯメモリ部１９０３に格納する。ＦＩＦＯメモリ部１９０３に格納されたＤａｔａ１は、エンコーダ部１８０６の出力パルスに同期して、読み出される。

ここで、本実施形態にかかる波長掃引利用の光干渉断層診断装置では、波長掃引の周期が、エンコーダ部１８０６の出力パルスの出力周期よりも短く設定されている。このため、エンコーダ部１８０６の出力パルスの立ち上がり後（２１１１）、同期信号生成部１９０１より同期信号が２回出力される場合がある（２１１２、２１１３）。

このような場合、最初の同期信号（２１１２）が同期信号選択部１９０２において選択され、Ａ／Ｄ変換器１８２２に出力される（２１１４）。一方、２回目の同期信号（２１１３）は、同期信号選択部１９０２において選択されない。このため、Ａ／Ｄ変換器１８２２には出力されない。この結果、同期信号選択部１９０２が２回目の同期信号（２１１３）を受信後に、Ａ／Ｄ変換器１８２２に入力された干渉光信号（２１１５）はＡ／Ｄ変換されず、間引きされることとなる。

以上の説明から明らかなように、本実施形態にかかる波長掃引利用の光干渉断層診断装置によれば、プローブのラジアル走査における回転周期と、波長掃引の周期との間で、同期がとれていなかった場合でも、プローブのラジアル走査における回転周期に従って、干渉光データを生成することが可能となる（つまり、エンコーダ部の出力パルス数よりも多く入力された干渉光信号は間引いたうえで干渉光データを生成することが可能となる）。

この結果、従来のように、断面画像が円周方向にぶれて表示されたり、ゆっくりと回転して表示されるといった不都合が解消される。

血管内超音波診断装置の外観構成を示す図である。 血管内超音波診断装置の機能構成を示す図である。 血管内超音波診断装置のカテーテル部の全体構成を示す図である。 血管内超音波診断装置のカテーテル部の先端部の構成を示す図である。 カテーテル部において駆動シャフトをカテーテルシースに対して相対的にスライドさせた様子を示す図である。 血管内超音波診断装置の信号処理部の機能構成を示す図である。 血管内超音波診断時のカテーテル部の動作を説明するための模式図である。 血管内超音波診断時のＡ／Ｄ変換器及び信号処理部における処理の流れを示すフローチャートである。 エンコーダ部の出力パルスと超音波振動子送信／受信タイミングとが同期している場合のタイミングチャートを示す図である。 光干渉断層診断装置の測定原理を説明するための図である。 光干渉断層診断装置の基本原理を説明するための図である。 光干渉断層診断装置の機能構成を示す図である。 光干渉断層診断装置のカテーテル部の先端部の構成を示す図である。 光干渉断層診断装置の信号処理部の機能構成を示す図である。 血管内光干渉断層診断時のＡ／Ｄ変換器及び信号処理部における処理の流れを示すフローチャートである。 エンコーダ部の出力パルスと参照ミラーの光路長走査周期とが同期していない場合のタイミングチャートを示す図である。 波長掃引利用の光干渉断層診断装置の基本原理を示す図である。 波長掃引利用の光干渉断層診断装置の機能構成を示す図である。 波長掃引利用の光干渉断層診断装置の信号処理部の機能構成を示す図である。 血管内光干渉断層診断時のＡ／Ｄ変換器及び信号処理部における処理の流れを示すフローチャートである。 エンコーダ部の出力パルスと参照ミラーの光路長走査周期とが同期していない場合のタイミングチャートを示す図である。

Claims (9)

1. 信号の送受信を繰り返すプローブを接続し、体腔内においてラジアル走査させることで、該プローブより体腔内でのライン単位の反射信号を取得し、該取得した反射信号に基づいて生成されたデジタルデータを用いて、該体腔内の断面画像を形成・表示する画像診断装置であって、
   前記信号のライン単位の取得周期のタイミングと同期した同期信号であって、前記ラジアル走査の際の前記プローブの回転角度に応じて出力される出力信号よりも高い周波数の同期信号を生成し、出力する生成手段と、
   前記出力信号を受信するとともに、該出力信号の受信後に、最初に受信した前記同期信号を選択して出力する選択手段と、
   前記選択手段により選択された前記同期信号の入力に応じて、前記反射信号をデジタルデータに変換し、出力する変換手段と
   を備えることを特徴とする画像診断装置。
2. 前記変換手段より出力された前記デジタルデータを一時的に保持する保持手段を更に備え、
   前記保持手段に保持された前記デジタルデータは、前記出力信号に同期して読み出されることで、前記体腔内の断面画像が形成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。
3. 前記プローブは超音波振動子を含み、超音波の送受信が可能であり、前記データは、該プローブより取得された体腔内での反射波に基づいて生成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。
4. 前記プローブは観測用の光を出力する光源に接続され、該光の送受信が可能であり、前記データは、該プローブより取得された体腔内での反射光と、該光源より出力され光学ミラーにおいて反射された反射光との干渉光に基づいて生成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。
5. 前記プローブは波長の掃引レーザ光を出力する光源に接続されることを特徴とする請求項４に記載の画像診断装置。
6. 信号の送受信を繰り返すプローブを接続し、体腔内においてラジアル走査させることで、該プローブより体腔内でのライン単位の反射信号を取得し、該取得した反射信号に基づいて生成されたデジタルデータを用いて、該体腔内の断面画像を形成・表示する画像診断装置における情報処理方法であって、
   前記信号のライン単位の取得周期のタイミングと同期した同期信号であって、前記ラジアル走査の際の前記プローブの回転角度に応じて出力される出力信号よりも高い周波数の同期信号を生成し、出力する生成工程と、
   前記出力信号を受信するとともに、該出力信号の受信後に、最初に受信した前記同期信号を選択して出力する選択工程と、
   前記選択工程により選択された前記同期信号の入力に応じて、前記反射信号をデジタルデータに変換し、出力する変換工程と
   を備えることを特徴とする情報処理方法。
7. 前記変換工程より出力された前記デジタルデータを保持手段に一時的に保持する保持工程を更に備え、
   前記保持手段に保持された前記デジタルデータは、前記出力信号に同期して読み出され、前記体腔内の断面画像が形成されることを特徴とする請求項６に記載の情報処理方法。
8. 請求項６または７に記載の情報処理方法をコンピュータによって実現させるための制御プログラムを格納した記憶媒体。
9. 請求項６または７に記載の情報処理方法をコンピュータによって実現させるための制御プログラム。

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