JP5451485B2

JP5451485B2 - 光干渉断層像形成装置及びその作動方法

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Publication number: JP5451485B2
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Inventors: 祐治鬼村; 功森
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Description

本発明は、光干渉断層像形成装置及びその制御方法に関するものである。

従来、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光干渉断層像形成装置（OCT：Optical Coherent Tomography）が使用されている。

光干渉断層像形成装置では、先端に光学レンズおよび、光学ミラーを取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、光学ミラーを回転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受光するラジアル走査を行う。そして、このラジアル走査により得られた反射光をもとに、血管の断面画像を描出するものである。より具体的には、光干渉断層像形成装置は、装置内部で光源から出力される光を測定光と参照光に分割する。測定光は、上記光ファイバを介して体腔内で出射され、生体組織から反射された散乱光（反射光）が同じ光ファイバを介して受光される。この反射光を装置内部で上記参照光と干渉させることで、参照光と同じ光路長からの測定光の強度、すなわち、反射光の強度を得ることができる。ここで、装置内部で参照光をミラーで反射させるミラーの位置を前後に移動させることで参照光の光路長を走査し、それに同期させて上記干渉光を得ることで、深度方向の反射強度の分布を得ることができる。さらに、上記ラジアル走査により血管断面画像が描出できる。

一方、光干渉断層像形成装置の改良型として、波長掃引を利用した光干渉断層像形成装置も開発されている。波長掃引を利用した光干渉断層像形成装置は、出射する光の波長を繰り返し掃引することで、参照光の光路長を走査することなく、得られた干渉光の周波数分布から、測定光と参照光の光路差が同じ点を基準とした深度方向の反射強度分布を得るものである。

特開２００９−１２８０７４号公報

前述のように光干渉断層像形成装置は、生体組織からの後方散乱光を受光することで得られた血管の断面画像を描出するものである。このとき生体からの散乱光は、出射光に対して−８０ｄＢ程度と非常に微弱な光である。そのため光干渉技術を使用して感度が９０ｄＢ〜１１０ｄＢに達する敏感な検出回路を構成し、画像描出をおこなっている。画面での２５６階調表示での見え方を考慮に入れると、信号のダイナミックレンジは３０〜６０ｄＢ程度が適当と考えられる。観察対象が生体のみであれば、上述のような条件で光干渉断層像形成装置を構成すれば問題はない。

ところが、例えば、治療のためステントとよばれる網状の金属の筒が留置されている冠動脈を光干渉断層像形成装置による描出の対象とした場合には以下のような課題が生じる。すなわち、この場合、金属（ステント）に斜めに光が照射されたときは、金属表面の粗さと表面に付着したタンパクからの散乱光により、生体とそれほど変わらない強さの信号が反射されてくる。しかし仮にこの金属にほぼ直角に光が照射された場合、生体からの反射光に比べて極めて大きい光が反射される。そのような反射光と生体からの散乱光との大きさの違いは実に１０万倍から１００万倍に達する。波長掃引を利用した光干渉断層像形成装置では、干渉光から血管断層像を得る過程で、電気信号に変換された干渉信号をサンプリングしてＡＤ変換し、ＦＦＴ等の周波数領域への演算をおこなう必要がある。サンプリングに際しては入力電圧の幅が限られるため、（１）最も大きい信号に合わせて光電変換部（光ディテクタ）での増幅の幅を決める方法か、（２）大きい信号は振り切ることを前提として、観察したい信号レベルに最適な感度を設定する方法のいずれかが用いられることになる。

ステントの信号強度は重要な情報ではないため、生体信号を感度良く検出できるようにサンプリングにおける入力幅を決定したい。ところが、波長掃引光源の場合、大きな信号が入力幅を振り切ってしまうと不連続点が生じるため、ＦＦＴ後のラインデータのノイズレベルが大きく上昇する。その結果、波長掃引光源を使用する光干渉断層像形成装置が描出する血管断層イメージでは、図９に示すような放射状のノイズとして観察される。このような放射ノイズは、診断に支障をきたす可能性がある。一方、これを取り除くためにサンプリングにおける入力電圧の幅を広げると、本来正確に描出したい血管組織の信号が入力電圧幅に対して１０万分の１から１００万分の１の幅しかなくなってしまい、必要な信号がノイズに埋もれてしまうという課題がある。

本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、波長掃引型の光干渉断層像形成装置において、画像におけるステント等による放射状のノイズの出現を抑制するとともに、微弱な生体信号を感度良く検出することを可能にすることを目的とする。

上記の目的を達成するための本発明の一態様による光干渉断層像形成装置は以下の構成を備える。すなわち、
装置内部で波長掃引光源から出力された光を測定光と参照光に分割し、体内に挿入されたプローブを介して照射方向を回転させながら体腔内に測定光を出射し、その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該体腔内の断面画像を生成する光干渉断層像形成装置であって、
前記干渉光の光強度を電気信号に変換する光電変換手段と、
前記光電変換手段の出力信号を対数増幅する対数増幅手段と、
前記対数増幅手段の出力信号を離散的にサンプリングしてデジタルの干渉データに変換するＡＤ変換手段と、
前記ＡＤ変換手段で得られたデジタルの干渉データを照射方向毎に分けてライン干渉データとし、前記ライン干渉データ毎に、信号強度に応じた倍率で逆対数変換を施すことによりライン干渉データを復調する復調手段と、
前記復調手段で復調されたライン干渉データを周波数領域のデータへ変換して断層画像を構築する構築手段とを備える。

本発明によれば、光干渉断層像形成装置において、ステント等による放射状のノイズの出現を抑制することができ、さらに非常に弱い生体信号を感度良く検出することが可能になる。

実施形態にかかる画像診断装置の外観構成を示す図。画像診断装置１００の機能構成を示すブロック図。信号処理部の機能構成を示すブロック図。血管内における光プローブによる回転走査、軸方向移動を、計測光の照射と反射光の取り込みを説明する図。血管内における光プローブの動作を説明するための模式図。対数増幅器の入力値と出力誤差の関係の一例を示す図。実施形態による、干渉光を光電変換して得られた電気信号のＦＦＴまでの処理を説明する図。線形復調処理を説明するフローチャート。放射状ノイズの発生した画像の例を示す図。

以下、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実施形態］
図１は本発明を具備する波長掃引型光干渉断層像形成装置（ＯＣＴ装置）（以下、画像診断装置という）のシステム構成及び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、光プローブ部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。スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線／光ファイバ１０４により接続されている。光プローブ部１０１は、直接血管等の体腔内に挿入され、イメージングコアを用いて体腔内部の状態を測定する。スキャナ／プルバック部１０２は、光プローブ部１０１と着脱可能に構成されており、内蔵されたモータが駆動することで光プローブ部１０１内のイメージングコアのラジアル動作（図４、図５により詳述する）を規定する。

操作制御装置１０３は、体腔内光干渉断層像形成を行うにあたり、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、断層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における処理結果を表示する。

図２は、波長掃引利用の光干渉断層像形成装置である画像診断装置１００の機能構成を示すブロック図である。

２０８は光源であり、Swept Laserが用いられる。光源２０８は、ＳＯＡ２１６（semiconductoroptical amplifier）とリング状に結合された光ファイバ２１７を有する光源部（２０８ａ）とポリゴンスキャニングフィルタ（２０８ｂ）よりなる、Extended-cavityLaserの一種である。ＳＯＡ２１６から出力された光が、光ファイバ２１７を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ２０８ｂに入り、ここで波長選択された光が、ＳＯＡ２１６で増幅され、最終的にcoupler２１４から出力される。ポリゴンスキャニングフィルタ２０８ｂは、光を分光する回折格子２１２とポリゴンミラー２０９との組み合わせで波長を選択する。回折格子２１２により分光された光を２枚のレンズ（２１０、２１１）によりポリゴンミラー２０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー２０９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２０８ｂ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２０９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２０９と回折格子２１２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。

Coupler２１４から出力された光源２０８の光は、シングルモードファイバ２３０の一端に入射され、先端面側に伝送される。シングルモードファイバ２３０は、途中の光カップラ部２２６でシングルモードファイバ２３１と光学的に結合されている。従って、光源２０８の光は光カップラ部２２６で２つに分岐され、一つは測定光としてシングルモードファイバ２３０へ、他方は参照光としてシングルモードファイバ２３１へ伝送される。

シングルモードファイバ２３０の光カップラ部２２６より先端側には、スキャナ／プルバック部１０２が設けられている。スキャナ／プルバック部１０２の回転駆動装置２０４内には、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）２０３が設けられている。更に、光ロータリジョイント２０３内のシングルモードファイバ２３５の先端側は、光プローブ部１０１のシングルモードファイバ２３６と、アダプタ２０２を介して着脱自在に接続されている。これにより光の送受信を繰り返すイメージングコア２０１内に挿通され回転駆動可能なシングルモードファイバ２３６に光源２０８からの光（測定光）が伝送される。

シングルモードファイバ２３６に伝送された光は、イメージングコア２０１の先端側から血管内の生体組織に対してラジアル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はイメージングコア２０１により取り込まれ、逆の光路を経てシングルモードファイバ２３０側に戻り、光カップラ部２２６によりその一部がシングルモードファイバ２３７側に移る。シングルモードファイバ２３７において反射光は、シングルモードファイバ２３１を伝わる後述の参照光と混合され、シングルモードファイバ２２９の一端から干渉光として出射される。この干渉光は光検出器２１９（例えばフォトダイオード）にて受光される。

なお、光ロータリジョイント２０３の回転部側は回転駆動装置２０４のラジアル走査モータ２０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ２０５の回転角度は、エンコーダ部２０６により検出される。更に、光ロータリジョイント２０３は、直線駆動装置２０７を備え、信号処理部２２３からの指示に基づいて、カテーテル部１０１の挿入方向（軸方向）の動作を規定している。軸方向移動は、信号処理部２２３からの制御信号に基づいて、直線駆動装置２０７内の直線駆動モータが動作することにより実現される。

また、シングルモードファイバ２３１の光カップラ部２２６より先端側には、基準光の光路長を微調整する光路長の可変機構２２５が設けてある。この光路長の可変機構２２５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変化させる光路長変化手段を備えている。シングルモードファイバ２３１およびコリメートレンズ２３４は、その光軸方向に矢印２３３で示すように移動自在な１軸ステージ２３２上に設けられ、光路長調整手段を形成している。

具体的には、１軸ステージ２３２は光プローブ部１０１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変化手段を形成する。さらに、１軸ステージ２３２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２３２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。

ミラー２２７，２２９及びレンズ２２８を介して、反射された光は参照光としてシングルモードファイバ２３１に入力される。光路長の可変機構２２５で光路長が微調整された光（参照光）は、シングルモードファイバ２３１の途中に設けた光カップラ部２２６でシングルモードファイバ２３０側からの光（反射光）と混合されて、干渉光となり、光検出器２１９にて受光される。光検出器２１９にて受光された光は光電変換され、アンプ２２０ａにより増幅された後、対数増幅器２２０ｂに入力される。対数増幅器２２０ｂでは、干渉光を光電変換して得られた信号であって、アンプ２２０によって増幅された電気信号を対数的に増幅する。対数増幅器２２０ｂの出力は復調器２２１に供給される。復調器２２１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２２２に入力される。

Ａ／Ｄ変換器２２２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２２２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２２３に入力される。この信号処理部２２３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１１３に出力する。

なお、信号処理部２２３は光路長調整手段制御部２１８と接続されている。信号処理部２２３は光路長調整手段制御部２１８を介して１軸ステージ２３２の位置の制御を行う。また、信号処理部２２３はモータ制御回路２２４と接続され、断面画像を形成する際のビデオ同期信号に同期して内部のメモリに該断面画像を格納する。また、このモータ制御回路２２４のビデオ同期信号は、回転駆動装置２０４にも送られ、回転駆動装置２０４はビデオ同期信号に同期した駆動信号を出力する。

図４の（ａ）は光ファイバ部１０１のイメージコア２０１が体腔内（血管内腔）に挿入され、ラジアル走査が行われる様子を説明する図である。光学ミラー４０１、光学レンズ４０２を先端に有する光ファイバ２３６により構成されるイメージングコア２０１を内蔵したカテーテルシース４０３は、例えば血管内腔に挿入される。回転駆動装置２０４は、カテーテルシース４０３内でイメージングコア２０１を矢印４０５方向に回転させ、直線駆動装置２０７は矢印４０６方向に移動させる。このとき、図４の（ｂ）に示すように、光源２０８からの測定光が光ファイバ２３６を経て、光学ミラー４０１により体腔へ照射される。照射された光の反射光は、光学ミラー４０１により光ファイバ２３６を経て装置へ戻される。

図５は血管内断層撮影時の光プローブ部１０１の動作を説明するための模式図である。図５（ａ）、（ｂ）はそれぞれ光プローブ部１０１が挿入された状態の血管の斜視図及び断面図である。図５（ａ）において、５０１は光プローブ部１０１が挿入された血管断面を示している。上述のように、光プローブ部１０１のイメージングコア２０１はその先端に光学レンズ４０２、光学ミラー４０１が取り付けられており、ラジアル走査モータ２０５により４０５方向に回転する。

光学レンズ４０２からは、各回転角度にて測定光の送信／受信が行われる。ライン１、２、…、５１２は各回転角度における測定光の照射方向を示している。本実施形態では、光学ミラー４０１及び光学レンズ４０２を含むイメージングコア２０１が所定の血管断面５０１の位置で３６０度回動する間に、５１２回の測定光の送信／反射光の受信が断続的に行われる。なお、３６０度回動する間における測定光の送信／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、イメージングコア２０１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、回転走査）」という。また、このようなイメージングコア２０１による測定光の送信／反射光の受信は、イメージングコア２０１が血管内を矢印４０６の方向に進みながら行われる。

次に、信号処理部２２３について説明する。図３は信号処理部２２３の構成例を示すブロック図である。

上述したように、光ファイバー２３０を通して入力された反射光は、光カップラ部２２６で参照光と合わせられて、干渉光が生成される。光検出器２１９は、この干渉光の強度（干渉強度）を電気信号に変換して後段のアンプ２２０ａに出力する。アンプ２２０ａは光検出器２１９が出力した電気信号を増幅して対数増幅器２２０ｂに出力する。対数増幅器２２０ｂは、アンプ２２０ａで増幅された電気信号を対数的に増幅し、得られた信号を復調器２２１へ出力する。復調器２２１の出力は、Ａ／Ｄ変換部２２２に入力される。Ａ／Ｄ変換部２２２では、入力された信号を２０４８ポイント分サンプリングして、デジタルデータとして後段のラインメモリ部３０１に出力する。

波長掃引を利用した光干渉断層像形成装置では、ここで得られたデータをフーリエ変換することで、深度方向の反射強度分布を得ることができる。すなわち、光路長の走査をすることなく、深度方向のデータを取得することができるため、高速のデータ取得が可能になる。図３のラインメモリ部３０１は、モータ制御回路２２４から出力されるモータのエンコーダ信号をもとに、モータ１回転あたりのライン数が５１２本となるように信号を選択し、グルーピングする。すなわち、１ラインごとの干渉データが、モータ１回転あたり５１２個ずつラインデータ生成部３０２に出力される。

ラインデータ生成部３０２は、ＦＦＴ（高速フーリエ変換処理）を行うことで、ラインデータを生成するととともに、ライン加算平均処理、フィルター処理、対数変換等を行い、得られたラインデータを後段の後処理部に出力する。

後処理部３０３では、ラインデータ生成部３０２より受け取ったラインデータに対してコントラスト調整、輝度調整、ガンマ補正、フレーム相関、シャープネス処理等を施し、処理結果を画像構築部３０４に出力する。画像構築部３０４は、極座標のラインデータ列をビデオ信号に変換し、ＬＣＤモニタ１１３に血管断面画像として表示する。なお、ここでは一例として、５１２ラインから画像を構築する例を示しているが、このライン数に限定されるものではない。制御部３０５は上述した各部の一連の動作を制御する。

図７は本実施形態による、干渉光の電気信号への変換からＦＦＴによるラインデータ生成までの処理に関わる機能構成を示す図である。本実施形態では、干渉光を電気信号に変換する光電変換を行う光検出器２１９の出力信号を対数的に増幅させる対数増幅器２２０ｂが設けられている。このような対数増幅器は強弱に幅のある信号の増幅によく利用されているが、増幅域によっては精度が悪くなるため、注意が必要である。図６に代表的な対数アンプの入力出力特性を示す。この入出力特性から、入力電流が１０ｎＡ以下、１ｍＡ以上で出力誤差が増加し、大きく特性が悪くなることがわかる。したがって、光干渉断層像形成で対数増幅をおこなう場合には、生体からの反射光による信号（以下、生体信号という）が精度の良い領域になるようにアンプ２２０ａの感度（増幅特性）を設定する。図６の場合、入力範囲６１０の範囲に生体信号が入るようにアンプ２２０ａの感度が設定される。その場合、生体信号より１０万倍以上大きいステントからの反射については振幅の再現精度が悪くなるが、ステント信号については存在が確認できればよいので、誤差が大きくてもまったく問題はない。

すなわち、生体からの反射光に対応した干渉光の光強度に応じた電気信号が対数増幅器２２０ｂにおける出力誤差が所定の範囲となる入力範囲（入出力特性７２０における入力範囲６１０）となるように、アンプ２２０ａの増幅特性７１０（感度）が設定される。アンプ２２０ａはこの増幅特性により光検出器２１９の出力信号を線形的に増幅し、対数増幅器２２０ｂに提供する。例えば、対数増幅器２２０ｂの誤差の特性が図６のような場合、アンプ２２０ａは、生体からの反射光に対応した干渉光の光強度の信号が１０ｎＡ〜１ｍＡの入力範囲６１０となるように増幅する。

対数増幅器２２０ｂによって対数的に増幅された信号はＡＤ変換器２２２にてデジタルデータに変換され、信号処理部２２３に供給される。対数増幅器２２０ｂによる対数的な増幅により、ステント等の金属が存在するラインの干渉データにおいても、その全範囲がＡＤ変換器２２２の入力レベル範囲となり、干渉データの連続性が維持されている。ラインメモリ部３０１は、Ａ／Ｄ変換器２２２で得られたデジタルデータを照射方向毎に分けてライン毎のデジタルデータとしてラインデータ生成部３０２に提供する。ラインデータ生成部３０２では、対数増幅器２２０ｂにおいて信号が対数的に増幅されているため、ＦＦＴを行う前に線形信号に復調する必要がある。線形復調部７０１は、ライン毎のデジタルデータに、信号強度に応じた倍率で逆対数的な変換を施すことにより、デジタルデータから対数増幅器による変調を排除し、復調する。以下、線形復調部７０１による線形復調処理について、図８のフローチャートを参照して説明する。

線形復調部７０１は、ラインメモリ部３０１より、１ラインのデジタルデータ（復調、ＦＦＴ処理前のラインデータ）を取得し（Ｓ８０１）、取得した１ラインの干渉データに所定の信号レンジを超えるデータが存在するか否かを判定する（Ｓ８０２）。ここで、所定の信号レンジを超えるデータとは、そのようなデータを復調した場合に（逆対数変換を行った場合に）、所定の信号レンジを超えてしまうデータである。そのようなデータが存在すると、復調後のデータにおいて不連続な点が発生し、画像が劣化してしまう。したがって、信号レンジを振り切るようなデータが存在する干渉データについては、そのラインではステントなどの金属からの直接反射があると判定し、そのラインの干渉データの信号を、復調しても振り切らないレベルまで減衰させてから復調する（Ｓ８０４，Ｓ８０５，Ｓ８０６）。例えば、１ラインの干渉データの最大値が、復調後に所定の信号レンジ内に収まるように減衰率を設定し、当該ラインの干渉データ全体に設定された減衰率を適用し、当該ラインの干渉データが復調されても所定の信号レンジ内に収まるようにする。たとえば、１ラインの干渉データにおける最大値をSmax、所定の信号レンジを0〜Rとしたとき、減衰率はR/Smaxと算出する。なお、減衰率はこの値（R/Smax）より大きければ任意に設定できる。一方、信号レンジを振り切るようなデータが存在しなければ、当該ラインの干渉データをそのまま用いて復調を行う（Ｓ８０３：ＮＯ→Ｓ８０６）。以上の処理を、未処理のラインの干渉データがなくなるまで実行する（Ｓ８０７）。

以上の処理において、Ｓ８０３〜Ｓ８０５により、あるレベル以上の信号については全て同じ強度として復調される。ただしここでは同じとしたが、復調時に段階的に倍率を下げるなどの復調方法も考えられる。すなわち、復調時における減衰率の設定は、各ラインの干渉データの信号強度に応じて、復調後の信号レベルが所定レベルに入るように設定される。これにより、入力レンジを振り切る信号を持ったラインデータは入力レンジ以下に減衰されて復調され、振幅レベルの小さい信号についてはそのまま復調される。ラインデータ生成部３０２では、こうして得られた各ラインのデータについて上述したＦＦＴが施され、深さ方向のデータが生成される。

以上説明したように、第１実施形態によれば、干渉強度の信号に対して対数的な増幅を行うことにより、生体信号に比べて極端に大きい干渉強度を有する信号が入力されても、、生体信号を増幅しつつ、極端に大きい干渉信号についてはレベルを抑え込むことができる。したがって、信号の連続性を維持したままＡＤ変換することができる。また、対数的に変調された状態を線形状態に復調する際には、復調後の信号レベルが所定値を超えるようなラインについて、当該ラインの全体を減衰させることにより復調後の信号レベルを所定値内に抑えている。以上のような処理により、ステント等の金属からの反射光により極端に干渉光が生成されても、生体信号を損なうことなく、信号の連続性を維持して、周波数領域への変換を実行することができる。そのため、波長掃引型の光干渉断層像形成装置において、画像におけるステント等による放射状のノイズの出現を抑制することができる。また、微弱な生体信号を感度良く検出することも可能になる。

［第２実施形態］
対数増幅器２２０ｂは一般的に温度に対して敏感な特性を有しており、装置内部のさまざまな部品からの発熱の影響を受けることが想定される。そこで、第２実施形態では、光干渉断層像形成装置の内部の温度をモニタし、対数増幅器２２０ｂの精度補正をおこなう。具体的には不図示の温度計測部を装置内に設け、ラインデータ生成部３０２は、温度計測部からの装置温度をモニタする。また、ラインデータ生成部３０２は、対数増幅器２２０ｂにおける温度と増幅率の関係から、温度によらず増幅率が一定となるように設定された補正係数が温度に対応付けて登録されている補正テーブルが予め用意されている。そして、この補正テーブルより装置温度に対応した補正係数を取得し、復調前のラインデータ全体に対して当該補正係数による補正をおこなうことで対数増幅器の精度を向上させる。その他の点については第１実施形態と同様である。

以上のような第２実施形態によれば、対数増幅器２２０ｂの温度による特性の変動の影響を低減でき、常に、高精度な、質の良い断層像を得ることができる。

［第３実施形態］
上記第２実施形態では、装置の温度を監視して補正係数を選択することにより、対数増幅器２２０ｂの温度に対する影響を低減した。第３実施形態では、参照光のみを光検出器２１９に入力することで得られた電気信号を対数増幅器２２０ｂによって増幅することで得られる参照信号の変動を用いて対数増幅器２２０ｂの特性変動（増幅率の変動）を補正する。

より具体的には、製造時もしくはメンテナンス時に参照信号の振幅を記録しておき、これをリファレンスとする。そして、断層画像の測定時に計測した参照信号の振幅とリファレンスを比較し、補正係数を決定する。こうして決定した補正係数により、復調前のラインデータについて補正が行われる。すなわち、第２実施形態では温度から対数増幅器２２０ｂの増幅率を推定したのに対して、第３実施形態は参照信号の振幅から対数増幅器２２０ｂの増幅率を推定するものである。たとえば、製造時もしくはメンテナンス時の参照信号の計測から、対数増幅器２２０ｂの増幅率が１０００倍のときの参照信号の振幅が１Ｖp-pになるという関係が得られたとする。そして、断層像形成時に計測した参照信号の振幅が例えば０．９Ｖp-pであった場合、ラインデータ生成部３０２は、増幅率が９００倍に変動しているものと推定し、これに対応した補正係数を設定してラインデータの補正を行う。

以上のような第３実施形態によれば、温度計測部や補正テーブルを設ける必要がなくなるので第２実施形態よりも容易に温度補正が実施できる。また、温度以外の要因で対数増幅器２２０ｂの増幅率が変動した場合にも、これに対応した補正が行えることになる。

Claims

装置内部で波長掃引光源から出力された光を測定光と参照光に分割し、体内に挿入されたプローブを介して照射方向を回転させながら体腔内に測定光を出射し、その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該体腔内の断面画像を生成する光干渉断層像形成装置であって、
前記干渉光の光強度を電気信号に変換する光電変換手段と、
前記光電変換手段の出力信号を対数増幅する対数増幅手段と、
前記対数増幅手段の出力信号を離散的にサンプリングしてデジタルの干渉データに変換するＡＤ変換手段と、
前記ＡＤ変換手段で得られたデジタルの干渉データを照射方向毎に分けてライン干渉データとし、前記ライン干渉データ毎に、信号強度に応じた倍率で逆対数変換を施すことによりライン干渉データを復調する復調手段と、
前記復調手段で復調されたライン干渉データを周波数領域のデータへ変換して断層画像を構築する構築手段とを備えることを特徴とした光干渉断層像形成装置。
前記復調手段は、
前記復調により所定の信号レベルを超えるデータが存在するライン干渉データを検出する検出手段と、
前記検出手段により検出されたライン干渉データに対して、復調後の全てのデータが前記所定の信号レベルに収まるように当該ライン干渉データの全体を減衰させる減衰手段とを備え、
前記検出手段で検出されたライン干渉データについては前記減衰手段により減衰された結果を逆対数変換し、前記検出手段で検出されなかったライン干渉データについては当該ライン干渉データを逆対数変換することを特徴とする請求項１に記載の光干渉断層像形成装置。
生体からの反射光に対応した干渉光の光強度に応じた電気信号が、前記対数増幅手段において出力誤差が所定の範囲となる入力範囲となるように、前記光電変換手段の出力信号を線形増幅して前記対数増幅手段に提供する線形増幅手段を更に備えることを特徴とする請求項１に記載の光干渉断層像形成装置。
温度と前記対数増幅手段の補正係数との関係を登録した補正テーブルと、
装置内部の温度を計測する温度計測手段とを更に備え、
前記復調手段は、前記温度計測手段により計測された温度に基づいて前記補正テーブルから補正係数を取得し、前記逆対数変換を施す前のライン干渉データに対して当該補正係数による補正を行うことを特徴とした請求項１または２に記載の光干渉断層像形成装置。
前記復調手段は、
前記参照光のみを前記光電変換手段に供給することにより前記対数増幅手段から得られる参照信号の変動を監視し、該変動から前記対数増幅手段における対数増幅の誤差を推定し、該誤差の推定結果に基づいて、前記逆対数変換を施す前のライン干渉データに対して補正を行う補正手段を更に備えることを特徴とした請求項１に記載の光干渉断層像形成装置。
装置内部で波長掃引光源から出力された光を測定光と参照光に分割し、体内に挿入するためのプローブを介して照射方向を回転させながら体腔内に測定光を出射し、その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該体腔内の断面画像を生成する光干渉断層像形成装置の作動方法であって、
前記光干渉断層像形成装置の光電変換手段が、前記干渉光の光強度を電気信号に変換する光電変換工程と、
前記光干渉断層像形成装置の対数増幅手段が、前記光電変換工程により得られた出力信号を対数増幅する対数増幅工程と、
前記光干渉断層像形成装置のＡＤ変換手段が、前記対数増幅工程により得られた出力信号を離散的にサンプリングしてデジタルの干渉データに変換するＡＤ変換工程と、
前記光干渉断層像形成装置の復調手段が、前記ＡＤ変換工程で得られたデジタルの干渉データを照射方向毎に分けてライン干渉データとし、前記ライン干渉データ毎に、信号強度に応じた倍率で逆対数変換を施すことによりライン干渉データを復調する復調工程と、
前記光干渉断層像形成装置の構築手段が、前記復調工程で復調されたライン干渉データを周波数領域のデータへ変換して断層画像を構築する構築工程とを有することを特徴とした光干渉断層像形成装置の作動方法。