JP2012239514A

JP2012239514A - Optical coherence tomographic image forming apparatus

Info

Publication number: JP2012239514A
Application number: JP2011109585A
Authority: JP
Inventors: Yuji Onimura; 祐治鬼村; Yozo Fukuda; 庸蔵福田
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 2011-05-16
Filing date: 2011-05-16
Publication date: 2012-12-10
Anticipated expiration: 2031-05-16
Also published as: JP5718721B2

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To stably take in data by determining a timing of taking in data in wavelength sweeping by a trigger signal generated in the wavelength sweeping.SOLUTION: An optical coherence tomographic image forming apparatus for forming a tomographic image based on interference light between measurement light and reference light includes: a converter for converting the light intensity of the interference light into an electric digital signal at a sampling timing; an optical detector for generating a trigger signal by detecting light with a preset and prescribed wavelength in a single wavelength sweeping of a light source; and a delay section for delaying a digital signal that has been output from the converter at each sampling timing by a prescribed delay time and outputting it. A signal processing section generates one line of line data using a digital signal for a prescribed period from a time when the trigger signal has been generated in the optical detector, out of digital signals output from the delay section.

Description

本発明は光干渉断層像形成装置に関するものである。 The present invention relates to an optical coherence tomographic image forming apparatus.

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光干渉断層診断装置（OCT：Optical Coherent Tomography）が使用されている。光干渉断層診断装置は、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ことでラジアル走査を行う。そして、光干渉断層診断装置では、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。さらに、光干渉断層診断装置の改良型として、波長掃引を利用した光干渉断層診断装置も開発されている。 Conventionally, optical coherent tomography (OCT) for diagnosis of arteriosclerosis, preoperative diagnosis during endovascular treatment with high-function catheters such as balloon catheters and stents, and confirmation of postoperative results Is used. The optical coherence tomography diagnostic device inserts a catheter containing an optical lens and an optical fiber with an optical mirror attached at the tip into the blood vessel, irradiates light into the blood vessel while rotating the optical mirror, and reflects it from living tissue. Radial scanning is performed by receiving light. The optical coherence tomography diagnostic apparatus renders a blood vessel cross-sectional image based on the reflected light obtained by the radial scanning. Furthermore, an optical coherence tomography diagnostic apparatus using wavelength sweeping has been developed as an improved type of the optical coherence tomography diagnostic apparatus.

光干渉断層診断装置は、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し、測定光をカテーテル内部の光ファイバを介して先端から出射する。そして、生体組織により反射された反射光を同じ光ファイバを介して装置内部へ取り込み、反射光と参照光とを干渉させることで、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。 The optical coherence tomography diagnostic apparatus divides the light output from the light source into measurement light and reference light inside the apparatus, and emits the measurement light from the distal end via an optical fiber inside the catheter. Then, the reflected light reflected by the living tissue is taken into the apparatus through the same optical fiber, and the reflected light and the reference light are made to interfere with each other, so that the intensity of the measuring light from the same optical path length as the reference light, that is, the reflected light The light intensity can be obtained.

上述のような光干渉断層診断装置では、装置内部で参照光をミラーで反射させて反射光を得るとともに、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する。そして、この光路長の走査に同期させて参照光と反射光との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。光干渉断層診断装置は、光ファイバを軸方向に回転させることによりラジアル走査を行い、血管断面画像を描出する。 In the optical coherence tomography diagnostic apparatus as described above, the reference light is reflected by a mirror inside the apparatus to obtain reflected light, and the optical path length of the reference light is scanned by moving the position of the mirror back and forth. Then, by obtaining the interference light between the reference light and the reflected light in synchronization with the scanning of the optical path length, it is possible to obtain the reflection intensity distribution in the depth direction. The optical coherence tomography diagnosis apparatus performs radial scanning by rotating an optical fiber in an axial direction, and renders a blood vessel cross-sectional image.

一方、参照光の光路長を変化させる代わりに波長掃引を利用することで断面像を形成する光干渉断層診断装置も提案されている。波長掃引を利用した光干渉断層診断装置では、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。 On the other hand, there has also been proposed an optical coherence tomography diagnostic apparatus that forms a cross-sectional image by using wavelength sweeping instead of changing the optical path length of the reference light. In the optical coherence tomography diagnosis device using wavelength sweep, the measurement light and the reference light are obtained from the frequency distribution of the obtained interference light without scanning the optical path length of the reference light by repeatedly sweeping the wavelength of the emitted light. The reflection intensity distribution in the depth direction is obtained with reference to the point having the same optical path difference.

特開２００９−１２８０７４号公報JP 2009-128074 A

前述のように光干渉断層診断装置は、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。波長掃引を利用した光干渉断層診断装置は、一般に用いられている光干渉断層診断装置に比べて、感度が高い、撮像速度が速い、等の利点がある。波長掃引光源を作り出す方法としては様々な形態が提案されており、その代表的なものとしてＭＥＭＳミラーを利用した波長掃引光源、ポリゴンスキャナミラー（以下、ポリゴンミラー）を使用した波長掃引光源がある。 As described above, the optical coherence tomography diagnostic apparatus renders a cross-sectional image of a blood vessel obtained by receiving backscattered light from a living tissue. The optical coherence tomography diagnosis apparatus using wavelength sweep has advantages such as higher sensitivity and faster imaging speed than the commonly used optical coherence tomography diagnosis apparatus. Various forms have been proposed as a method of creating a wavelength swept light source. Typical examples of the method include a wavelength swept light source using a MEMS mirror and a wavelength swept light source using a polygon scanner mirror (hereinafter, polygon mirror).

このような波長掃引光源を使用した光干渉断層診断装置では、波長掃引の開始とＡＤ変換によるデータ取得のタイミングを合わせることが重要である。そのため、光源出力に閾値を設定してトリガ信号を生成する方法や、ＦＢＧ（Fiber Bragg Grating）ファイバを利用して特定波長を反射させ、その反射ピークに閾値を設定してトリガ信号を生成する方法などが知られている。ＦＢＧファイバを使用するトリガ信号生成方法では、波長掃引ラインごとの出力の増減がトリガのジッタ（jitter）に影響しないのでトリガ信号の安定度が高い。 In an optical coherence tomography diagnosis apparatus using such a wavelength sweep light source, it is important to match the start of wavelength sweep with the timing of data acquisition by AD conversion. Therefore, a method for generating a trigger signal by setting a threshold value for the light source output, or a method for generating a trigger signal by reflecting a specific wavelength using an FBG (Fiber Bragg Grating) fiber and setting a threshold value for the reflection peak. Etc. are known. In the trigger signal generation method using the FBG fiber, since the increase / decrease in the output for each wavelength sweep line does not affect the jitter of the trigger, the trigger signal is highly stable.

しかしながら、トリガ信号の生成が、光源からの光が波長掃引の途中の所定波長に達したことを検出することにより行われるため、生成されたトリガ信号は次回の波長掃引におけるデータ取得タイミングに利用されることになる。この様子を図８を用いて説明する。 However, since the trigger signal is generated by detecting that the light from the light source has reached a predetermined wavelength during the wavelength sweep, the generated trigger signal is used for data acquisition timing in the next wavelength sweep. Will be. This will be described with reference to FIG.

図８は一般的なトリガ信号の発生とデータ取り込みのタイミングを説明する図である。（ａ）は、光源からの出力光の、波長掃引による波長の変化を示している。（ｂ）は、波長掃引による干渉光の強度の変化を示している。また（ｃ）は、トリガ信号８０１、遅延トリガ信号８０２、データ取り込みタイミング８０３を示している。波長掃引により光源からの出力光が所定の波長λａとなったことを検出することで、トリガ信号８０１が生成される。そして、このトリガ信号８０１を遅延時間ΔＴだけ遅延させた遅延トリガ信号０８０２の発生時点から干渉光の光強度データの取り込みを開始する（８０３）。このように、ある波長掃引において発生したトリガ信号は次回の波長掃引におけるデータの取り込み開始タイミングの決定に用いられる。そのため、波長掃引と波長掃引の間のジッタの安定度が重要となる。 FIG. 8 is a diagram for explaining a general trigger signal generation and data capture timing. (A) has shown the change of the wavelength by the wavelength sweep of the output light from a light source. (B) has shown the change of the intensity of the interference light by a wavelength sweep. (C) shows a trigger signal 801, a delayed trigger signal 802, and a data capture timing 803. The trigger signal 801 is generated by detecting that the output light from the light source has reached the predetermined wavelength λa by the wavelength sweep. Then, the capturing of the light intensity data of the interference light is started from the generation time point of the delay trigger signal 0802 obtained by delaying the trigger signal 801 by the delay time ΔT (803). Thus, the trigger signal generated in a certain wavelength sweep is used to determine the data acquisition start timing in the next wavelength sweep. Therefore, the stability of jitter between wavelength sweeps is important.

しかしながら、波長掃引光源に用いられるポリゴンミラーなどの製造における精度の限界から、ジッタを安定させることには限界があり、波長掃引と波長掃引の間の時間間隔には多少の揺らぎが存在する。そのため、図８に示すように、ある波長掃引から検出されたトリガ信号を次の波長掃引におけるデータ取り込みタイミングの特定に利用すると、各波長掃引毎に取り込まれるデータと実際のレーザ波長の掃引区間に対するデータとの間にずれが生じてしまい、分解能が低下してしまう。 However, there is a limit in stabilizing jitter due to a limit in accuracy in manufacturing a polygon mirror used for a wavelength sweep light source, and there is some fluctuation in the time interval between wavelength sweeps. Therefore, as shown in FIG. 8, when the trigger signal detected from a certain wavelength sweep is used to specify the data capture timing in the next wavelength sweep, the data captured at each wavelength sweep and the actual laser wavelength sweep interval Deviation occurs between the data and the resolution.

本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、波長掃引におけるデータの取り込みタイミングを当該波長掃引において生成されたトリガ信号により決定し、安定したデータの取り込みを可能にすることを目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and it is an object of the present invention to determine the data capture timing in the wavelength sweep by the trigger signal generated in the wavelength sweep, and to enable stable data capture. To do.

上記課題を解決するため、例えば、本発明の光干渉断層像形成装置は以下の構成を備える。すなわち、
波長掃引による光源から出力された光を光分割手段で測定光と参照光に分割し、生体管腔内に挿入された光プローブ部を介して照射方向を回転させながら生体組織に前記測定光を出射し、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該生体組織の断面画像を生成する光干渉断層像形成装置であって、
サンプリングタイミングで前記干渉光の光強度を電気的なデジタル信号に変換する変換手段と、
前記光源の１回の波長掃引による、予め設定した所定波長の光を検出することでトリガ信号を生成する検出手段と、
前記サンプリングタイミングごとに前記変換手段から出力されるデジタル信号を所定の遅延時間だけ遅延させて出力する遅延手段と、
前記遅延手段から出力されるデジタル信号のうちの、前記検出手段で前記トリガ信号が生成された時点から所定期間のデジタル信号を用いて１ライン分のラインデータを生成する生成手段と、を備える。 In order to solve the above problems, for example, an optical coherence tomographic image forming apparatus of the present invention has the following configuration. That is,
The light output from the light source by the wavelength sweep is divided into the measurement light and the reference light by the light dividing means, and the measurement light is applied to the living tissue while rotating the irradiation direction via the optical probe portion inserted into the living body lumen. An optical coherence tomographic image forming apparatus that generates a cross-sectional image of the living tissue based on the light intensity of the interference light obtained from the reflected light obtained and the reference light,
Conversion means for converting the light intensity of the interference light into an electrical digital signal at a sampling timing;
Detecting means for generating a trigger signal by detecting light of a predetermined wavelength set in advance by one wavelength sweep of the light source;
Delay means for delaying the digital signal output from the conversion means for each sampling timing by a predetermined delay time; and
Generating means for generating line data for one line using a digital signal for a predetermined period from the time when the trigger signal is generated by the detecting means among the digital signals output from the delay means.

本発明によれば、波長掃引におけるデータの取り込みタイミングを当該波長掃引において生成されたトリガ信号により決定する。そのため、波長掃引時のジッタの安定性等の影響を受けることなく、安定したデータの取り込みが可能になり、より高い精度（分解能）の断層像（断面画像）を構築することが可能になる。 According to the present invention, the data acquisition timing in the wavelength sweep is determined by the trigger signal generated in the wavelength sweep. Therefore, stable data can be taken in without being affected by jitter stability during wavelength sweeping, and a tomogram (cross-sectional image) with higher accuracy (resolution) can be constructed.

実施形態にかかる画像診断装置の外観構成を示す図である。It is a figure which shows the external appearance structure of the diagnostic imaging apparatus concerning embodiment. 画像診断装置の機能構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the function structure of an image diagnostic apparatus. 信号処理部の機能構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the function structure of a signal processing part. 血管内における光プローブ部による回転走査と軸方向移動、ならびに、測定光の照射と反射光の取り込みを説明する図である。It is a figure explaining the rotational scanning and axial movement by the optical probe part in the blood vessel, and irradiation of measurement light and capture of reflected light. 血管内におけるイメージングコアの動作を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating operation | movement of the imaging core in the blood vessel. 実施形態によるデータの取り込みタイミングを説明する図である。It is a figure explaining the taking-in timing of the data by an embodiment. 実施形態における遅延部の構成例を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structural example of the delay part in embodiment. 従来のデータ取り込みタイミングを説明する図である。It is a figure explaining the conventional data acquisition timing.

以下、添付図面に従って本発明に係る実施形態を詳細に説明する。 Hereinafter, embodiments according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.

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、生体組織（例えば血管等）の管腔内に直接に挿入され、イメージングコア（後述）を用いて生体組織の状態を測定する。スキャナ／プルバック部１０２は、光プローブ部１０１が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を規定する。 FIG. 1 is a diagram showing a system configuration and an external configuration of a wavelength-swept optical coherence tomographic image forming apparatus (OCT apparatus) (hereinafter referred to as an image diagnostic apparatus) having the present invention. As shown in FIG. 1, the diagnostic imaging apparatus 100 includes an optical probe unit 101, a scanner / pullback unit 102, and an operation control device 103. The scanner / pullback unit 102 and the operation control device 103 are connected by a signal line / optical fiber 104. The optical probe unit 101 is directly inserted into the lumen of a living tissue (for example, a blood vessel or the like), and measures the state of the living tissue using an imaging core (described later). The scanner / pullback unit 102 is configured so that the optical probe unit 101 can be attached and detached. The scanner / pullback unit 102 defines a radial operation of the imaging core in the optical probe unit 101 by being driven by a built-in motor.

操作制御装置１０３は、生体管腔内の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。 The operation control device 103 has a function for inputting various set values and a function for processing data obtained by measurement and displaying it as a cross-sectional image when performing optical coherence tomographic image formation in a living body lumen. Prepare. In the operation control device 103, reference numeral 111 denotes a main body control unit that processes data obtained by measurement and outputs a processing result. Reference numeral 111-1 denotes a printer / DVD recorder, which prints a processing result in the main body control unit 111 or stores it as data. Reference numeral 112 denotes an operation panel, and the user inputs various setting values and instructions via the operation panel 112. Reference numeral 113 denotes an LCD monitor as a display device, which displays a processing result in the main body control unit 111.

図２は、図１に示す画像診断装置１００の機能構成図である。図示において、２０８は波長掃引光源であり、Swept Laserが用いられる。波長掃引光源２０８は、ＳＯＡ２１６（semiconductor optical 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-cavity Laser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、最終的にカップラ２１４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、７２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。 FIG. 2 is a functional configuration diagram of the diagnostic imaging apparatus 100 shown in FIG. In the figure, reference numeral 208 denotes a wavelength sweep light source, and Swept Laser is used. The wavelength swept light source 208 is a kind of extended-cavity laser including a light source unit (208a) having an optical fiber 217 coupled to an SOA 216 (semiconductor optical amplifier) in a ring shape and a polygon scanning filter (208b). The light output from the SOA 216 travels through the optical fiber 217 and enters the polygon scanning filter 208b, where the wavelength-selected light is amplified by the SOA 216 and finally output from the coupler 214. The polygon scanning filter 208b selects a wavelength by a combination of the diffraction grating 212 that separates light and the polygon mirror 209. The light split by the diffraction grating 212 is condensed on the surface of the polygon mirror 209 by two lenses (210, 211). As a result, only light having a wavelength orthogonal to the polygon mirror 209 returns on the same optical path and is output from the polygon scanning filter 208b, so that the time sweep of the wavelength is performed by rotating the mirror. For example, a 72-sided mirror is used as the polygon mirror 209, and the rotation speed is about 50000 rpm. High speed and high output wavelength sweeping is possible by a unique wavelength sweeping system combining the polygon mirror 209 and the diffraction grating 212.

カップラ２１４から出力された波長掃引光源２０８からの光は、第１のシングルモードファイバ２３０の一端に入射される。第１のシングルモードファイバ２３０は、光カップラ部２４０で２つに分岐され、一方はＦＢＧ（Fiber Bragg Grating）２４１に導かれる。実施形態におけるこのＦＢＧ２４１は、波長掃引光源２０８からの出力光のλｓからλｅまでの波長（掃引波長）のうちの特定の波長λａを持つ光のみを反射するようになっているものとする。この反射光は光カップラ部２４０を介して光検出器（例えばフォトダイオード）２４２に供給され、ここで、干渉光のサンプリング開始のトリガ信号が生成され、後述の信号処理部２２３に供給される。以上のように、ＦＢＧ２４１と光検出器２４２は、波長掃引光源２０８の１回の波長掃引における、予め設定した所定波長の光を検出することでトリガ信号を生成する。 The light from the wavelength swept light source 208 output from the coupler 214 is incident on one end of the first single mode fiber 230. The first single mode fiber 230 is branched into two at the optical coupler section 240, and one is guided to an FBG (Fiber Bragg Grating) 241. It is assumed that the FBG 241 in the embodiment reflects only light having a specific wavelength λa among wavelengths (sweep wavelengths) from λs to λe of output light from the wavelength swept light source 208. The reflected light is supplied to a photodetector (for example, a photodiode) 242 via an optical coupler unit 240, where a trigger signal for starting sampling of interference light is generated and supplied to a signal processing unit 223 described later. As described above, the FBG 241 and the photodetector 242 generate a trigger signal by detecting light of a predetermined wavelength set in advance in one wavelength sweep of the wavelength swept light source 208.

また、波長掃引光源２０８から出力され、光カップラ部２４０で分岐した光は、第２のシングルモードファイバ２３１と光学的に結合されている光カップラ部２２６に導かれ、ここで、２つに分岐されて伝送される。すなわち、光カップラ部２２６は、波長掃引光源２０８から出力された光を測定光と参照光に分割する光分割手段として機能する。 Further, the light output from the wavelength swept light source 208 and branched by the optical coupler unit 240 is guided to the optical coupler unit 226 optically coupled to the second single mode fiber 231, where it is split into two. And transmitted. That is, the optical coupler unit 226 functions as a light splitting unit that splits the light output from the wavelength swept light source 208 into measurement light and reference light.

第１の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内の第４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の第５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第５のシングルモードファイバ２３６に波長掃引光源２０８からの光が伝送される。 A scanner / pullback unit 102 is provided on the distal end side of the optical coupler unit 226 of the first single mode fiber 230. In the rotation drive device 204 of the scanner / pullback unit 102, an optical rotary joint (optical coupling unit) 203 that couples a non-rotating unit (fixed unit) and a rotating unit (rotary driving unit) and transmits light. Is provided. Further, the distal end side of the fourth single mode fiber 235 in the optical rotary joint 203 is detachably connected to the fifth single mode fiber 236 of the optical probe unit 101 via the adapter 202. As a result, the light from the wavelength swept light source 208 is transmitted to the fifth single mode fiber 236 that is inserted into the imaging core 201 that repeatedly transmits and receives light and can be driven to rotate.

第５の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の先端側から血管壁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、逆の光路を経て第１のシングルモードファイバ２３０側に戻り、光カップラ部２２６によりその一部が第２のシングルモードファイバ２３７側に移る。第２のシングルモードファイバ２３７において反射光は後述の参照光と混合され、干渉光として、光検出器２１９（例えばフォトダイオード）にて受光される。 The light transmitted to the fifth single mode fiber 236 is irradiated from the distal end side of the imaging core 201 to the living tissue on the blood vessel wall while performing a radial operation. Then, a part of the reflected light scattered on the surface or inside of the living tissue is taken in by the imaging core 201, returns to the first single mode fiber 230 side through the reverse optical path, and a part of the reflected light is first reflected by the optical coupler unit 226. 2 moves to the single mode fiber 237 side. In the second single mode fiber 237, the reflected light is mixed with reference light described later, and is received by a photodetector 219 (for example, a photodiode) as interference light.

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、スキャナ／プルバック部１０２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、光プローブ部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。 The rotating part side of the optical rotary joint 203 is rotationally driven by a radial scanning motor 205 of a rotational driving device 204. The rotation angle of the radial scanning motor 205 is detected by the encoder unit 206. Further, the scanner / pullback unit 102 includes a linear drive device 207 and regulates the operation of the optical probe unit 101 in the insertion direction (axial direction) based on an instruction from the signal processing unit 223. The axial movement is realized by operating a linear drive motor in the linear drive device 207 based on a control signal from the signal processing unit 223.

また、第２の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は光プローブ部を交換して使用した場合の個々の光プローブ部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。第２の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。 Further, an optical path length variable mechanism 225 for finely adjusting the optical path length of the reference light is provided on the tip side of the optical coupler section 226 of the second single mode fiber 231. This optical path length variable mechanism 225 changes the optical path length corresponding to the variation in length so that the variation in length of each optical probe section when the optical probe section is replaced and used can be absorbed. It has changing means. The second single mode fiber 231 and the collimating lens 234 are provided on a uniaxial stage 232 that is movable as indicated by an arrow 233 in the direction of the optical axis, and form optical path length adjusting means.

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、光プローブ部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。すなわち、光プローブ部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、干渉光を測定することが可能となる。 Specifically, when the optical probe unit 101 is replaced, the uniaxial stage 232 forms an optical path length changing unit having a variable range of optical path length that can absorb variations in the optical path length of the optical probe unit. Further, the uniaxial stage 232 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. That is, even when the tip of the optical probe portion is not in close contact with the surface of the living tissue, it is possible to measure the interference light by minutely changing the optical path length with the uniaxial stage.

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第２の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、第２の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で第１の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、得られた電気的な干渉光信号は増幅器２２０によって増幅される。増幅器２２０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。 The reflected light is input to the second single mode fiber 231 as reference light through the mirrors 227 and 229 and the lens 228. The light (reference light) whose optical path length is finely adjusted by the optical path length variable mechanism 225 is transmitted from the first single mode fiber 230 side by the optical coupler unit 226 provided in the middle of the second single mode fiber 231 ( Mixed with (reflected light) to form interference light, which is received by the photodetector 219. The light received by the photodetector 219 is photoelectrically converted, and the obtained electrical interference light signal is amplified by the amplifier 220. The output of the amplifier 220 is supplied to the demodulator 221. The demodulator 221 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and its output is input to the A / D converter 222.

Ａ／Ｄ変換器２２２では、干渉光の光強度を表す干渉光信号を１８０ＭＨｚでサンプリングしてデジタル信号に変換し、干渉光データとして出力する。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にて生成された干渉光データ（デジタル信号）は、遅延部２５０に入力される。遅延部２５０は、Ａ／Ｄ変換器２２０のサンプリングタイミングごとにＡ／Ｄ変換器２２０から出力される干渉光データを入力し、所定の遅延時間（本実施形態ではサンプリング周期の整数倍となる）だけ遅延させて信号処理部２２３へ出力する。遅延部２５０の構成及び動作の詳細については後述する。 In the A / D converter 222, the interference light signal representing the light intensity of the interference light is sampled at 180 MHz, converted into a digital signal, and output as interference light data. The sampling frequency of 180 MHz is based on the premise that about 90% of the wavelength sweep period (12.5 μsec) is extracted as 2048 digital data when the wavelength sweep repetition frequency is 80 kHz. However, the present invention is not limited to this. The interference light data (digital signal) generated by the A / D converter 222 is input to the delay unit 250. The delay unit 250 receives the interference light data output from the A / D converter 220 at each sampling timing of the A / D converter 220, and has a predetermined delay time (in this embodiment, an integer multiple of the sampling period). Output to the signal processor 223 with a delay of Details of the configuration and operation of the delay unit 250 will be described later.

遅延部２５０で遅延された干渉光データは、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。 The interference light data delayed by the delay unit 250 is input to the signal processing unit 223. In this signal processing unit 223, the interference light data is frequency-resolved by FFT (Fast Fourier Transform) to generate data in the depth direction, and by performing coordinate conversion thereof, a cross-sectional image at each position of the blood vessel is formed, The data is output to the LCD monitor 113 at a predetermined frame rate.

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。更に、信号処理部２２３は、波長掃引における所定波長検出を示すトリガ信号を光検出器２４２から受信すると、その時点から１ライン分に相当する干渉光データを取り込み、ラインデータを生成する。 The signal processing unit 223 is connected to the optical path length adjusting unit control unit 218. The signal processing unit 223 controls the position of the uniaxial stage 232 via the optical path length adjusting unit control unit 218. The signal processing unit 223 is connected to the motor control circuit 224, and stores the cross-sectional image in an internal memory in synchronization with a video synchronization signal when forming the cross-sectional image. The video synchronization signal of the motor control circuit 224 is also sent to the rotation drive device 204, and the rotation drive device 204 outputs a drive signal synchronized with the video synchronization signal. Further, when the signal processing unit 223 receives a trigger signal indicating detection of a predetermined wavelength in the wavelength sweep from the photodetector 242, the signal processing unit 223 takes in interference light data corresponding to one line from that time point, and generates line data.

図４（ａ）は光プローブ部１０１のイメージングコア２０１が血管内腔（生体管腔）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、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の方向に回転させ、直線駆動装置２０７は矢印４０６の方向に移動させる。このとき、図４（ｂ）に示すように、波長掃引光源２０８からの測定光が光ファイバ２３６を経て、光学ミラー４０１により血管壁へ照射される。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。 FIG. 4A is a diagram illustrating a state in which the imaging core 201 of the optical probe unit 101 is inserted into a blood vessel lumen (biological lumen) and radial scanning is performed. A catheter sheath 403 containing an imaging core 201 constituted by an optical fiber 236 having an optical mirror 401 and an optical lens 402 at the tip is inserted into a blood vessel lumen. The rotation driving device 204 rotates the imaging core 201 in the direction of the arrow 405 in the catheter sheath 403, and the linear driving device 207 moves in the direction of the arrow 406. At this time, as shown in FIG. 4B, the measurement light from the wavelength swept light source 208 passes through the optical fiber 236 and is irradiated onto the blood vessel wall by the optical mirror 401. The reflected light of the irradiated light is returned to the apparatus through the optical fiber 236 by the optical mirror 401.

図５は血管の断層像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により図５（ｂ）の４０５で示される方向に回転する。 FIG. 5 is a schematic diagram for explaining the operation of the optical probe unit 101 at the time of taking a tomographic image of a blood vessel. 5A and 5B are a perspective view and a cross-sectional view of a blood vessel in a state where the optical probe unit 101 is inserted, respectively. In FIG. 5A, reference numeral 501 denotes a blood vessel cross section in which the optical probe unit 101 is inserted. As described above, the imaging core 201 of the optical probe unit 101 has the optical lens 402 and the optical mirror 401 attached to the tip thereof, and is rotated by the radial scanning motor 205 in the direction indicated by 405 in FIG.

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ラインのラインデータが生成されるようにしている。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（図４（ａ）参照）の方向に進みながら行われる。 From the optical lens 402, measurement light is transmitted / received at each rotation angle. Lines 1, 2,..., 512 indicate the irradiation direction of the measurement light at each rotation angle. In the present embodiment, 512 lines of line data are generated while the imaging core 201 including the optical mirror 401 and the optical lens 402 rotates 360 degrees at the position of the predetermined blood vessel cross section 501. Note that the number of transmission / reception times of the measurement light during 360 ° rotation is not limited to this, and can be arbitrarily set. In this way, scanning (scanning) in which signal transmission / reception is repeated while rotating the imaging core 201 is generally referred to as “radial scanning (radial scanning, rotational scanning)”. Further, such transmission of the measurement light / reception of the reflected light by the imaging core 201 is performed while the imaging core 201 advances in the blood vessel in the direction of the arrow 406 (see FIG. 4A).

次に、実施形態における干渉光データの取り込みのシーケンスを図６を参照して詳しく説明する。図６の（ａ）は、波長掃引光源２０８から第１のシングルモードファイバ２３０へ出力される光（レーザ光）の波長の時間変化を示している。また（ｂ）は、干渉光（光検出器２１９に入力される光）の、波長掃引による強度の変化を示している。（ｃ）は、光検出器２４２により生成されるトリガ信号６０１、Ａ／Ｄ変換器２２２からの干渉光データ（デジタル信号）出力６０２、遅延部２５０からの干渉光データ出力６０３の各々のタイミングを示している。 Next, a sequence of capturing interference light data in the embodiment will be described in detail with reference to FIG. FIG. 6A shows the time change of the wavelength of the light (laser light) output from the wavelength swept light source 208 to the first single mode fiber 230. Further, (b) shows a change in intensity of the interference light (light input to the photodetector 219) due to the wavelength sweep. (C) shows timings of the trigger signal 601 generated by the photodetector 242, the interference light data (digital signal) output 602 from the A / D converter 222, and the interference light data output 603 from the delay unit 250. Show.

図６の（ａ）において縦軸は波長、横軸は時間である。波長掃引光源２０８から出力される光は波長掃引によりλｓからλｅまで変化し、出力された光の波長が所定波長λａに到達すると、ＦＢＧ２４１と光検出器２４２によりトリガ信号６０１が生成、出力される。また、Ａ／Ｄ変換器２２２からは、光検出器２１９で検出された干渉光の強度に応じた干渉光データ６０２が、ほぼリアルタイムで出力される。そのため、ある波長掃引においてトリガ信号６０１の発生を検出した時点では、Ａ／Ｄ変換器２２２からすでに出力済みとなった干渉光データが少なからず存在することになる。 In FIG. 6A, the vertical axis represents wavelength and the horizontal axis represents time. The light output from the wavelength swept light source 208 changes from λs to λe by the wavelength sweep, and when the wavelength of the output light reaches the predetermined wavelength λa, the trigger signal 601 is generated and output by the FBG 241 and the photodetector 242. . Further, the A / D converter 222 outputs interference light data 602 corresponding to the intensity of the interference light detected by the photodetector 219 in almost real time. Therefore, at the time when the generation of the trigger signal 601 is detected in a certain wavelength sweep, there are not a few interference light data that have already been output from the A / D converter 222.

上述したように、遅延部２５０からはＡ／Ｄ変換部２２２からの干渉光データ出力６０２を所定時間遅延させた干渉光データ出力６０３が得られる。図６の（ｃ）では、この遅延時間をΔＴＤとしている。遅延部２５０の遅延時間ΔＴＤを適切に設定することで、トリガ信号６０１の発生タイミングと、波長掃引のデータ取り込み開始タイミングの干渉光データが信号処理部２２３に入力されるタイミングとを合わせることができる。このような遅延時間の調整により、信号処理部２２３は、単に、光検出器２４２からのトリガ信号を受信した時点から２０４８点の干渉光データ６０４を取り込むことで、ラインデータの生成に必要な干渉光データを得ることができる。また、この場合、波長掃引光源２０８の波長掃引において得られたトリガ信号をもとに、その波長掃引における干渉光データの取り込み開始タイミングが決定されることになるので、ポリゴンミラー２０９に起因したジッタ等の影響を低減することができる。 As described above, from the delay unit 250, the interference light data output 603 obtained by delaying the interference light data output 602 from the A / D conversion unit 222 for a predetermined time is obtained. In FIG. 6C, this delay time is ΔTD. By appropriately setting the delay time ΔTD of the delay unit 250, the generation timing of the trigger signal 601 can be matched with the timing at which the interference light data at the wavelength sweep data acquisition start timing is input to the signal processing unit 223. . By adjusting the delay time, the signal processing unit 223 simply captures 2048 points of interference light data 604 from the time when the trigger signal from the photodetector 242 is received, thereby causing interference necessary for generating line data. Optical data can be obtained. In this case, since the start timing of capturing interference light data in the wavelength sweep is determined based on the trigger signal obtained in the wavelength sweep of the wavelength sweep light source 208, jitter caused by the polygon mirror 209 is determined. Etc. can be reduced.

次に、Ａ／Ｄ変換器２２２から出力された干渉光データを所定時間だけ遅延させる遅延部２５０の構成及び動作について、図７を参照して説明する。 Next, the configuration and operation of the delay unit 250 that delays the interference light data output from the A / D converter 222 by a predetermined time will be described with reference to FIG.

図７は遅延部２５０の構成例を示すブロック図である。遅延部２５０はＡ／Ｄ変換器２２２と同期するため、Ａ／Ｄ変換器２２２のサンプリングクロックと同じ１８０ＭＨｚのクロック７０１により動作する。カウンタ７０２は、ノンストップカウンタで構成され、クロック７０１をカウントしてバッファメモリ７０６にアクセスするためのアドレスを生成、出力する。バッファメモリ７０６は、異なるアドレスに対する書き込みと読み出しとが同時に可能なデュアルポートメモリである。なお、本実施形態では、１ラインのデータに２０４８点の干渉光データが用いられるので、バッファメモリ７０６は２０４８（＝２^１１）個の干渉光データを格納する記憶容量を有すればよい。したがって、バッファメモリ７０６にアクセスするためのアドレスは、１１ビットを有していれば十分である。クロック７０１によりカウンタ７０２はカウント値を１つずつインクリメントし、０〜２０４７のカウントを繰り返し、カウント値が循環するようにしている。 FIG. 7 is a block diagram illustrating a configuration example of the delay unit 250. Since the delay unit 250 synchronizes with the A / D converter 222, the delay unit 250 operates with the same clock 701 of 180 MHz as the sampling clock of the A / D converter 222. The counter 702 is composed of a non-stop counter, and generates and outputs an address for accessing the buffer memory 706 by counting the clock 701. The buffer memory 706 is a dual port memory capable of simultaneously writing to and reading from different addresses. In this embodiment, since 2048 points of interference light data are used for one line of data, the buffer memory 706 may have a storage capacity for storing 2048 (= 2 ¹¹ ) pieces of interference light data. Therefore, it is sufficient that the address for accessing the buffer memory 706 has 11 bits. In response to the clock 701, the counter 702 increments the count value one by one and repeats the count from 0 to 2047 so that the count value circulates.

加算器７０３は、カウンタ７０２のカウント値と、操作パネル１１２により設定された遅延時間（図６のΔＴＤ）に相当するアドレス量の値７２１とを加算し、加算値を出力する。本実施形態の場合、１８０ＭＨｚでアドレスがインクリメントされるので、１アドレスが［１／１８０］×１０^−６秒の遅延量に相当する。従って、例えば、アドレス量の値７２１として“１０８”を設定すれば、遅延部２５０は０．６×１０^−６秒だけ遅延させた干渉光データを出力することになる。なお、加算器７０３の加算値も１１ビットで制限されるため、加算値が２０４７を超えた場合、桁上げ分が無視される。例えば、加算値が“２０５０”であれば、“２”が出力されることになり、０〜２０４７の加算結果が循環することになる。 The adder 703 adds the count value of the counter 702 and the address amount value 721 corresponding to the delay time (ΔTD in FIG. 6) set by the operation panel 112, and outputs the added value. In the present embodiment, since the address is incremented at 180 MHz, one address corresponds to a delay amount of [1/180] × 10 ⁻⁶ seconds. Therefore, for example, if “108” is set as the address amount value 721, the delay unit 250 outputs the interference light data delayed by 0.6 × 10 ⁻⁶ seconds. Since the addition value of the adder 703 is also limited to 11 bits, when the addition value exceeds 2047, the carry is ignored. For example, if the addition value is “2050”, “2” is output, and the addition result of 0 to 2047 circulates.

以上のカウンタ７０２及び加算器７０３の出力は、バッファメモリ７０６の読み出しアドレス７２０と書き込みアドレス７２２として用いられる。即ち、カウンタ７０２及び加算器７０３はバッファメモリ７０６のアクセスアドレスを生成するアドレス生成部として機能する。カウンタ７０２が出力したカウント値は読み出しアドレス７２０としてフリップフロップ７０５にラッチされ、加算器７０３が出力した加算値は書き込みアドレス７２２としてフリップフロップ７０４にラッチされる。そして、バッファメモリ７０６の、フリップフロップ７０４にラッチされた書き込みアドレス７２２で指定されたアドレスには、Ａ／Ｄ変換器２２２からの干渉光データ７２３がそのまま書き込まれる。また、バッファメモリ７０６の、フリップフロップ７０５にラッチされた読み出しアドレス７２０で指定されたアドレスから干渉光データが読み出され、遅延された干渉光データ７２４として出力される。 The outputs of the counter 702 and the adder 703 are used as the read address 720 and the write address 722 of the buffer memory 706. That is, the counter 702 and the adder 703 function as an address generation unit that generates an access address of the buffer memory 706. The count value output from the counter 702 is latched in the flip-flop 705 as a read address 720, and the added value output from the adder 703 is latched in the flip-flop 704 as a write address 722. The interference light data 723 from the A / D converter 222 is written as it is to the address specified by the write address 722 latched in the flip-flop 704 in the buffer memory 706. Further, the interference light data is read from the address specified by the read address 720 latched in the flip-flop 705 in the buffer memory 706, and output as delayed interference light data 724.

以上のように、遅延部２５０では、クロック７０１をカウンタ７０２でカウントすることにより、Ａ／Ｄ変換器２２２のサンプリングタイミングごとに更新される読み出しアドレスが生成される。また、加算器７０３により読み出しアドレスより所定の遅延時間に相当するアドレス量だけ異なる書き込みアドレスが生成される。そして、バッファメモリ７０６においては、書き込みアドレス７２２が示すアドレスへの干渉光データの書き込みと、読み出しアドレス７２０が示すアドレスからの干渉光データの読み出しとが実質的に同時に行われる。こうして、遅延部２５０からは、Ａ／Ｄ変換器２２２が出力する干渉光データが、所定の遅延時間だけ遅延して出力されることになる。 As described above, the delay unit 250 generates a read address that is updated at each sampling timing of the A / D converter 222 by counting the clock 701 with the counter 702. The adder 703 generates a write address that differs from the read address by an address amount corresponding to a predetermined delay time. In the buffer memory 706, the writing of the interference light data to the address indicated by the write address 722 and the reading of the interference light data from the address indicated by the read address 720 are performed substantially simultaneously. Thus, the interference light data output from the A / D converter 222 is output from the delay unit 250 after being delayed by a predetermined delay time.

なお、加算器７０３に代えて減算器を用い、カウンタ７０２で生成したアドレス値を読み出しアドレスとして用いるようにしてもよいことは明らかである。また、遅延部２５０において、インクリメントタイプのカウンタ７０２を用いたが、デクリメントタイプのカウンタを用いた構成としてもよい。更に、バッファメモリ７０６をデュアルポートメモリとして、書き込みと読み出しを同時に行うようにしたが、これに限られるものではない。バッファメモリ７０６へのデジタル信号の書き込みと、バッファメモリ７０６からのデジタル信号の読み出しは、サンプリングタイミングの一周期内（本実施形態では１８０ＭＨｚ）で実行されればよい。 It is obvious that a subtracter may be used instead of the adder 703 and the address value generated by the counter 702 may be used as a read address. In addition, although the increment type counter 702 is used in the delay unit 250, a configuration using a decrement type counter may be used. Furthermore, although the buffer memory 706 is a dual port memory and writing and reading are performed simultaneously, the present invention is not limited to this. The writing of the digital signal to the buffer memory 706 and the reading of the digital signal from the buffer memory 706 may be executed within one cycle of the sampling timing (180 MHz in this embodiment).

以上のような遅延部２５０の構成において、遅延時間データが、１回の波長掃引のうちの、ラインデータ生成に利用する波長の光の発生開始から前記所定の波長の光を発生するまでの時間を遅延時間ΔＴＤとして設定される。このようにすれば、信号処理部２２３は、トリガ信号の検出と同時にデータの取り込みを開始するだけで、ラインデータの生成に適した干渉光データを得ることができる。なお、操作パネル１１２からのユーザ操作により「遅延時間」を設定するものとしたが、「アドレス量」を設定するようにしてもよい。或いは、工場出荷時にのみ設定可能な構成、サービスマンにのみ設定が可能な構成としてもよい。 In the configuration of the delay unit 250 as described above, the delay time data is the time from the start of generation of light of the wavelength used for line data generation to generation of light of the predetermined wavelength in one wavelength sweep. Is set as the delay time ΔTD. In this way, the signal processing unit 223 can obtain interference light data suitable for generation of line data only by starting data acquisition simultaneously with detection of the trigger signal. The “delay time” is set by a user operation from the operation panel 112, but “address amount” may be set. Or it is good also as a structure which can be set only at the time of factory shipment, and a structure which can be set only to a service person.

以上の通りであるので、信号処理部２２３は、「光検出器２４２からトリガ信号を入力したときに直ちに遅延部２５０から出力される干渉光データの取り込みを開始し、波長掃引の１周期に対応する所定期間（図７の期間Ｔ１）だけ実行する」ことを繰り返せば良いこととなる。この信号処理部２２３の具体的な処理を図３を用いて説明すると次の通りである。 As described above, the signal processing unit 223 reads “When the trigger signal is input from the photodetector 242, it immediately starts capturing the interference light data output from the delay unit 250 and corresponds to one period of wavelength sweeping. It is sufficient to repeat “execute for a predetermined period (period T1 in FIG. 7)”. The specific processing of the signal processing unit 223 will be described with reference to FIG.

先に説明したように、光プローブ部１０１からの測定光と、光路長の可変機構２２５からの参照光は光カップラ部２２６で合わせられて、干渉光となる。この過程で、光検出器２４２は、予め設定した波長の光を検出した信号、すなわちトリガ信号を信号処理部２２３に供給する。信号処理部２２３のラインメモリ部３０１は、光検出器２４２からのトリガ信号を受信すると、遅延部２５０により所定時間遅延された干渉光データから１ライン分（２０４８点）のデータを取得し保持する。 As described above, the measurement light from the optical probe unit 101 and the reference light from the optical path length variable mechanism 225 are combined by the optical coupler unit 226 to become interference light. In this process, the photodetector 242 supplies a signal that detects light having a preset wavelength, that is, a trigger signal, to the signal processing unit 223. When the line memory unit 301 of the signal processing unit 223 receives the trigger signal from the photodetector 242, the line memory unit 301 acquires and holds data for one line (2048 points) from the interference light data delayed for a predetermined time by the delay unit 250. .

波長掃引を利用した光干渉断層像形成装置では、ここで得られた干渉光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ラインごとの干渉光データが、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。 In the optical coherence tomographic image forming apparatus using the wavelength sweep, the reflection intensity distribution in the depth direction can be obtained by Fourier transforming the interference light data obtained here. That is, since data in the depth direction can be acquired without scanning the optical path length, high-speed data acquisition is possible. The line memory unit 301 in FIG. 3 selects and groups signals so that the number of lines per motor rotation is 512 based on the motor encoder signal output from the motor control circuit 224. That is, 512 pieces of interference light data for each line are output to the line data generation unit 302 by 512 per rotation of the motor.

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。 The line data generation unit 302 generates line data by performing FFT (Fast Fourier Transform Processing), and performs line addition averaging processing, filter processing, logarithmic conversion, and the like, and post-processes the obtained line data. To the output.

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ことになる。血管断層像を得るための演算内容、並びに、その表示処理に関する部分は、本願発明には直接には関係しないので、これ以上の説明は省略する。 The post-processing unit 303 performs contrast adjustment, luminance adjustment, gamma correction, frame correlation, sharpness processing, and the like on the line data received from the line data generation unit 302 and outputs the processing result to the image construction unit 304. The image construction unit 304 converts a polar coordinate line data string into a video signal and displays it on the LCD monitor 113 as a blood vessel cross-sectional image. Here, as an example, an example in which an image is constructed from 512 lines is shown, but the number of lines is not limited thereto. The control unit 305 controls a series of operations of each unit described above. The calculation contents for obtaining the vascular tomographic image and the part related to the display processing are not directly related to the present invention, and hence further explanation is omitted.

以上説明したように本実施形態によれば、波長掃引を利用した光干渉断層像形成装置において、着目ライン分の波長掃引において取得されたトリガ信号を次ラインの干渉光データの取り込みに利用するのではなく、着目ラインに対する波長掃引における干渉光データの取り込みに利用できる。このため、各ラインにおけるサンプリングのタイミングのバラツキが発生しにくく、これまでよりも高い精度の断層像を構築することができる。 As described above, according to this embodiment, in the optical coherence tomographic image forming apparatus using the wavelength sweep, the trigger signal acquired in the wavelength sweep for the line of interest is used for capturing the interference light data of the next line. Instead, it can be used for capturing interference light data in the wavelength sweep for the line of interest. For this reason, variations in sampling timing in each line hardly occur, and a tomographic image with higher accuracy than before can be constructed.

１００：画像診断装置、１０１：光プローブ部、１０２：スキャナ／プルバック部、２０８：波長掃引光源、２１９：光検出器、２２１：復調器、２２２：Ａ／Ｄ変換器、２２３：信号処理部、２４０：光カップラ部、２５０：遅延部、７０２：カウンタ、７０３：加算器、７０４〜７０５：フリップフロップ、７０６：バッファメモリ DESCRIPTION OF SYMBOLS 100: Diagnostic imaging apparatus 101: Optical probe part 102: Scanner / pullback part 208: Wavelength sweep light source 219: Photo detector 221: Demodulator 222: A / D converter 223: Signal processing part 240: optical coupler unit, 250: delay unit, 702: counter, 703: adder, 704 to 705: flip-flop, 706: buffer memory

Claims

The light output from the light source by the wavelength sweep is divided into the measurement light and the reference light by the light dividing means, and the measurement light is applied to the living tissue while rotating the irradiation direction via the optical probe portion inserted into the living body lumen. An optical coherence tomographic image forming apparatus that generates a cross-sectional image of the living tissue based on the light intensity of the interference light obtained from the reflected light obtained and the reference light,
Conversion means for converting the light intensity of the interference light into an electrical digital signal at a sampling timing;
Detecting means for generating a trigger signal by detecting light of a predetermined wavelength set in advance by one wavelength sweep of the light source;
Delay means for delaying the digital signal output from the conversion means for each sampling timing by a predetermined delay time; and
Generating means for generating line data for one line using a digital signal output from the delay means for a predetermined period from the time when the trigger signal is generated by the detection means. Optical coherence tomography device.

The delay means is
Buffer memory,
Address generation means for generating a read address updated at each sampling timing and a write address different from the read address by an address amount corresponding to the predetermined delay time;
Writing means for writing a digital signal from the conversion means to the write address of the buffer memory;
The optical coherence tomographic image forming apparatus according to claim 1, further comprising: a reading unit that reads a digital signal from the read address of the buffer memory.

3. The digital signal writing to the buffer memory by the writing unit and the digital signal reading from the buffer memory by the reading unit are executed within one cycle of the sampling timing. The optical coherence tomographic image forming apparatus described.

The buffer memory has a storage capacity for storing a digital signal necessary for the generation means to generate line data for one line;
The optical coherence tomographic image forming apparatus according to claim 2, wherein the write address and the read address are generated so as to circulate.

2. The predetermined delay time is a time from the start of generation of light having a wavelength used for generating line data to detection of light having the predetermined wavelength in the one wavelength sweep. 5. The optical coherence tomographic image forming apparatus according to claim 4.

The optical coherence tomographic image forming apparatus according to any one of claims 1 to 5, further comprising setting means for setting the delay time by a user operation.