JP6265464B2

JP6265464B2 - Diagnostic imaging apparatus, method of operating the same, and optical interference probe used in diagnostic imaging apparatus

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Publication number: JP6265464B2
Application number: JP2013201405A
Authority: JP
Inventors: 祐治鬼村
Original assignee: TRUMO KABUSHIKI KAISHA
Current assignee: TRUMO KABUSHIKI KAISHA
Priority date: 2013-09-27
Filing date: 2013-09-27
Publication date: 2018-01-24
Anticipated expiration: 2033-09-27
Also published as: JP2015066056A

Description

本発明は光干渉を用いた画像診断装置及びその作動方法、並びに画像診断装置に用いられるプローブに関するものである。 The present invention relates to an image diagnostic apparatus using optical interference, an operating method thereof, and a probe used in the image diagnostic apparatus.

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が行われている。この手術前の診断、或いは、手術後の経過確認のため、光干渉断層診断装置（ＯＣＴ:Optical Coherence Tomography）等の画像診断装置が用いられるのが一般的になってきた。 Endovascular treatment using a high-function catheter such as a balloon catheter or a stent is performed. For the diagnosis before the operation or the progress confirmation after the operation, an image diagnosis apparatus such as an optical coherence tomography (OCT) has been generally used.

光干渉断層診断装置は、光学レンズと光学ミラーを有するイメージングコアを先端に取り付けた光ファイバを内蔵し、少なくとも先端部が透明なシースを有するプローブを用いる。そして、そのプローブを患者の血管内に導き、イメージングコアを回転させながら、光学ミラーを介して血管壁に光を照射し、血管からの反射光を再度、その光学ミラーを介して受光することでラジアル走査を行い、得られた反射光を元に血管の断面画像を構成するものである。そして、この光ファイバを回転させながら、所定速度で引っ張る操作（一般にプルバックと呼ばれる）を行うことで、血管の長手方向の内壁の３次元画像を形成する（特許文献１）。また、ＯＣＴ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（ＳＳ−ＯＣＴ:Swept-source Optical coherence Tomography）も開発されている。 The optical coherence tomography diagnostic apparatus uses a probe having a built-in optical fiber with an imaging core having an optical lens and an optical mirror attached to the tip, and a sheath having a transparent tip at least. Then, by guiding the probe into the patient's blood vessel, rotating the imaging core, irradiating the blood vessel wall through the optical mirror, and receiving the reflected light from the blood vessel through the optical mirror again. Radial scanning is performed, and a cross-sectional image of the blood vessel is constructed based on the obtained reflected light. Then, a three-dimensional image of the inner wall in the longitudinal direction of the blood vessel is formed by performing an operation of pulling at a predetermined speed (generally referred to as pullback) while rotating the optical fiber (Patent Document 1). As an improved type of OCT, an optical coherence tomography (SS-OCT) using wavelength sweep has been developed.

特開２００７−２６７８６７号公報JP 2007-267867 A

光干渉断層診断装置では、装置内の光源から、上記のイメージングコアまでの間に、いくつかの独立した光ファイバが介在し、それらの間を光学的に接続している。特に、診断装置内、診断装置とプルバックを行うプルバック部間、プルバック部とイメージングコア間それぞれで独立した光ファイバを有する。プルバック部とイメージングコア間で光ファイバを独立するのは、装置の特性上、イメージングコア部は使い捨て、プルバック部は何度も使用するためである。 In the optical coherence tomography diagnostic apparatus, several independent optical fibers are interposed between the light source in the apparatus and the imaging core, and optically connected therebetween. In particular, the optical system has independent optical fibers in the diagnostic apparatus, between the diagnostic apparatus and the pullback section that performs pullback, and between the pullback section and the imaging core. The optical fiber is independent between the pullback portion and the imaging core because the imaging core portion is disposable and the pullback portion is used many times due to the characteristics of the apparatus.

また、診断装置とプルバックを行うプルバック部間を、装置内の光ファイバと独立するのは、装置の特性上、イメージングコア部は使い捨て、プルバック部は何度も使用するためである。
装置外にプルバック部を設ける関係で、プルバック部の配置位置の自由度を維持するためである。 Also, the reason why the space between the diagnostic apparatus and the pullback section that performs pullback is independent of the optical fiber in the apparatus is that the imaging core section is disposable and the pullback section is used many times due to the characteristics of the apparatus.
This is in order to maintain the degree of freedom of the arrangement position of the pullback portion because the pullback portion is provided outside the apparatus.

さて、診断装置内には、光源からの光を装置外に光を出射するためや、参照光を得るためなど、光ファイバカップラなどを介在させて光ファイバを収納することになるが、装置内の光ファイバは装置の筐体に保護されており、よほどのことがない限り、光ファイバが折れるなどの問題は発生しない。 Now, in the diagnostic device, an optical fiber is accommodated with an optical fiber coupler or the like for emitting light from the light source to the outside of the device or obtaining reference light. The optical fiber is protected by the casing of the apparatus, and unless there is a problem, there is no problem such as breaking of the optical fiber.

しかし、診断装置とプルバック部との間の光ファイバはユーザーによる引っかけや踏みつけなどのストレスを受ける。また、プルバック部とイメージングコア間の光ファイバは、回転による捩れや、測定対象位置まで導くために曲げなどのストレスを受ける。このようなストレスや経年によるストレスの蓄積により、光ファイバ内に光学的な切断が発生する。一旦、この光学的切断が発生すると、診断が行えないので、プローブの交換や、プルバック部と装置間のケーブル（扱いを容易にするため電気信号線と光ファイバを束ねている場合が多い）の交換を行うことになる。 However, the optical fiber between the diagnostic device and the pullback unit is subjected to stress such as hooking or trampling by the user. In addition, the optical fiber between the pullback portion and the imaging core is subjected to stress such as twisting due to rotation and bending in order to guide to the measurement target position. Due to the accumulation of such stress and stress due to aging, optical cutting occurs in the optical fiber. Once this optical disconnection occurs, diagnosis cannot be performed, so replacement of the probe and cable between the pullback unit and the device (in many cases, the electric signal line and the optical fiber are bundled for easy handling). Will be exchanged.

しかしながら、光ファイバの光学的切断が発生した場合、診断画像の生成に失敗するのでユーザーは何らかの異常が発生したことは把握できるものの、その原因がどこになるのかまでは把握することは難しい。 However, when the optical fiber is cut, the generation of the diagnostic image fails, so that the user can grasp that some abnormality has occurred, but it is difficult to grasp where the cause is.

本発明は、上記課題に鑑みてなされたものである。そして、本願発明は、特に波長掃引を利用した光干渉断層診断装置にて、波長掃引光源からプローブ先端までの光路上に異常が発生したとき、その位置を特定する技術を提供しようとするものである。また、その際に、ユーザーに対して、どのように対処すべきなのかを示す情報を提供可能にする。 The present invention has been made in view of the above problems. The present invention intends to provide a technique for specifying the position when an abnormality occurs on the optical path from the wavelength sweep light source to the probe tip, particularly in the optical coherence tomography diagnosis apparatus using the wavelength sweep. is there. In this case, information indicating how to deal with the user can be provided.

上記課題を解決するため、本発明の一態様では、以下に示す画像診断装置を提供する。すなわち、
血管の内腔面に向けて光を出射し、その反射光を検出するイメージングコアを収容するプローブを用い、前記イメージングコアを回転させると共に光信号の送受信を実行することで、血管内の情報を取得し、血管画像を再構成する光干渉を利用した画像診断装置であって、
前記血管画像の１ライン分の画像を得るための１ライン期間で予め設定された波長範囲で変化する光を繰り返し発生する波長掃引光源と、
当該波長掃引光源から前記イメージングコアに至る光路の間の予め設定された位置に設けられ、前記波長掃引光源が出力する全波長範囲のうち前記血管画像の再構成に用いる有効波長範囲を除く非有効範囲内の予め設定された波長の光に対して反射する特性を有する少なくとも１つのＦＢＧ（ファイバー・ブラッグ・グレーティング）素子と、
前記１ライン期間の、前記イメージングコアからの測定光と前記波長掃引光源からの光を分波して得られた参照光との合波である干渉光のうち、前記有効波長範囲の干渉光に基づき血管画像を再構成する手段とを有し、
前記画像診断装置は、更に、
前記１ライン期間の前記非有効範囲の前記干渉光のうち、前記波長掃引光源が前記予め設定された波長の光を出射するタイミングにおける前記干渉光に基づいて、前記ＦＢＧ素子による前記予め設定された波長の光の反射の有無を判定する判定手段と、
該判定手段による判定結果を報知する報知手段とを有する。 In order to solve the above problems, an image diagnostic apparatus described below is provided in one embodiment of the present invention. That is,
By using a probe that houses an imaging core that emits light toward the lumen surface of the blood vessel and detects the reflected light, the imaging core is rotated and optical signals are transmitted and received, thereby obtaining information in the blood vessel. An image diagnostic apparatus that uses optical interference to acquire and reconstruct a blood vessel image,
A wavelength swept light source that repeatedly generates light that changes in a preset wavelength range in one line period for obtaining an image for one line of the blood vessel image ;
Provided at a preset position between the optical path from the wavelength swept light source to the imaging core, and ineffective except for the effective wavelength range used for reconstruction of the blood vessel image in the entire wavelength range output by the wavelength swept light source at least one FBG (fiber Bragg grating) device having a characteristic of reflecting against a preset wavelength light within,
Of the interference light that is a combination of the measurement light from the imaging core and the reference light obtained by demultiplexing the light from the wavelength swept light source in the one line period, the interference light in the effective wavelength range Means for reconstructing a blood vessel image based on
The diagnostic imaging apparatus further includes:
Of the interference light in the ineffective range in the one line period, the preset by the FBG element is set based on the interference light at a timing when the wavelength swept light source emits light of the preset wavelength. Determination means for determining the presence or absence of reflection of light of a wavelength;
And a notifying means for notifying the determination result by the determining means .

本発明は、波長掃引を利用した光干渉断層診断装置にて、波長掃引光源からプローブ先端までの光路上に異常が発生したとき、その位置を特定することができる。従って、ユーザーに対して、どのように対処すべきなのかを示す情報を提供することも可能になる。 The present invention can identify the position of an optical coherence tomography diagnosis apparatus using wavelength sweep when an abnormality occurs on the optical path from the wavelength sweep light source to the probe tip. Therefore, it is possible to provide information indicating how to deal with the user.

本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。 Other features and advantages of the present invention will become apparent from the following description with reference to the accompanying drawings. In the accompanying drawings, the same or similar components are denoted by the same reference numerals.

本発明の一実施の形態に係る画像診断装置１００の全体構成の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the whole structure of the diagnostic imaging apparatus 100 which concerns on one embodiment of this invention. 第１の実施形態における画像診断装置１００のブロック構成図である。It is a block block diagram of the diagnostic imaging apparatus 100 in 1st Embodiment. 血管内のラジアルスキャンを説明するための図である。It is a figure for demonstrating the radial scan in the blood vessel. 波長掃引光源が出射する光の時間軸に対する波長の変化を表す図である。It is a figure showing the change of the wavelength with respect to the time-axis of the light which a wavelength sweep light source emits. スキャンして得られたデータの格納状態を示す図である。It is a figure which shows the storage state of the data obtained by scanning. 診断処理の処理手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the process sequence of a diagnostic process. 診断処理のエラー処理手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the error processing procedure of a diagnostic process. 第２の実施形態における画像診断装置１００のブロック構成図である。It is a block block diagram of the diagnostic imaging apparatus 100 in 2nd Embodiment. 第２の実施形態における診断部のブロック構成図である。It is a block block diagram of the diagnostic part in 2nd Embodiment. 第３の実施形態における診断部のブロック構成図である。It is a block block diagram of the diagnostic part in 3rd Embodiment.

以下、本発明に係る実施の形態について添付図面を参照して詳細に説明する。 Embodiments according to the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings.

［第１の実施形態］
図１は、本発明の一実施の形態に係わる波長掃引を利用した画像診断装置１００の全体構成の一例を示す図である。 [First Embodiment]
FIG. 1 is a diagram showing an example of the overall configuration of an image diagnostic apparatus 100 using wavelength sweeping according to an embodiment of the present invention.

画像診断装置１００は、プローブ１０１と、プルバック部１０２と、操作制御装置１０３で構成され、プルバック部１０２と操作制御装置１０３は、コネクタ１０５を介してケーブル１０４で接続されている。このケーブル１０４には、光ファイバ、並びに各種信号線が収容されている。 The diagnostic imaging apparatus 100 includes a probe 101, a pull-back unit 102, and an operation control device 103. The pull-back unit 102 and the operation control device 103 are connected by a cable 104 via a connector 105. The cable 104 accommodates an optical fiber and various signal lines.

プローブ１０１は、光ファイバを回転自在に収容する。この光ファイバの先端には、操作制御装置１００からプルバック部１０２を介在して伝送された光（測定光）を、光ファイバの中心軸に対してほぼ直行する方向に送信するとともに、送信した光の外部からの反射光を受信するための光送受信部を有するイメージングコアが設けられている。 The probe 101 accommodates an optical fiber rotatably. At the tip of this optical fiber, the light (measurement light) transmitted from the operation control device 100 via the pullback unit 102 is transmitted in a direction substantially perpendicular to the central axis of the optical fiber, and the transmitted light An imaging core having an optical transmission / reception unit for receiving reflected light from outside is provided.

プルバック部１０２は、プローブ１０１に設けられたアダプタを介して、プローブ１０１内の光ファイバを保持する。そして、プルバック部１０２に内蔵されたモーターを駆動させることでプローブ１０１内の光ファイバを回転させることで、その先端に設けられたイメージングコアを回転させることが可能になっている。また、プルバック部１０２は、内蔵の直線駆動部に設けられたモーターを駆動して、プローブ１０１内の光ファイバを所定速度で引っ張る（プルバック部と呼ばれる所以である）処理も行う。 The pullback unit 102 holds the optical fiber in the probe 101 via an adapter provided in the probe 101. The imaging core provided at the tip of the probe 101 can be rotated by rotating the optical fiber in the probe 101 by driving a motor built in the pullback unit 102. The pullback unit 102 also drives a motor provided in the built-in linear drive unit to pull the optical fiber in the probe 101 at a predetermined speed (this is a reason called the pullback unit).

上記構成により、プローブを患者の血管内に案内し、プルバック部１０２に内蔵したラジアル走査モーター（図２の符号２４１）を駆動して、プローブ内の光ファイバを回転させることで、血管内の内腔面を３６０度に渡ってスキャンすることが可能になる。さらに、プルバック部１０２がプローブ１０１内の光ファイバを所定速度で引っ張ることで、血管軸に沿ったスキャンが行われることになり、結果的に血管の内側から見た断層像を構築することが可能となる。 With the above configuration, the probe is guided into the blood vessel of the patient, the radial scanning motor (reference numeral 241 in FIG. 2) built in the pullback unit 102 is driven, and the optical fiber in the probe is rotated, so The cavity surface can be scanned over 360 degrees. Furthermore, the pullback unit 102 pulls the optical fiber in the probe 101 at a predetermined speed, so that scanning along the blood vessel axis is performed, and as a result, a tomographic image viewed from the inside of the blood vessel can be constructed. It becomes.

操作制御装置１０３は、画像診断装置１００の動作を統括制御する機能を有する。操作制御装置１０３は、例えば、ユーザー指示に基づく各種設定値を装置内に入力する機能や、測定により得られたデータを処理し、体腔内の断層画像として表示する機能を備える。 The operation control device 103 has a function of comprehensively controlling the operation of the diagnostic imaging apparatus 100. The operation control device 103 has, for example, a function of inputting various setting values based on user instructions into the device, and a function of processing data obtained by measurement and displaying it as a tomographic image in the body cavity.

操作制御装置１０３には、本体制御部１１１、プリンタ／ＤＶＤレコーダ１１１−１、操作パネル１１２及びＬＣＤモニタ１１３、等が設けられている。本体制御部１１１は、光断層画像を生成する。光断層画像は、測定により得られた反射光と光源からの光を分離することで得られた参照光とを干渉させることで干渉光データを生成するとともに、当該干渉光データに基づいて生成されたラインデータを処理することにより生成される。 The operation control device 103 includes a main body control unit 111, a printer / DVD recorder 111-1, an operation panel 112, an LCD monitor 113, and the like. The main body control unit 111 generates an optical tomographic image. The optical tomographic image generates interference light data by causing interference between reflected light obtained by measurement and reference light obtained by separating light from the light source, and is generated based on the interference light data. It is generated by processing the line data.

プリンタ／ＤＶＤレコーダ１１１−１は、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。操作パネル１１２は、ユーザーが各種設定値及び指示の入力を行うユーザーインターフェースである。ＬＣＤモニタ１１３は、表示装置として機能し、例えば、本体制御部１１１において生成された断層画像を表示する。１１４は、ポインティングデバイス（座標入力装置）としてのマウスである。 The printer / DVD recorder 111-1 prints the processing result in the main body control unit 111 or stores it as data. The operation panel 112 is a user interface through which a user inputs various setting values and instructions. The LCD monitor 113 functions as a display device and displays, for example, a tomographic image generated by the main body control unit 111. Reference numeral 114 denotes a mouse as a pointing device (coordinate input device).

次に、画像診断装置１００の機能構成について説明する。図２は、画像診断装置１００のブロック構成図である。以下、同図を用いて波長掃引型ＯＣＴの機能構成について説明する。 Next, the functional configuration of the diagnostic imaging apparatus 100 will be described. FIG. 2 is a block configuration diagram of the diagnostic imaging apparatus 100. Hereinafter, the functional configuration of the wavelength sweep type OCT will be described with reference to FIG.

図中、２０１は画像診断装置の全体の制御を司る信号処理部であり、マイクロプロセッサをはじめ、いくつかの回路で構成される。２０２は信号処理部２０１内に設けられたメモリ（ＲＡＭ）である。２０３は波長掃引光源であり、異なる波長の光を時間掃引する。なお、波長掃引光源２０３から発する光の波長と時間との関係は後述する。 In the figure, reference numeral 201 denotes a signal processing unit that controls the entire diagnostic imaging apparatus, and is composed of several circuits including a microprocessor. Reference numeral 202 denotes a memory (RAM) provided in the signal processing unit 201. Reference numeral 203 denotes a wavelength sweep light source, which sweeps light of different wavelengths over time. The relationship between the wavelength of light emitted from the wavelength swept light source 203 and time will be described later.

波長掃引光源２０３から出力された光は、第１のシングルモードファイバ２７１の一端に入射され、先端側に向けて伝送される。第１のシングルモードファイバ２７１は、途中の光ファイバカップラ２７２において第４のシングルモードファイバ２７５と光学的に結合されている。 The light output from the wavelength swept light source 203 is incident on one end of the first single mode fiber 271 and transmitted toward the distal end side. The first single mode fiber 271 is optically coupled to the fourth single mode fiber 275 at an intermediate optical fiber coupler 272.

第１のシングルモードファイバ２７１における光ファイバカップラ２７２より先端側に発した光は、コネクタ１０５を介して、第２のシングルモードファイバ２７３に導かれる。この第２のシングルモードファイバ２７３の他端はプルバック部１０２内の光ロータリージョイント２３０に接続されている。 The light emitted from the optical fiber coupler 272 in the first single mode fiber 271 to the tip side is guided to the second single mode fiber 273 via the connector 105. The other end of the second single mode fiber 273 is connected to the optical rotary joint 230 in the pullback unit 102.

一方、プローブ１０１はプルバック部１０２と接続するためのアダプタ１０１ａを有する。そして、このアダプタ１０１ａによりプローブ１０１をプルバック部１０２に接続することで、プローブ１０１が安定してプルバック部１０２に保持される。さらに、プローブ１０１内に回転自在に収容された第３のシングルモードファイバ２７４の端部が、光ロータリージョイント２３０に接続される。この結果、第２のシングルモードファイバ２７３と第３のシングルモードファイバが光学的に結合される。第３のシングルモードファイバ２７４の他方端（プローブ１０１の先頭部分側）には、光を回転軸に対してほぼ直行する方向に出射するミラーとレンズを搭載したイメージングコア２５０が設けられている。 On the other hand, the probe 101 has an adapter 101 a for connecting to the pullback unit 102. Then, the probe 101 is stably held by the pullback unit 102 by connecting the probe 101 to the pullback unit 102 by the adapter 101a. Further, the end of the third single mode fiber 274 rotatably accommodated in the probe 101 is connected to the optical rotary joint 230. As a result, the second single mode fiber 273 and the third single mode fiber are optically coupled. At the other end of the third single-mode fiber 274 (on the leading portion side of the probe 101), an imaging core 250 on which a mirror and a lens that emit light in a direction substantially perpendicular to the rotation axis is mounted is provided.

上記の結果、波長掃引光源２０３が発した光は、第１のシングルモードファイバ２７１、第２のシングルモードファイバ２７３、第３のシングルモードファイバ２７４を介して、第３のシングルモードファイバ２７４の端部に設けられたイメージングコア２５０に導かれる。イメージコア２５０は、この光を、ファイバの軸に直行する方向に出射するとともに、その反射光を受信し、その受信した反射光が今度は逆に導かれ、操作制御装置１０３に返される。 As a result, the light emitted from the wavelength swept light source 203 passes through the first single mode fiber 271, the second single mode fiber 273, and the third single mode fiber 274 to the end of the third single mode fiber 274. Guided to an imaging core 250 provided in the section. The image core 250 emits this light in a direction perpendicular to the axis of the fiber, receives the reflected light, and the received reflected light is led in reverse and returned to the operation control device 103.

一方、光ファイバカップラ２７２に結合された第４のシングルモードファイバ２７５の反対の端部には、参照光の光路長を微調整する光路長調整機構２２０が設けられている。この光路長可変機構２２０は、プローブ１０１を交換して使用した場合の個々のプローブ１０１の長さのばらつきを吸収できるよう、その長さのばらつきに相当する光路長を変化させる光路長変更手段として機能する。そのため、第４のシングルモードファイバ２７５に端部に位置するコリメートレンズ２２５が、その光軸方向である矢印２２６にで示すように移動自在な１軸ステージ２２４上に設けられている。 On the other hand, an optical path length adjustment mechanism 220 for finely adjusting the optical path length of the reference light is provided at the opposite end of the fourth single mode fiber 275 coupled to the optical fiber coupler 272. This optical path length variable mechanism 220 serves as an optical path length changing means for changing the optical path length corresponding to the variation in length so that the variation in length of each probe 101 when the probe 101 is replaced and used can be absorbed. Function. Therefore, a collimating lens 225 positioned at the end of the fourth single mode fiber 275 is provided on a movable single-axis stage 224 as indicated by an arrow 226 in the optical axis direction.

具体的には、１軸ステージ２２４はプローブ１０１を交換した場合に、プローブ部１０１の光路長のばらつきを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する光路長変更手段として機能する。さらに、１軸ステージ２２４はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、プローブ１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージにより光路長を微小変化させることにより、生体組織の表面位置からの反射光と干渉させる状態に設定することが可能である。 Specifically, when the probe 101 is replaced, the uniaxial stage 224 functions as an optical path length changing unit having a variable range of the optical path length that can absorb variations in the optical path length of the probe unit 101. Further, the uniaxial stage 224 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the probe 101 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length can be minutely changed by the uniaxial stage so as to interfere with the reflected light from the surface position of the living tissue. Is possible.

１軸ステージ２２４で光路長が微調整され、グレーティング２２１、レンズ２２２を介してミラー２２３にて反射された光は再び第４のシングルモードファイバ２７５に導かれ、光ファイバカップラ２７２にて、第１のシングルモードファイバ２７１側から得られた光と混合されて、干渉光としてフォトダイオード２０４にて受光される。 The optical path length is finely adjusted by the uniaxial stage 224, and the light reflected by the mirror 223 via the grating 221 and the lens 222 is again guided to the fourth single mode fiber 275, and the first optical fiber coupler 272 The light obtained from the single mode fiber 271 side is mixed and received by the photodiode 204 as interference light.

このようにしてフォトダイオード２０４にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２０５により増幅された後、復調器２０６に入力される。この復調器２０６では干渉した光の信号部分のみを抽出する復調処理を行い、その出力は干渉光信号としてＡ／Ｄ変換器２０７に入力される。 The interference light received by the photodiode 204 in this manner is photoelectrically converted, amplified by the amplifier 205, and then input to the demodulator 206. The demodulator 206 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and its output is input to the A / D converter 207 as an interference light signal.

Ａ／Ｄ変換器２０７では、干渉光信号を例えば９０ＭＨｚで２０４８ポイント分サンプリングして、１ラインのデジタルデータ（干渉光データ）を生成する。なお、サンプリング周波数を９０ＭＨｚとしたのは、波長掃引の繰り返し周波数を４０ｋＨｚにした場合に、波長掃引の周期（２５μｓｅｃ）の９０％程度を２０４８点のデジタルデータとして抽出することを前提としたものであり、特にこれに限定されるものではない。 The A / D converter 207 samples the interference light signal for 2048 points at 90 MHz, for example, and generates one line of digital data (interference light data). The sampling frequency of 90 MHz is based on the assumption that about 90% of the wavelength sweep cycle (25 μsec) is extracted as 2048 digital data when the wavelength sweep repetition frequency is 40 kHz. There is no particular limitation.

Ａ／Ｄ変換器２０７にて生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部２０１に入力され、一旦、メモリ２０２に格納される。そして、信号処理部２０１では干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）により周波数分解して深さ方向のデータ（ラインデータ）を生成し、これを座標変換することにより、血管内の各位置での光断面画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。 The line-by-line interference light data generated by the A / D converter 207 is input to the signal processing unit 201 and temporarily stored in the memory 202. In the signal processing unit 201, the interference light data is subjected to frequency decomposition by FFT (Fast Fourier Transform) to generate data in the depth direction (line data), and this is coordinate-converted to obtain data at each position in the blood vessel. An optical section image is constructed and output to the LCD monitor 113 at a predetermined frame rate.

信号処理部２０１は、更に光路長調整用駆動部２０９、通信部２０８と接続されている。信号処理部２０１は光路長調整用駆動部２０９を介して１軸ステージ２２４の位置の制御（光路長制御）を行う。 The signal processing unit 201 is further connected to an optical path length adjustment driving unit 209 and a communication unit 208. The signal processing unit 201 controls the position of the uniaxial stage 224 (optical path length control) via the optical path length adjustment driving unit 209.

通信部２０８は、いくつかの駆動回路を内蔵するとともに、信号処理部２０１の制御下にてプルバック部１０２と通信する。具体的には、プルバック部１０２内の光ロータリージョイント２３０による第３のシングルモードファイバの回転を行うためのラジアル走査モータ−２４１への駆動信号の供給、ラジアルモーターの回転位置を検出するためのエンコーダ部２４２からの信号受信、並びに、第３のシングルモードファイバ２８４の所定速度で引っ張るための直線駆動部２４３への駆動信号の供給である。 The communication unit 208 incorporates several drive circuits and communicates with the pullback unit 102 under the control of the signal processing unit 201. Specifically, the drive signal is supplied to the radial scanning motor-241 for rotating the third single-mode fiber by the optical rotary joint 230 in the pullback unit 102, and the encoder for detecting the rotational position of the radial motor. Reception of a signal from the unit 242 and supply of a drive signal to the linear drive unit 243 for pulling the third single mode fiber 284 at a predetermined speed.

なお、信号処理部２０１における上記処理も、所定のプログラムがコンピュータによって実行されることで実現されるものとする。 Note that the above processing in the signal processing unit 201 is also realized by a predetermined program being executed by a computer.

上記構成において、プローブ１０１を患者の診断対象の血管位置（冠状動脈など）に位置させた後、ユーザーがスキャン開始の指示入力を行うと、信号処理部２０１は、波長掃引光源２０３を駆動し、ラジアル走査モーター２４１並びに直線駆動部２４３を駆動させる（以降、ラジアル走査モーター２４１と直線駆動部２４３の駆動による光の照射と受光処理をスキャニングと呼ぶ）。この結果、波長掃引光源２０３から波長掃引光が、上記のような経路でイメージングコア２５０に供給される。このとき、プローブ１０１の先端位置にあるイメージングコア２５０は回転しながら、回転軸に沿って移動することになるので、イメージングコア２５０は血管内腔面への光の出射を行うとともに、その反射光の受信も行うことになる。 In the above configuration, when the user inputs an instruction to start scanning after the probe 101 is positioned at a blood vessel position (such as a coronary artery) of a patient to be diagnosed, the signal processing unit 201 drives the wavelength swept light source 203, The radial scanning motor 241 and the linear driving unit 243 are driven (hereinafter, light irradiation and light receiving processing by driving the radial scanning motor 241 and the linear driving unit 243 are referred to as scanning). As a result, the wavelength swept light is supplied from the wavelength swept light source 203 to the imaging core 250 through the path as described above. At this time, since the imaging core 250 at the distal end position of the probe 101 moves along the rotation axis while rotating, the imaging core 250 emits light to the blood vessel lumen surface and reflects the reflected light. Will also be received.

ここで、１枚の光断面画像の生成にかかる処理を図３を用いて説明する。同図はイメージングコア２５０が位置する血管３０１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。イメージングコア２５０の１回転（３６０度）する間に、複数回の測定光の送信と受信を行う。１回の光の送受信により、その光を照射した方向の１ラインのデータを得ることができる。従って、１回転の間に、例えば５１２回の光の送受信を行うことで、回転中心３０２から放射線状に延びる５１２個のラインデータを得ることができる。この５１２個のラインデータは、回転中心位置の近傍では密で、回転中心位置から離れるにつれて互いに疎になっていく。そこで、この各ラインの空いた空間における画素については、周知の補間処理を行なって生成していき、人間が視覚できる２次元の断面画像を生成することになる。そして、生成された２次元断面画像を互いに接続することで、３次元血管画像をえることができる。 Here, a process for generating one optical cross-sectional image will be described with reference to FIG. This figure is a view for explaining the reconstruction processing of the cross-sectional image of the blood vessel 301 in which the imaging core 250 is located. During one rotation (360 degrees) of the imaging core 250, the measurement light is transmitted and received a plurality of times. With one transmission / reception of light, data of one line in the direction of irradiation with the light can be obtained. Accordingly, 512 line data extending radially from the rotation center 302 can be obtained by transmitting and receiving light 512 times, for example, during one rotation. These 512 line data are dense in the vicinity of the rotation center position and become sparse with each other as the distance from the rotation center position increases. Therefore, the pixels in the empty space of each line are generated by performing a known interpolation process, and a two-dimensional cross-sectional image that can be seen by humans is generated. A three-dimensional blood vessel image can be obtained by connecting the generated two-dimensional cross-sectional images to each other.

光の送受信の際には、プローブ１０１のカテーテルシース自身からの反射もあるので、図示の如く、断面画像にはカテーテルシースの影３０３が形成される。また、図示の符号３０４は、プローブ３０４を患部まで案内するガイドワイヤの影である。実際には、ガイドワイヤは金属製であり、光を透過しないので、回転中心位置から見てガイドワイヤの裏側部分の画像を得ることができない。図示はあくまで概念図であると認識されたい。 When light is transmitted and received, there is also reflection from the catheter sheath itself of the probe 101, so that a shadow 303 of the catheter sheath is formed in the cross-sectional image as shown in the figure. Reference numeral 304 shown in the figure is a shadow of a guide wire that guides the probe 304 to the affected area. Actually, since the guide wire is made of metal and does not transmit light, an image of the back side portion of the guide wire cannot be obtained as viewed from the rotation center position. It should be recognized that the illustration is only a conceptual diagram.

波長掃引を利用した画像診断装置では、図３の或る１ライン分の光の出力と受信を行う期間、波長掃引光源２０３は時間軸に対して出力する光の波長を徐々に変えて出射する。波長掃引光源２０３は、公知の構成であるので特に説明はしないが、その出力する光の波長と時間との関係は図４に示す通りである。図示のごとく、波長送信光源２０３は、時間軸に対して波長λmaxからλminの光を出力する。このλmax：λminの期間が、図３の１ライン分のデータを得るための期間（実施の形態では２５μｓｅｃ）となる。ただし、先に説明したように、全波長域を利用するのではなく、再構成する画像の高い品位を維持するため、全波長域の９０％の範囲のデータを血管断面構成のための有効範囲とする。そして、波長域の両端それぞれの５％に相当する部分は非使用範囲（非有効範囲）としている。なお、ここで述べた有効範囲と非有効範囲の割合は、画像診断装置の仕様に従って決めれば良く、上記数値で本発明が限定されるものではない。 In the diagnostic imaging apparatus using wavelength sweep, the wavelength sweep light source 203 emits light by gradually changing the wavelength of the output light with respect to the time axis during a period of light output and reception for a certain line in FIG. . The wavelength swept light source 203 is a known configuration and will not be described in particular, but the relationship between the wavelength of the output light and the time is as shown in FIG. As shown in the figure, the wavelength transmission light source 203 outputs light of wavelengths λmax to λmin with respect to the time axis. This period of λmax: λmin is a period for obtaining data for one line in FIG. 3 (in the embodiment, 25 μsec). However, as described above, in order to maintain the high quality of the image to be reconstructed instead of using the entire wavelength range, data in a range of 90% of the entire wavelength range is used as the effective range for the blood vessel cross-sectional configuration. And A portion corresponding to 5% of each of both ends of the wavelength band is a non-use range (non-effective range). The ratio between the effective range and the ineffective range described here may be determined according to the specifications of the diagnostic imaging apparatus, and the present invention is not limited to the above numerical values.

さて、上記構成において、操作制御装置１０３内の光ファイバは、操作制御装置１０３の筐体で保護されており、外部からのストレスを受けることは少なく、特に光学的に切断される可能性は低いと考えて良い。しかし、コネクタ１０５から先の、光ファイバ（実施の形態での第２のシングルモードファイバ２７３、第３のシングルモードファイバ２７４）はストレスを受けやすい環境下にあるので、そのどこかの箇所にて光学的な切断状態になる可能性がある。 Now, in the above configuration, the optical fiber in the operation control device 103 is protected by the casing of the operation control device 103, so that it is less likely to receive external stress, and is particularly unlikely to be optically cut. You can think of it. However, since the optical fiber (the second single mode fiber 273 and the third single mode fiber 274 in the embodiment) beyond the connector 105 is in an environment subject to stress, at some point in the environment. There is a possibility of optical cutting.

本実施形態では、かかる波長掃引光源２０３からイメージングコア２５０に至るいくつかの光ファイバや、光ファイバの接続部分のいずれの箇所で光学的な切断が発生した場合、その位置を高い精度での検出と報知を行う。また、ユーザーに対して対処方法をも示すようにした。以下にその具体例を説明する。 In the present embodiment, when an optical disconnection occurs at any of several optical fibers from the wavelength swept light source 203 to the imaging core 250 or at any connection portion of the optical fibers, the position is detected with high accuracy. And informing. Also, the countermeasures are shown to the user. Specific examples will be described below.

ＦＢＧ（Fiber Bragg Grating：「ファイバー・ブラッグ・グレーティング」)と呼ばれる光ファイバの素子（以下、ＦＢＧ素子）が知られている。ＦＢＧ素子は、光ファイバ内に周期的に屈折率変化をもたらしたファイバである。このＦＢＧは、特定の波長の光を反射させ、その波長以外の光は通過させる特性を有するものである。本実施の形態では、このＦＢＧ素子を用いて上記の課題を達成するものである。 An optical fiber element (hereinafter referred to as an FBG element) called FBG (Fiber Bragg Grating) is known. The FBG element is a fiber that periodically changes the refractive index in the optical fiber. This FBG has a characteristic of reflecting light of a specific wavelength and allowing light other than that wavelength to pass through. In the present embodiment, the above-described problem is achieved by using this FBG element.

本実施形態では、図２の測定光の経路上に複数のＦＢＧを設ける。図２における符号２８１、２８２、２８３、２８４、２８５がＦＢＧ素子である。実際、ＦＢＧ素子は、光ファイバの一部を成すので、測定光を導くファイバより太くなっているわけではない。図２では、その箇所（位置）の存在を示すために強調したに過ぎない。ＦＢＧ素子２８１は第１のシングルモードファイバ２７１におけるコネクタ１０５に近い位置に設ける。ＦＢＧ素子２８２は、第２のシングルモードファイバ２７３のうち、コネクタ１０５に近い位置に設ける。ＦＢＧ素子２８３は、第２のシングルモードファイバ２７３のうち、光ロータリージョイント２３０に近い位置に設ける。ＦＢＧ素子２８４は、プローブ１０１内の第３のシングルモードファイバ２７４のうち、ロータリージョイント２３０に近い端部に設ける。そして、ＦＢＧ素子２８５は、同第３のシングルモードファイバ２７４のうち、イメージングコア２５０に近い位置に設ける。 In the present embodiment, a plurality of FBGs are provided on the measurement light path of FIG. Reference numerals 281, 282, 283, 284, and 285 in FIG. 2 are FBG elements. In fact, since the FBG element forms a part of the optical fiber, it is not thicker than the fiber that guides the measurement light. In FIG. 2, it is emphasized only to show the existence of the location (position). The FBG element 281 is provided at a position close to the connector 105 in the first single mode fiber 271. The FBG element 282 is provided at a position close to the connector 105 in the second single mode fiber 273. The FBG element 283 is provided at a position near the optical rotary joint 230 in the second single mode fiber 273. The FBG element 284 is provided at an end portion of the third single mode fiber 274 in the probe 101 close to the rotary joint 230. The FBG element 285 is provided at a position near the imaging core 250 in the third single mode fiber 274.

ここで、ＦＢＧ素子２８１、２８２、２８３、２８４、２８５が反射する波長は互いに異なり、図４に示す血管断層像に利用する有効範囲から外れた範囲の中から選ぶ。実施形態では、波長λmax-λminの９０％を有効領域としているので、波長掃引される波長範囲の両端の５％の計１０％の非有効範囲の中から５つの波長λ１乃至λ５を決めればよい。 Here, the wavelengths reflected by the FBG elements 281, 282, 283, 284, and 285 are different from each other, and are selected from a range outside the effective range used for the vascular tomogram shown in FIG. In the embodiment, since 90% of the wavelength λmax−λmin is an effective region, five wavelengths λ1 to λ5 may be determined from a total of 10% ineffective range of 5% at both ends of the wavelength range to be swept. .

ただし、ＦＢＧ素子と言えどもファイバで構成されるので、温度で少なくとも軸方法に膨張／収縮する。ＦＢＧ素子はこの膨張／収縮で反射する波長が変わり、その特性を生かして温度センサとして利用されることが知られている。本実施の形態では、λ１乃至λ５は互いに区別がつけばよい。そのためには、λ１乃至λ５の各々は、測定する環境内で変化し得る波長変化の範囲が互いに重ならないという条件のもとで選択すれば良いであろう。幸い、ＦＢＧ素子は、高い精度で反射する波長を設定できることが知られているので、利用する波長の帯域が不足することはない。 However, even though the FBG element is composed of a fiber, it expands / contracts at least in an axial manner with temperature. It is known that the reflected wavelength of the FBG element changes due to the expansion / contraction, and the FBG element is used as a temperature sensor taking advantage of the characteristics. In the present embodiment, λ1 to λ5 may be distinguished from each other. For this purpose, each of λ1 to λ5 may be selected under the condition that the ranges of wavelength changes that can be changed in the measurement environment do not overlap each other. Fortunately, it is known that the FBG element can set the wavelength to be reflected with high accuracy, so that the wavelength band to be used will not be insufficient.

ここで、本実施形態では、ＦＢＧ素子２８１、２８２、２８３、２８４、２８５が反射する波長を、波長掃引光源２０３からの距離の順番にλ１、λ２、λ３、λ４、λ５であるものとして説明する。これらの波長λ１乃至λ５は、図４に示す２つの非有効範囲の中であればよく、それらの波長の大小関係は問わない。 In this embodiment, the wavelengths reflected by the FBG elements 281, 282, 283, 284, and 285 are described as being λ 1, λ 2, λ 3, λ 4, and λ 5 in the order of the distance from the wavelength sweep light source 203. . These wavelengths λ1 to λ5 only need to be within the two ineffective ranges shown in FIG. 4, and the magnitude relationship between these wavelengths does not matter.

イメージングコア２５０が受光する生体組織からの反射光の強度は、ＦＢＧ素子で反射する光の強度よりはるかに微弱であり、アンプ２０５はこの微弱な信号に対処する増幅率が設定されている。逆に言えば、ＦＢＧ素子で反射する光の強度は、イメージングコア２５０が受光する生体からの反射光よりはるかに強い。よってＦＢＧ素子で反射した光を受光したフォトダイオード２０４の信号をアンプ２０５で増幅した場合、その増幅後の信号はＡ／Ｄ変換器２０７では飽和してしまい最大値として出力される。 The intensity of the reflected light from the living tissue received by the imaging core 250 is much weaker than the intensity of the light reflected by the FBG element, and the amplifier 205 is set with an amplification factor for dealing with this weak signal. In other words, the intensity of the light reflected by the FBG element is much stronger than the reflected light from the living body received by the imaging core 250. Therefore, when the signal of the photodiode 204 that receives the light reflected by the FBG element is amplified by the amplifier 205, the amplified signal is saturated by the A / D converter 207 and output as a maximum value.

したがって、図４に示す１ラインの掃引期間でメモリ２０２に格納されるラインデータを調べ、非有効領域内のλ１乃至λ５に対応するアドレス位置のデータを調べ、その値がＡ／Ｄ変換器２０７での最大値を示しているか否かを判定すれば、該当するＦＢＧ素子による反射光があったか否かを判断できる。つまり、該当するＦＢＧ素子までは波長掃引光源２０３からの光が到達しているか否かを判断できる。 Therefore, the line data stored in the memory 202 in the sweep period of one line shown in FIG. 4 is checked, the data at the address positions corresponding to λ1 to λ5 in the non-effective area is checked, and the value is converted into the A / D converter 207. If it is determined whether or not the maximum value is indicated, it can be determined whether or not there is reflected light from the corresponding FBG element. That is, it can be determined whether or not the light from the wavelength swept light source 203 has reached the corresponding FBG element.

図５は、スキャニング中に、メモリ２０２に格納される干渉光データの格納状態を示している。１ライン分のデータを得る際、図４に示すごとく波長λmaxからλminまで光を利用するので、１ライン分のデータは、図５に示すごとく、波長が長い方の非有効範囲のデータ、有効範囲のデータ、波長が短い方の非有効範囲のデータとなってメモリ２０２に格納される。このうち、有効範囲のデータが断層像に利用されるのは既に説明した。本実施の形態では、非有効範囲のデータの中で、λ１、λ２、λ３、λ４、λ５に対応するアドレスを調べ、その値がＡ／Ｄ変換器２０７が出力する最大値（飽和状態値）であるか否かを調べ、最大値であるとき、該当するＦＢＧ素子までは光が到達していたと判断し、最大値以外の場合には該当するＦＢＧ素子までは光が到達していないと判断する。なお、先に説明したように、ＦＢＧ素子は温度により反射する波長が変化するので、例えば波長λ１の反射光があったか否かは、その波長λ１に対応するアドレスを中心とする±Ｃの範囲に最大値のデータがあるか否かを判断するものとする（ここで「Ｃ」は、許容誤差を示す）。 FIG. 5 shows a storage state of interference light data stored in the memory 202 during scanning. When obtaining data for one line, light is used from the wavelength λmax to λmin as shown in FIG. 4, so the data for one line is the data in the ineffective range with the longer wavelength, as shown in FIG. The data of the range and the data of the ineffective range having the shorter wavelength are stored in the memory 202. Of these, it has already been explained that the data of the effective range is used for tomographic images. In the present embodiment, the addresses corresponding to λ1, λ2, λ3, λ4, and λ5 are checked in the data in the invalid range, and the value is the maximum value (saturated state value) output by the A / D converter 207. If it is the maximum value, it is determined that the light has reached the corresponding FBG element, and if it is not the maximum value, it is determined that the light has not reached the corresponding FBG element. To do. As described above, since the wavelength reflected by the FBG element changes depending on the temperature, for example, whether or not there is reflected light of the wavelength λ1 is within a range of ± C centering on the address corresponding to the wavelength λ1. It is determined whether or not there is a maximum value data (here, “C” indicates an allowable error).

なお、ここでは最大値であるか否かで判断するものとしたが、例えばアンプ２０５、Ａ／Ｄ変換器４２７の精度を考慮し、Ａ／Ｄ変換器２０７が最大値の９５％以下の値が予め設定したライン数以上連続している場合、波長掃引光源２０３から該当するＦＢＧ素子まで光は到達していないと判断しても良い。 Here, the determination is made based on whether or not the value is the maximum value. However, considering the accuracy of the amplifier 205 and the A / D converter 427, for example, the A / D converter 207 is a value that is 95% or less of the maximum value. May be determined that the light does not reach from the wavelength swept light source 203 to the corresponding FBG element.

以上、ＦＢＧ素子２８１乃至２８４によるλ１乃至λ５の検出原理を説明した。次に、波長λ１乃至λ５の光の検出／非検出に従った信号処理部２０１のエラー処理を説明する。ただし、λ１乃至λ５のすべてが検出された場合には、正常であるものとみなす。 The principle of detecting λ1 to λ5 by the FBG elements 281 to 284 has been described above. Next, error processing of the signal processing unit 201 according to detection / non-detection of light with wavelengths λ1 to λ5 will be described. However, if all of λ1 to λ5 are detected, it is considered normal.

＜波長λ１の光の検出が失敗した場合＞
状態：操作制御装置（もしくは波長掃引光源２０３）の故障とみなす。
処理内容：「サービスマンもしくは専門の業者に連絡してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 <When detection of light of wavelength λ1 fails>
State: Considered as a failure of the operation control device (or wavelength sweep light source 203).
Processing content: A message stating “Please contact a service person or a specialist” is displayed on the monitor 113.

＜波長λ１の光は検出され、波長λ２の光が検出されない場合＞
状態：ケーブル１０４（第２のシングルモードファイバ２７３）が操作制御装置１０３に正しく接続されていない、もしくは第２のシングルモードファイバ２７３におけるコネクタ１０５の近傍の位置に光学的切断がある。
処理内容：「コネクタ１０５の接続を確認し、それでも同じメッセージが表示されたらケーブル１０４内に断線があるのでケーブル１０４を交換してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 <When light of wavelength λ1 is detected and light of wavelength λ2 is not detected>
Condition: The cable 104 (second single mode fiber 273) is not correctly connected to the operation control device 103, or there is an optical cut at a position near the connector 105 in the second single mode fiber 273.
Processing contents: A message is displayed on the monitor 113 that “confirm the connection of the connector 105, and if the same message is still displayed, the cable 104 is disconnected, so replace the cable 104”.

＜波長λ２の光は検出され、λ３の光が検出されない場合＞
状態：ケーブル１０４内の第２のシングルモードファイバ２７３に光学的切断がある。
処理内容：「ケーブル１０４内に断線があるのでケーブル１０４を交換してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 <When light of wavelength λ2 is detected and light of λ3 is not detected>
Condition: The second single mode fiber 273 in cable 104 has an optical cut.
Processing contents: A message stating that “the cable 104 is disconnected, so replace the cable 104” is displayed on the monitor 113.

＜波長λ３の光は検出され、λ４の光が検出されない場合＞
状態：光ロータリージョイントにおける第２のシングルモードファイバ２７３と第３のシングルモードファイバ２７４が光学的に接続されていないか、第３シングルモード内の光ロータリージョイント近傍の位置に光学的切断がある。
処理内容：「プローブ１０１とプルバック部１０２との確認し、それでも同じメッセージが表示されたらプローブ１０１内に異常があるので交換してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 <When light of wavelength λ3 is detected and light of λ4 is not detected>
State: The second single mode fiber 273 and the third single mode fiber 274 in the optical rotary joint are not optically connected, or there is an optical cut at a position near the optical rotary joint in the third single mode.
Processing contents: A message stating that “the probe 101 and the pullback unit 102 have confirmed, and if the same message is still displayed, the probe 101 is abnormal and should be replaced” is displayed on the monitor 113.

＜波長λ４の光は検出され、λ５の光が検出されない場合＞
状態：第３のシングルモードファイバ２７４内に光学的切断がある。
処理内容：「プローブ１０１が異常なので交換してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 <When light of wavelength λ4 is detected and light of λ5 is not detected>
Condition: There is an optical cut in the third single mode fiber 274.
Processing contents: A message stating that “the probe 101 is abnormal and should be replaced” is displayed on the monitor 113.

上記のように対処することで、どの部位に異常があり、ユーザーにはどのように対処すべきなのかを示す情報を提供できることになる。 By handling as described above, it is possible to provide information indicating which part has an abnormality and how to deal with it to the user.

実際の信号処理部２０１における光伝達経路の診断処理の例を図６に示すフローチャートに従って説明する。なお、スキャニング処理における血管断層像を得る処理は、本願の主旨には直接には関係がないので、その説明については省略する。なお、既にプローブ１０１の先頭を被験者の血管の該当位置まで移動しているものとして説明する。 An example of the light transmission path diagnosis process in the actual signal processing unit 201 will be described with reference to the flowchart shown in FIG. Note that the processing for obtaining a tomographic image of the blood vessel in the scanning processing is not directly related to the gist of the present application, and a description thereof is omitted. In addition, it demonstrates as what has already moved the head of the probe 101 to the applicable position of a test subject's blood vessel.

まず、ステップＳ１にて、ユーザーによる操作パネル１１２からのスキャン開始の指示があったか否かを判断し、その指示を待つ。スキャン開始の指示があると、ステップＳ２に処理を進める。 First, in step S1, it is determined whether or not there is an instruction to start scanning from the operation panel 112 by the user, and the instruction is awaited. If there is an instruction to start scanning, the process proceeds to step S2.

先に説明したように、スキャニング処理が行われると、メモリ２０２には図５に示すラインデータが順次格納されていく。そこで、ステップＳ２では、格納されている各ラインデータにおける非有効範囲のデータ中の、λ１乃至λ５に相当するアドレス位置のデータを調べ、λ１乃至λ５の全てが正常に検出されているか否かを判断する。 As described above, when the scanning process is performed, the line data shown in FIG. Therefore, in step S2, the data of the address positions corresponding to λ1 to λ5 in the data in the invalid range in each stored line data is checked, and it is determined whether or not all of λ1 to λ5 are normally detected. to decide.

一方、λ１乃至λ５のいずれか１つでも未検出であった場合、処理はステップＳ３に進み、エラー処理を行う。このエラー処理の一例を図７のフローチャートに示し、以下に説明する。 On the other hand, if any one of λ1 to λ5 has not been detected, the process proceeds to step S3 to perform error processing. An example of this error processing is shown in the flowchart of FIG. 7 and will be described below.

まず、ステップＳ１１では、メモリ２０２内の干渉光データを解析し、ＦＢＧ素子２８１からの波長λ１の反射光を示すデータが存在するか否かを判定する。そのデータが存在しない場合、ステップＳ１２に進み、操作制御装置（もしくは波長掃引光源２０３）の故障とみなし、対応するエラー報知の処理、すなわち、「サービスマンもしくは専門の業者に連絡してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 First, in step S11, interference light data in the memory 202 is analyzed, and it is determined whether or not there is data indicating reflected light of the wavelength λ1 from the FBG element 281. If the data does not exist, the process proceeds to step S12, where it is considered that the operation control device (or wavelength swept light source 203) is faulty, and the corresponding error notification processing, that is, “contact a service person or a specialist”. A message to that effect is displayed on the monitor 113.

一方、ステップＳ１１にてＦＢＧ素子２８１からの波長λ１の反射光を示すデータが存在すると判断された場合には、ステップＳ１３に進み、ＦＢＧ素子２８２からの波長λ２の反射光を示すデータが存在するか否かを判定する。そのデータが存在しない場合、ステップＳ１４に進み、操作制御装置にケーブル１０４が正しく接続していない、もしくはケーブル内のコネクタ１０５の近傍位置に光学的切断があるものとみなし、対応するエラー報知処理を行う。実施形態では、先に説明したように、「コネクタ１０５の接続を確認し、それでも同じメッセージが表示されたらケーブル１０４内に断線があるのでケーブル１０４を交換してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 On the other hand, if it is determined in step S11 that there is data indicating the reflected light of the wavelength λ1 from the FBG element 281, the process proceeds to step S13 and data indicating the reflected light of the wavelength λ2 from the FBG element 282 exists. It is determined whether or not. If the data does not exist, the process proceeds to step S14, assuming that the cable 104 is not correctly connected to the operation control device, or that there is an optical disconnection in the vicinity of the connector 105 in the cable, and the corresponding error notification process is performed. Do. In the embodiment, as described above, the monitor 113 displays a message stating “Check the connection of the connector 105, and if the same message is still displayed, the cable 104 is disconnected, so replace the cable 104”. To display.

また、ステップＳ１３にてＦＢＧ素子２８２からの波長λ２の反射光を示すデータが存在すると判断された場合には、ステップＳ１５に進み、ＦＢＧ素子２８３からの波長λ３の反射光を示すデータが存在するか否かを判定する。そのデータが存在しない場合、ステップＳ１６に進み、ケーブル１０４内の第２のシングルモードファイバ２７３に光学的切断があるものとみなし、対応するエラー報知処理を行う。実施形態では、先に説明したように、「ケーブル１０４内に断線があるのでケーブル１０４を交換してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 If it is determined in step S13 that there is data indicating the reflected light of wavelength λ2 from the FBG element 282, the process proceeds to step S15, and there is data indicating the reflected light of wavelength λ3 from the FBG element 283. It is determined whether or not. If the data does not exist, the process proceeds to step S16, where the second single mode fiber 273 in the cable 104 is regarded as having an optical disconnection, and a corresponding error notification process is performed. In the embodiment, as described above, a message “Please replace the cable 104 because there is a break in the cable 104” is displayed on the monitor 113.

また、ステップＳ１５にてＦＢＧ素子２８３からの波長λ３の反射光を示すデータが存在すると判断された場合には、ステップＳ１７に進み、ＦＢＧ素子２８４からの波長λ４の反射光を示すデータが存在するか否かを判定する。そのデータが存在しない場合、ステップＳ１８に進む。ここでは、光ロータリージョイントにおける第２のシングルモードファイバ２７３と第３のシングルモードファイバ２７４が光学的に接続されていないか、第３シングルモード内の光ロータリージョイント近傍の位置に光学的切断があると見なし、該当するエラー報知処理を行う。実施形態では、「プローブ１０１とプルバック部１０２との確認し、それでも同じメッセージが表示されたらプローブ１０１内に異常があるので交換してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 If it is determined in step S15 that there is data indicating the reflected light having the wavelength λ3 from the FBG element 283, the process proceeds to step S17, and there is data indicating the reflected light having the wavelength λ4 from the FBG element 284. It is determined whether or not. If the data does not exist, the process proceeds to step S18. Here, the second single mode fiber 273 and the third single mode fiber 274 in the optical rotary joint are not optically connected, or there is an optical cut at a position near the optical rotary joint in the third single mode. And the corresponding error notification process is performed. In the embodiment, the monitor 113 displays a message stating that “the probe 101 and the pullback unit 102 have been confirmed, and if the same message is still displayed, the probe 101 is abnormal and should be replaced”.

また、ステップＳ１７にてＦＢＧ素子２８４からの波長λ４の反射光を示すデータが存在すると判断された場合には、残りのＦＢＧ２８５からの波長λ５の反射光を示すデータが存在しない場合となる。そのため、ステップＳ１９にて、第３のシングルモードファイバ２７４内に光学的切断があるものとみなし、対応するエラー報知処理を行う。実施形態では、「プローブ１０１が異常なので交換してください」という旨のメッセージをモニタ１１３に表示する。 If it is determined in step S17 that there is data indicating the reflected light having the wavelength λ4 from the FBG element 284, data indicating the reflected light having the wavelength λ5 from the remaining FBG 285 is not present. Therefore, in step S19, the third single mode fiber 274 is regarded as having an optical cut, and a corresponding error notification process is performed. In the embodiment, a message stating “Please replace the probe 101 because it is abnormal” is displayed on the monitor 113.

以上説明したように、本実施の形態によれば、波長掃引光源２０３からプローブ１０１におけるイメージングコア２５０に至る光路（各光ファイバもしくはその接続部分）に光学的切断があった場合、その位置を高い精度で検出できる。その結果、ユーザーに対しても、適切な対処法を示すメッセージを提供することも可能になる。 As described above, according to the present embodiment, when there is an optical disconnection in the optical path (each optical fiber or its connecting portion) from the wavelength swept light source 203 to the imaging core 250 in the probe 101, the position is increased. It can be detected with accuracy. As a result, it is possible to provide a message indicating an appropriate countermeasure to the user.

なお、上記実施の形態では、波長掃引光源２０３からイメージングコア２５０に至る光路上にＦＢＧ素子を５つ配置する例を説明したが、この数によって本願発明が限定されるものではない。 In the above embodiment, an example in which five FBG elements are arranged on the optical path from the wavelength sweep light source 203 to the imaging core 250 has been described, but the present invention is not limited by this number.

また、光学的な切断が最も起こりやすいのは、回転という捩れのストレスを受けるプローブ１０１内のファイバ（明細書では第３のシングルモードファイバ２７４）の、光ロータリージョイント２３０との接続する部分である。従って、この位置にＦＢＧ素子を設けることが望ましい。また、イメージングコア２５０は、被験者の測定部位まで挿入するため、いくつもの湾曲した血管内を通過するものであるので、曲げのストレスを受けやすい。そのため、イメージングコア２５０の近傍にもＦＢＧ素子を設けることが望まれる。 Further, the optical cutting is most likely to occur at a portion where the fiber (the third single mode fiber 274 in the specification) in the probe 101 that receives the twisting stress of rotation is connected to the optical rotary joint 230. . Therefore, it is desirable to provide an FBG element at this position. In addition, since the imaging core 250 is inserted up to the measurement site of the subject and passes through a number of curved blood vessels, it is susceptible to bending stress. Therefore, it is desirable to provide an FBG element also in the vicinity of the imaging core 250.

［第２の実施形態］
上記第１の実施形態における光路診断処理は、実際にスキャニングを行い、メモリ２０２にラインデータが格納されることを条件に実行されるものである。換言すれば、実際にスキャニングを開始しないと、光路上に光学的な切断があるか否かを判定できない。そこで、本第２の実施形態では、波長掃引光源２０３が光を出力していることを条件に、実質的にリアルタイムに光ファイバの光路上の光学的切断の有無と位置を判定する例を説明する。 [Second Embodiment]
The optical path diagnosis process in the first embodiment is executed under the condition that scanning is actually performed and line data is stored in the memory 202. In other words, it is impossible to determine whether or not there is an optical cut on the optical path unless scanning is actually started. Therefore, in the second embodiment, an example in which the presence / absence and position of optical cutting on the optical path of the optical fiber is determined substantially in real time on condition that the wavelength swept light source 203 outputs light will be described. To do.

図８は第２の実施形態における画像診断装置１００のブロック構成図である。図２と異なる点は、光路の診断を行う診断部２１０を設けた点、そのために第５のシングルモードファイバ２７７、第１のシングルモードファイバ２７１と第５のシングルモードファイバ２７７とを結合する光ファイバカップラ２７７を設けた点である。他の構成要素は、図２と同じであるので、その説明は省略する。 FIG. 8 is a block configuration diagram of the diagnostic imaging apparatus 100 according to the second embodiment. The difference from FIG. 2 is that a diagnostic unit 210 for diagnosing the optical path is provided. For this purpose, the fifth single mode fiber 277, the light that couples the first single mode fiber 271 and the fifth single mode fiber 277. The fiber coupler 277 is provided. The other components are the same as those in FIG.

波長掃引光源２０３からイメージングコア２５０に至るファイバの長さに起因する光の伝搬時間は、ＰＤ２０４やＡ／Ｄ変換器２０８のサンプリングの周期より十分に短く、無視できる。つまり、ファイバ上であればどの位置でも、同じ時刻では同じ波長の光が流れているものと見なせる点に注意されたい。 The propagation time of light due to the length of the fiber from the wavelength swept light source 203 to the imaging core 250 is sufficiently shorter than the sampling period of the PD 204 and the A / D converter 208 and can be ignored. That is, it should be noted that light of the same wavelength can be regarded as flowing at the same time at any position on the fiber.

かかる点を踏まえ、今、光ファイバの全域が正常であるとする。このとき、『波長掃引光源２０３がλ１の光を出射したタイミング」は、「ＦＢＧ２８１が反射したλ１の光がＰＤ２０４で受光されるタイミング」でもあると言える。よって、『波長掃引光源２０３がλ１の光を出射したタイミング』における、ＰＤ２０４からの出力信号の大きさを調べ、その大きさが閾値以上であったら、ＦＢＧ２８１までは光が到達していると考えて良い。そして、その出力信号が閾値未満であったらＦＢＧ２８１まで光が到達してない（ファイバがどこかで光学的に切断されている）と見なして良いことになる。 Considering this point, it is now assumed that the entire optical fiber is normal. At this time, it can be said that “the timing at which the wavelength swept light source 203 emits light of λ1” is also “the timing at which the light of λ1 reflected by the FBG 281 is received by the PD 204”. Therefore, the magnitude of the output signal from the PD 204 at the “timing when the wavelength swept light source 203 emits light of λ1” is examined, and if the magnitude is equal to or greater than the threshold value, it is considered that the light has reached FBG 281. Good. If the output signal is less than the threshold value, it can be considered that light has not reached FBG 281 (the fiber is optically cut somewhere).

同様に、『波長掃引光源２０３がλ２の光を出射したタイミング』における、ＰＤ２０４からの出力信号の大きさを調べ、その大きさが閾値以上であったら、ＦＢＧ２８２までは光が到達しており、逆に閾値未満の場合にはＦＢＧ２８２まで光が到達していない、と判断できる。他のλ３、λ４、λ５についても同様である。 Similarly, the magnitude of the output signal from the PD 204 at the “timing when the wavelength swept light source 203 emits light of λ2” is examined, and if the magnitude is equal to or greater than the threshold, the light has reached FBG282, On the other hand, if it is less than the threshold, it can be determined that the light has not reached FBG282. The same applies to the other λ3, λ4, and λ5.

図８における診断部２１０は、波長掃引光源２０３が１ライン分の波長掃引期間中のλ１、λ２、…、λ５の光の出射したタイミングで、ＰＤ２０４からの出力信号を取得する。これらＰＤ２０４からの出力信号を取得するための５つのタイミング信号を得るため、診断部２１０内には、ＦＢＧ２８１乃至２８５それぞれと全く同じ反射波長の特性を持つ５つのＦＢＧ素子を内蔵する。 The diagnostic unit 210 in FIG. 8 acquires an output signal from the PD 204 at the timing when the wavelength sweep light source 203 emits light of λ1, λ2,..., Λ5 during the wavelength sweep period for one line. In order to obtain five timing signals for acquiring the output signals from the PDs 204, the diagnosis unit 210 includes five FBG elements having the same reflection wavelength characteristics as the FBGs 281 to 285, respectively.

図９は診断部２１０の回路構成を示す図である。診断部２１０は、第５のシングルモードファイバ２７７上に設けられた光ファイバカップラ９００、その第５のシングルモードファイバ２７７の延長上に設けられた５つのＦＢＧ素子９０１乃至９０５、ＰＤ９１０、アンプ９１１、コンパレータ９１２．シフトレジスタ９１３、出力部９１４で構成される。 FIG. 9 is a diagram illustrating a circuit configuration of the diagnosis unit 210. The diagnosis unit 210 includes an optical fiber coupler 900 provided on the fifth single mode fiber 277, five FBG elements 901 to 905 provided on the extension of the fifth single mode fiber 277, a PD 910, an amplifier 911, Comparator 912. A shift register 913 and an output unit 914 are included.

ここでＦＢＧ素子９０１乃至９０５は、第１の実施形態で説明したＦＢＧ素子２８１乃至２８５それぞれの反射波長と同じ波長の光を反射する。また、アンプ９１１は、ＰＤ２０４（図８参照）からの信号を増幅するものである。このアンプ９１１は、ＦＢＧ２８１乃至２８５による反射光を検出するための精度でよく、干渉光は無視しても良いので、その増幅率がアンプ２０５より小さくて良い。また、シフトレジスタ９１３は５ビット分の容量を有し、ＰＤ９１０からの信号を入力するたびに、コンパレータ９１２からの出力信号をラッチすると共に、１ビットずつシフトするものである。 Here, the FBG elements 901 to 905 reflect light having the same wavelength as the reflection wavelengths of the FBG elements 281 to 285 described in the first embodiment. The amplifier 911 amplifies a signal from the PD 204 (see FIG. 8). The amplifier 911 has sufficient accuracy for detecting the reflected light from the FBGs 281 to 285, and the interference light may be ignored. Therefore, the amplification factor may be smaller than that of the amplifier 205. The shift register 913 has a capacity of 5 bits, and latches the output signal from the comparator 912 and shifts it bit by bit each time a signal from the PD 910 is input.

上記構成において、波長掃引光源２０３から出射した光は、光ファイバカップラ２７６（図８）にて分波され、第５のシングルモードファイバ２７７に導かれ、診断部２１０に供給される。診断部２１０内に供給された光は、第５のシングルモードファイバ２７７に設けられた光ファイアカップラ９００を介して、ＦＢＧ素子９０１乃至９０５それぞれに供給される。 In the above configuration, the light emitted from the wavelength swept light source 203 is demultiplexed by the optical fiber coupler 276 (FIG. 8), guided to the fifth single mode fiber 277, and supplied to the diagnosis unit 210. The light supplied into the diagnosis unit 210 is supplied to each of the FBG elements 901 to 905 via the optical fire coupler 900 provided in the fifth single mode fiber 277.

ＦＢＧ素子９０１は波長λ１の光を反射する特性を持つ。また、ＦＢＧ素子９０２は波長λ２の光、ＦＢＧ素子９０３は波長λ３の光、ＦＢＧ素子９０４は波長λ４の光、ＦＢＧ素子９０５は波長λ５の光をそれぞれ反射する特性を持つ。従って、ＰＤ９１０は、１ライン分の波長掃引期間における波長掃引光源２０３が波長λ１、λ２、…、λ５の光を出射したとき、それぞれのタイミングで強い光（ＦＢＧ素子９０１乃至９０５からの反射光）を光ファイバカップラ９００から受光することになる。ＰＤ９１０は、この強い光を検出したとき、シフトレジスタ９１３に対してラッチとシフトを行うタイミング信号を出力する。 The FBG element 901 has a characteristic of reflecting light having a wavelength λ1. Further, the FBG element 902 has a characteristic of reflecting light of wavelength λ2, the FBG element 903 of light of wavelength λ3, the FBG element 904 of light of wavelength λ4, and the FBG element 905 of light of wavelength λ5. Accordingly, when the wavelength swept light source 203 emits light of wavelengths λ1, λ2,..., Λ5 during the wavelength sweep period for one line, the PD 910 emits strong light (reflected light from the FBG elements 901 to 905) at each timing. Is received from the optical fiber coupler 900. When the PD 910 detects this strong light, it outputs a timing signal for latching and shifting to the shift register 913.

一方、図８のＰＤ２０４から出力された干渉光を示すアナログ信号は診断部２１０のアンプ９１１にて適当に増幅された後、コンパレータ９１２の一方の入力端子に供給される。このコンパレータの他方の入力端子には予め閾値の信号が供給されている。コンパレータ９１２は、アンプ９１１からの信号の電圧が閾値の電圧より大きい場合に論理レベル“１”を出力し、それ以外では“０”を出力する。 On the other hand, the analog signal indicating the interference light output from the PD 204 in FIG. 8 is appropriately amplified by the amplifier 911 of the diagnosis unit 210 and then supplied to one input terminal of the comparator 912. A threshold signal is supplied in advance to the other input terminal of the comparator. The comparator 912 outputs a logic level “1” when the voltage of the signal from the amplifier 911 is larger than the threshold voltage, and outputs “0” otherwise.

上記の結果、シフトレジスタ９１３には、上記の通り、波長掃引恋原２０３が波長λ１、λ２、…、λ５を出射したタイミング信号が供給されるわけであるから、シフトレジスタは、各タイミング信号でのコンパレータ９１２の出力信号（１ビット）をシフトしながら、記憶保持することになる。 As a result, as described above, the shift register 913 is supplied with the timing signals from the wavelength sweep Koihara 203 emitting the wavelengths λ1, λ2,..., Λ5. The output signal (1 bit) of the comparator 912 is shifted and stored.

シフトレジスタ９１３の或るビットが“１”であるというのは、該当するＦＢＧ素子からの反射光が存在したこと、換言すれば、該当するＦＢＧ素子までは波長掃引光源２０３からの光が供給されていることを示していると判定してよい。故にシフトレジスタ９１３が記憶する５ビットの各ビットは、ＦＢＧ２８１乃至２８５それぞれに対応することになる。 A certain bit of the shift register 913 is “1” means that there is reflected light from the corresponding FBG element, in other words, light from the wavelength swept light source 203 is supplied to the corresponding FBG element. It may be determined that this is indicated. Therefore, the 5 bits stored in the shift register 913 correspond to the FBGs 281 to 285, respectively.

出力部９１４は、１ライン分の波長掃引期間を終えるごとに、シフトレジスタ９１３が記憶保持する５ビットを信号処理部２０１に供給する。信号処理部２０１は、この供給された信号に基づき図７の処理を行えば良い。 The output unit 914 supplies 5 bits stored in the shift register 913 to the signal processing unit 201 every time the wavelength sweep period for one line is completed. The signal processing unit 201 may perform the process of FIG. 7 based on the supplied signal.

なお、出力部９１４は、異常状態を検出した場合のみ、信号処理部２０１に異常を通知してもよい。この場合、１ライン分の波長掃引期間を終えるごとに、シフトレジスタ９１３が記憶保持する５ビットの論理積（アンド）を求め、論理積が“０”であったときに異常状態であるものとして、信号処理部２０１に対して割り込み信号を供給する。信号処理部２０１は、この割り込み信号を受信した際、その割り込み処理にて出力部９１４に保持された５ビットのデータを取得し、そのうえで図７の処理を行えばよい。 Note that the output unit 914 may notify the signal processing unit 201 of an abnormality only when an abnormal state is detected. In this case, every time the wavelength sweep period for one line is completed, a 5-bit logical product (AND) stored and held in the shift register 913 is obtained, and an abnormal state is assumed when the logical product is “0”. The interrupt signal is supplied to the signal processing unit 201. When the signal processing unit 201 receives this interrupt signal, the signal processing unit 201 may acquire the 5-bit data held in the output unit 914 in the interrupt processing, and then perform the processing of FIG.

以上、第２の実施形態を説明した。本第２の実施形態によれば、スキャニングを開始する条件を不要とすることできる。それ故、患者の体内にプローブを挿入する以前に、光ファイバの光路上の異常があるか否かを判断することもできる。 The second embodiment has been described above. According to the second embodiment, the condition for starting scanning can be made unnecessary. Therefore, it is possible to determine whether or not there is an abnormality on the optical path of the optical fiber before inserting the probe into the body of the patient.

［第３の実施形態］
上記第１、第２の実施形態では、光ファイバの光学的切断の有無を判定するものであったが、完全な光学的切断ではないものの、光ファイバの劣化（捩れや白濁）の度合いを判定する例を第３の実施形態として説明する。光ファイバの劣化があると、その部分での光の伝達効率が下がる。かかる伝搬効率の低下を把握するためには、ＦＢＧ素子による反射光強度のレベルを調べればよい。 [Third Embodiment]
In the first and second embodiments, whether or not the optical fiber is optically cut is determined. However, although the optical fiber is not completely cut, the degree of deterioration (twist or cloudiness) of the optical fiber is determined. An example of this will be described as a third embodiment. When the optical fiber is deteriorated, the light transmission efficiency in that portion decreases. In order to grasp such a decrease in propagation efficiency, the level of reflected light intensity by the FBG element may be examined.

本第３の実施形態における装置の基本構成は図８と同じである。異なるのは、診断部２１０の回路構成である。図１０が本第３の実施形態における診断部２１０の構造を示している。図９と同じ要素については同じ参照符号を付し、以下、異なる点について説明する。 The basic configuration of the apparatus in the third embodiment is the same as that in FIG. The difference is the circuit configuration of the diagnosis unit 210. FIG. 10 shows the structure of the diagnosis unit 210 in the third embodiment. The same elements as those in FIG. 9 are denoted by the same reference numerals, and different points will be described below.

図１０と図９の違いは、図９におけるコンパレータ９１２、シフトレジスタ９１３、出力部９１４それぞれが、Ａ／Ｄ変換器１００１、シフトレジスタ１００２、出力部１００３で置き換わった点である。シフトレジスタ９１３はビット単位にシフトするのに対し、シフトレジスタ１００２はバイト単位にシフトする。また、出力部９１４は５ビットのデータを信号処理部２０１に通知したのに対し、出力部１００３はシフトレジスタ１００２が保持する５バイトのデータに基づき信号処理部２０１に通知する。図１０の動作は次の通りである。 The difference between FIG. 10 and FIG. 9 is that the comparator 912, the shift register 913, and the output unit 914 in FIG. 9 are replaced with the A / D converter 1001, the shift register 1002, and the output unit 1003, respectively. The shift register 913 shifts in units of bits, whereas the shift register 1002 shifts in units of bytes. The output unit 914 notifies the signal processing unit 201 of 5-bit data, whereas the output unit 1003 notifies the signal processing unit 201 based on the 5-byte data held in the shift register 1002. The operation of FIG. 10 is as follows.

Ａ／Ｄ変換器１００１は、アンプ９１１で増幅された干渉光のアナログ信号を例えば１バイト（８ビット）のデジタルデータに変換する。８ビットであるから、デジタルデータの表現できる範囲は０乃至２５５の値となる。光ファイバが正常な場合には高い反射率となるので、Ａ／Ｄ変換結果の値が２５５かそれに近い値となる。また、劣化が進めば進むほど、その値は小さくなる。シフトレジスタ１００２は５バイトの容量を有し、各ＦＢＧ素子２８１乃至２８５での反射光の強度を表す値をバイト単位に記憶保持するようにする。そして、出力部１００３は、例えば、シフトレジスタが記憶保持している５バイトのデータを信号処理部２０１に通知する。 The A / D converter 1001 converts the analog signal of the interference light amplified by the amplifier 911 into digital data of 1 byte (8 bits), for example. Since it is 8 bits, digital data can be expressed in a range of 0 to 255. Since the reflectance is high when the optical fiber is normal, the value of the A / D conversion result is 255 or a value close thereto. In addition, as the deterioration progresses, the value becomes smaller. The shift register 1002 has a capacity of 5 bytes, and stores and holds a value representing the intensity of reflected light from each of the FBG elements 281 to 285 in units of bytes. Then, the output unit 1003 notifies the signal processing unit 201 of, for example, 5-byte data stored and held in the shift register.

信号処理部２０１は、例えば、２つの閾値Ｔｈ１，Ｔｈ２（ただし、Ｔｈ１＜Ｔｈ２の関係）を有し、反射強度がＴｈ２以上でれば正常と判定する。また、Ｔｈ１以上Ｔｈ２以下でれば劣化が進んでいると判断する。さらに、Ｔｈ２以下であれば、光学的切断と判断する。なお、ここでの閾値の個数は２つとしてが、更に多段階に評価するようにしても良い。 For example, the signal processing unit 201 has two threshold values Th1 and Th2 (where Th1 <Th2), and determines that the signal is normal if the reflection intensity is greater than or equal to Th2. Moreover, if it is more than Th1 and less than Th2, it will be judged that deterioration has advanced. Furthermore, if it is equal to or less than Th2, it is determined as optical cutting. Although the number of thresholds is two here, the evaluation may be performed in more stages.

上記の結果、例えば、ＦＧＢ素子２８２から反射強度がＴｈ１以上と十分であり、ＦＢＧ素子２８３からの反射強度がＴｈ１未満Ｔｈ２以上と小さくなった場合、ケーブル１０４内の第２のシングルモードファイバ２７３が劣化してきているので、交換を促すメッセージとして表示することもできる。 As a result, for example, when the reflection intensity from the FGB element 282 is sufficient as Th1 or more and the reflection intensity from the FBG element 283 is as small as Th2 less than Th1, the second single mode fiber 273 in the cable 104 is Since it has deteriorated, it can be displayed as a message prompting replacement.

以上の結果、本第３の実施形態によれば、第２の実施形態の作用効果に加えて光ファイバの劣化の度合いをも判定でるようになる。 As a result, according to the third embodiment, in addition to the operational effects of the second embodiment, the degree of deterioration of the optical fiber can also be determined.

以上本発明に係る実施形態を説明したが、上記の説明からもわかるように、光路上の診断処理の一部は、マイクロプロセッサで構成される信号処理部２０１によるものである。マイクロプロセッサはプログラムを実行することで、その機能を実現するわけであるから、当然、そのプログラムも本願発明の範疇になる。また、通常、プログラムは、ＣＤ−ＲＯＭやＤＶＤ−ＲＯＭ等のコンピュータ可読記憶媒体に格納されており、それのコンピュータが有する読み取り装置（ＣＤ−ＲＯＭドライブ等）にセットし、システムにコピーもしくはインストールすることで実行可能になるわけであるから、係るコンピュータ可読記憶媒体も本願発明の範疇に入ることも明らかである。

本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の要旨及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。 Although the embodiment according to the present invention has been described above, as can be understood from the above description, part of the diagnostic processing on the optical path is performed by the signal processing unit 201 configured by a microprocessor. Since the microprocessor realizes its function by executing a program, the program naturally falls within the scope of the present invention. Further, the program is usually stored in a computer-readable storage medium such as a CD-ROM or DVD-ROM, and is set in a reading device (CD-ROM drive or the like) included in the computer and copied or installed in the system. It is obvious that such a computer-readable storage medium is also within the scope of the present invention.

The present invention is not limited to the above embodiments, and various changes and modifications can be made without departing from the spirit and scope of the present invention. Therefore, in order to make the scope of the present invention public, the following claims are attached.

Claims

By using a probe that houses an imaging core that emits light toward the lumen surface of the blood vessel and detects the reflected light, the imaging core is rotated and optical signals are transmitted and received, thereby obtaining information in the blood vessel. An image diagnostic apparatus that uses optical interference to acquire and reconstruct a blood vessel image,
A wavelength swept light source that repeatedly generates light that changes in a preset wavelength range in one line period for obtaining an image for one line of the blood vessel image ;
Provided at a preset position between the optical path from the wavelength swept light source to the imaging core, and ineffective except for the effective wavelength range used for reconstruction of the blood vessel image in the entire wavelength range output by the wavelength swept light source at least one FBG (fiber Bragg grating) device having a characteristic of reflecting against a preset wavelength light within,
Of the interference light that is a combination of the measurement light from the imaging core and the reference light obtained by demultiplexing the light from the wavelength swept light source in the one line period, the interference light in the effective wavelength range Means for reconstructing a blood vessel image based on
The diagnostic imaging apparatus further includes:
Of the interference light in the ineffective range in the one line period, the preset by the FBG element is set based on the interference light at a timing when the wavelength swept light source emits light of the preset wavelength. Determination means for determining the presence or absence of reflection of light of a wavelength;
An image diagnostic apparatus comprising notification means for notifying a determination result by the determination means .

The determination means includes
Storage means for storing interference light data indicating the interference light in the one line period ;
The data of the address position corresponding to the timing when the wavelength swept light source emits the light of the wavelength reflected by the FBG element in the interference light data stored in the storage means is determined by analysis. Item 2. The diagnostic imaging apparatus according to Item 1 .

The determination means includes
An optical coupler for demultiplexing light from the wavelength swept light source;
A reference FBG element that receives the light demultiplexed by the optical coupler and reflects the light having the same number as the FBG elements,
Signal generating means for generating a detection timing signal of reflected light from the FBG element by converting light reflected by each of the plurality of reference FBG elements into an electrical signal;
The image diagnostic apparatus according to claim 1 , further comprising: a holding unit that holds information indicating whether or not there is reflected light from the corresponding FGB element using a signal generated by the signal generation unit as a trigger.

The image diagnosis according to any one of claims 1 to 3 , wherein at least one FBG element is provided in each physically independent optical fiber interposed from the wavelength swept light source to the imaging core. apparatus.

A probe that houses an imaging core that emits light toward the lumen surface of the blood vessel of the subject and detects the reflected light is connected, and the imaging core is rotated and moved along the probe at a predetermined speed. A pullback section;
A wavelength swept light source that repeatedly generates light that changes in a predetermined wavelength range in one line period for obtaining an image for one line of a blood vessel image ;
The light output from the wavelength swept light source is demultiplexed into measurement light for supplying toward the probe and reference light for causing interference, and the reflected light and the reference light from the probe An optical coupler for combining
Provided at different positions on the optical fiber interposed from the optical coupler to the imaging core, each having a characteristic of reflecting light of different wavelengths, and out of the entire wavelength range output by the wavelength swept light source A plurality of FBG elements having a characteristic of reflecting light having a wavelength in a non-effective range excluding an effective wavelength range used for reconstruction of the blood vessel image;
Of the interference light that is a combination of the measurement light from the imaging core and the reference light obtained by demultiplexing the light from the wavelength swept light source in the one line period, the interference light in the effective wavelength range An operation method in an image diagnostic apparatus having means for reconstructing a blood vessel image based on
Based on the interference light received through the optical coupler at a timing when the wavelength swept light source emits light having a wavelength reflected by each of the plurality of FBG elements, the measurement light is transmitted to the terminal FBG element with respect to the optical coupler. A determination step of determining whether or not the measurement light has reached from the optical coupler to which FBG element if it has not reached, and
Method of operating an image diagnostic apparatus characterized by comprising a notification step of notifying the result of determination by the determination step.

The program for making a computer perform each process of the method of Claim 5 .

A computer-readable storage medium storing the program according to claim 6 .

An optical fiber provided with an imaging core at the end for transmitting light toward the lumen surface of the subject's blood vessel and receiving the reflected light is accommodated rotatably and axially movable, and the blood vessel An optical interference having an adapter for connecting to an image diagnostic apparatus using a wavelength swept light source that repeatedly generates light changing in a preset wavelength range in one line period for obtaining an image of one line of the image A probe for
The optical fiber has a characteristic that allows an effective wavelength range used for diagnostic imaging to pass through the entire length of the optical fiber in the entire wavelength range of the light generated by the wavelength swept light source, and the effective fiber light interference probe, characterized in that it comprises at least one FBG (fiber Bragg grating) device having a characteristic of reflecting against predetermined wavelengths of light in a non-effective range excluding the wavelength range.

9. The optical interference probe according to claim 8 , wherein the FBG element is provided at an end of the optical fiber on the side where the adapter is present.

The optical interference probe according to claim 8, wherein the FBG element is provided at an end of the optical fiber where the imaging core is located.