WO2010098014A1 - 画像診断装置及びその制御方法 - Google Patents

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WO2010098014A1
WO2010098014A1 PCT/JP2010/000523 JP2010000523W WO2010098014A1 WO 2010098014 A1 WO2010098014 A1 WO 2010098014A1 JP 2010000523 W JP2010000523 W JP 2010000523W WO 2010098014 A1 WO2010098014 A1 WO 2010098014A1
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transmission
signal
optical probe
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PCT/JP2010/000523
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金子賢二
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テルモ株式会社
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    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
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    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
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    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0084—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for introduction into the body, e.g. by catheters
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    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/02007—Evaluating blood vessel condition, e.g. elasticity, compliance
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    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/6852—Catheters

Definitions

  • the present invention relates to an image diagnostic apparatus and a control method thereof.
  • OCT optical coherence tomography
  • the optical coherence tomography diagnostic apparatus is configured to measure light in a blood vessel while rotating the transmission / reception unit in a state where the optical probe unit including an optical fiber and a transmission / reception unit having an optical lens and an optical mirror attached to the tip is inserted into the blood vessel. And performing radial scanning by receiving the reflected light from the living tissue, and interfering the obtained reflected light with the reference light previously divided from the measuring light, thereby A cross-sectional image is drawn (see, for example, JP-A-2001-79007).
  • optical coherence tomography diagnostic apparatus using wavelength sweeping has been developed as an improved version of the optical coherence tomography diagnostic apparatus.
  • optical coherence tomography diagnostic apparatus using wavelength sweep is the same as that of the optical coherence tomography diagnostic apparatus (OCT), but a light source having a wavelength longer than that of the optical coherence tomography diagnostic apparatus is used. Further, it is characterized in that light having different wavelengths is continuously emitted. In addition, a mechanism for changing the optical path length of the reference light is not required by obtaining the reflected light intensity at each point in the depth direction of the living tissue by frequency analysis of the interference light.
  • optical coherence tomographic image diagnostic apparatus OCT
  • optical coherent tomographic image diagnostic apparatus OFDI
  • the patient is minimally invasive when performing a radial operation of the transmission / reception unit.
  • the present invention has been made in view of the above-described problems, and an object of the present invention is to enable a cross-sectional image to be rendered more safely by adopting a configuration for detecting an abnormality occurring in an optical probe portion in an image diagnostic apparatus.
  • an image diagnostic apparatus comprises the following arrangement. That is, Connect an optical probe unit equipped with a transmitter / receiver that continuously transmits and receives light, and obtain reflected light in the body cavity from the transmitter / receiver while rotating and transmitting the transmitter / receiver in the axial direction.
  • An image diagnostic apparatus that generates a cross-sectional image in the axial direction in the body cavity based on the interference light generated using the acquired reflected light,
  • An acquisition means for acquiring a signal indicating an intensity distribution of interference light from a transmission / reception position of the light to a predetermined depth position in a body cavity, which is generated each time the transmission / reception unit transmits / receives light;
  • Determination means for determining whether or not the optical probe unit is normal based on the amount of change per unit time with respect to the position to be operated.
  • the diagnostic imaging apparatus it is possible to render a cross-sectional image more safely by adopting a configuration that detects an abnormality that has occurred in the optical probe unit.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of the diagnostic imaging apparatus.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnostic apparatus 100.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnosis apparatus 100 using wavelength sweeping.
  • FIG. 4 is a diagram showing an external configuration of the optical probe unit.
  • FIG. 5 is a diagram showing a cross-sectional configuration of the tip portion of the optical probe portion.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a cross-sectional configuration of the imaging core.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of the diagnostic imaging apparatus.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnostic apparatus 100.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnosis apparatus 100 using wavelength sweeping.
  • FIG. 4 is a diagram showing an external configuration of the optical probe unit.
  • FIG. 5 is
  • FIG. 7 is a diagram schematically illustrating a cross-sectional image generated in the signal processing unit and a radial operation of the transmission / reception unit.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of line data used for generating a cross-sectional image.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an example of normal line data, abnormal line data, and cross-sectional images corresponding to the line data.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the flow of the safety monitoring process executed in the signal processing unit.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of an image diagnostic apparatus (an optical coherent tomographic image diagnostic apparatus or an optical coherent tomographic image diagnostic apparatus using wavelength sweep) 100 according to the first embodiment of the present invention.
  • the diagnostic imaging apparatus 100 includes an optical probe unit 101, a scanner / pullback unit 102, and an operation control device 103, and the scanner / pullback unit 102 and the operation control device 103 include a signal line 104. Connected by.
  • the optical probe unit 101 is directly inserted into the blood vessel and measures the state inside the blood vessel using the imaging core 504.
  • the scanner / pullback unit 102 is detachable from the optical probe unit 101, has a built-in motor, and defines the radial operation of the transmission / reception unit 503 in the optical probe unit 101.
  • the operation control device 103 has a function for inputting various setting values and a function for processing data obtained by measurement and displaying it as a cross-sectional image when performing intravascular optical coherence tomography diagnosis.
  • 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 113 denotes an LCD monitor as a display device, which displays a processing result in the main body control unit 111.
  • the low-coherence light source 209 is a low-interference light source such as an ultra-bright light emitting diode.
  • the low-coherence light source 209 outputs low-coherence light that exhibits coherence only in a short distance range where the wavelength is about 1310 nm and the coherence distance (coherent length) is about several ⁇ m to several tens of ⁇ m. .
  • the light of the low-coherence light source 209 is incident on one end of the first single mode fiber 228 and transmitted to the tip surface side.
  • the first single mode fiber 228 is optically coupled to the second single mode fiber 229 and the third single mode fiber 232 at an intermediate optical coupler unit 208.
  • the optical coupler unit is an optical component that can divide one optical signal into two or more outputs, or combine two or more input optical signals into one output, and has low interference.
  • the light from the light source 209 can be transmitted by being divided into a maximum of three optical paths by the optical coupler unit 208.
  • a scanner / pullback unit 102 is provided on the distal end side of the optical coupler unit 208 of the first single mode fiber 228.
  • an optical rotary joint 203 that couples the non-rotating unit and the rotating unit and transmits light is provided.
  • the distal end side of the fourth single mode fiber 230 in the optical rotary joint 203 is detachably connected to the fifth single mode fiber 231 of the optical probe unit 101 via the adapter 202.
  • the light from the low-coherence light source 209 is transmitted to the fifth single mode fiber 231 that is inserted into the imaging core 201 that repeatedly transmits and receives light and can be driven to rotate.
  • the light transmitted to the fifth single mode fiber 231 is irradiated from the distal end side of the imaging core 201 to the living tissue in the blood vessel while performing radial scanning. 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 228 side through the reverse optical path, and a part of the reflected light is reflected by the optical coupler unit 208. 2 moves to the single mode fiber 229 side. And it is radiate
  • the photodetector for example, photodiode 210.
  • 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.
  • the scanner / pullback unit 102 includes a linear drive device 207, and moves in the axial direction (the distal direction in the body cavity and the opposite direction) of the imaging core 201 based on an instruction from the signal processing unit 214 (axial operation). ).
  • the axial movement is realized by the linear drive device 207 moving the scanner including the optical rotary joint 203 based on a control signal from the signal processing unit 214.
  • the catheter sheath of the optical probe unit 101 remains fixed in the blood vessel, and only the imaging core 201 stored in the catheter sheath moves in the axial direction, so that the axial operation can be performed without damaging the blood vessel wall. Done.
  • an optical path length variable mechanism 216 that changes the optical path length of the reference light is provided on the tip side (reference optical path) of the optical coupler unit 208 of the second single mode fiber 229.
  • This optical path length variable mechanism 216 replaces the optical probe unit 101 with first optical path length changing means that changes the optical path length corresponding to the examination range in the depth direction of the living tissue (the direction in which the measurement light is emitted) at high speed. And second optical path length changing means for changing the optical path length corresponding to the length variation so as to absorb the length variation of the individual optical probe portions 101 when used.
  • a grating 219 is arranged via a collimating lens 221 that is mounted on the uniaxial stage 220 together with the tip of the second single mode fiber 229 and that is movable in the direction indicated by the arrow 223. Further, a galvanometer 217 capable of turning by a minute angle is attached as a first optical path length changing means via a lens 218 corresponding to the grating 219 (diffraction grating). The galvanometer 217 is rotated at high speed in the direction of the arrow 222 by the galvanometer controller 224.
  • the galvanometer 217 reflects light by a mirror of the galvanometer, and is configured to rotate the mirror attached to the movable part at high speed by applying an AC drive signal to the galvanometer functioning as a reference mirror.
  • a drive signal is applied from the galvanometer controller 224 to the galvanometer 217, and the optical signal is rotated in the direction of the arrow 222 at a high speed by the drive signal, so that the optical path length of the reference light is within the examination range in the depth direction of the living tissue. It will change at high speed by the corresponding optical path length.
  • One period of the change in the optical path difference is a period for acquiring interference light for one line.
  • the uniaxial stage 220 functions as a second 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 optical probe unit 101. Further, the uniaxial stage 220 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the optical probe unit 101 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length is minutely changed by the uniaxial stage 220, thereby setting the state to interfere with the reflected light from the surface position of the living tissue. It becomes possible to do.
  • the light whose optical path length has been changed by the optical path length variable mechanism 216 is mixed with the light obtained from the first single mode fiber 228 side by the optical coupler unit 208 provided in the middle of the second single mode fiber 229. It is received by the photodiode 210 as interference light.
  • the interference light received by the photodiode 210 in this way is photoelectrically converted and amplified by the amplifier 211.
  • the signal is input to the demodulator 212, and the demodulator 212 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and the output is input to the A / D converter 213.
  • the A / D converter 213 samples the interference light signal for 200 points, for example, and generates one line of digital data (“interference light data”).
  • the sampling frequency is a value obtained by dividing the time of one scanning of the optical path length by 200.
  • the line-by-line interference light data generated by the A / D converter 213 is input to the signal processing unit 214.
  • the signal processing unit 214 converts the interference light data in the depth direction of the living tissue into a video signal, thereby forming a cross-sectional image at each position in the blood vessel, and the LCD monitor 215 (see FIG. 1) at a predetermined frame rate. (Corresponding to number 113).
  • the signal processing unit 214 is further connected to the optical path length adjusting means control device 226.
  • the signal processing unit 214 controls the position of the uniaxial stage 220 via the optical path length adjusting unit controller 226.
  • the signal processing unit 214 is connected to the motor control circuit 225 and controls the rotational drive of the radial scanning motor 205.
  • the signal processing unit 214 is connected to a galvanometer controller 224 that controls scanning of the optical path length of the reference mirror (galvanometer mirror), and the galvanometer controller 224 outputs a drive signal to the signal processing unit 214.
  • the motor control circuit 225 synchronizes with the galvanometer controller 224 based on this drive signal.
  • the signal processing unit 214 includes a safety monitoring unit 233, detects the occurrence of an abnormality in the optical probe unit 101 based on the line data, and outputs a warning to the LCD monitor 215 as necessary.
  • FIG. 3 is a diagram showing a functional configuration of the optical coherence tomography diagnostic apparatus 100 using wavelength sweep.
  • the difference from the optical coherence tomographic image diagnosis apparatus described with reference to FIG. 2 will be mainly described.
  • a wavelength swept light source 308 using a sweep laser is a type of extended-cavity laser that includes an optical fiber 316 and a polygon scanning filter (308b) coupled in a ring shape with an SOA 315 (semiconductor optical amplifier).
  • the light output from the SOA 315 travels through the optical fiber 316 and enters the polygon scanning filter 308b.
  • the light whose wavelength is selected here is amplified by the SOA 315 and finally output from the coupler 314.
  • the wavelength is selected by a combination of the diffraction grating 312 for separating light and the polygon mirror 309.
  • the light split by the diffraction grating 312 is condensed on the surface of the polygon mirror 309 by two lenses (310, 311).
  • the wavelength mirror can be swept in time by rotating the polygon mirror 309. .
  • the polygon mirror 309 for example, a 32-hedron mirror is used, and the rotation speed is about 50000 rpm. High speed and high output wavelength sweeping is possible by a unique wavelength sweeping method combining the polygon mirror 309 and the diffraction grating 312.
  • the light of the wavelength swept light source 308 output from the Coupler 314 is incident on one end of the first single mode fiber 330 and transmitted to the distal end side.
  • the first single mode fiber 330 is optically coupled to the second single mode fiber 337 and the third single mode fiber 331 at an intermediate optical coupler unit 334. Accordingly, the light incident on the first single mode fiber 330 is divided into a maximum of three optical paths by the optical coupler unit 334 and transmitted.
  • An optical rotary joint 303 that couples the non-rotating part and the rotating part and transmits light is provided on the tip side of the optical coupler part 334 of the first single mode fiber 330.
  • the distal end side of the fourth single mode fiber 335 in the optical rotary joint 303 is detachably connected to the fifth single mode fiber 336 of the optical probe unit 101 via the adapter 302.
  • the light from the wavelength swept light source 308 is transmitted to the fifth single mode fiber 336 that is inserted into the imaging core 301 and can be driven to rotate.
  • the transmitted light is irradiated from the distal end side of the imaging core 301 to the living tissue in the body cavity while performing radial scanning.
  • a part of the reflected light scattered on the surface or inside of the living tissue is taken in by the imaging core 301 and returns to the first single mode fiber 330 side through the reverse optical path.
  • a part of the optical coupler unit 334 moves to the second single mode fiber 337 side, is emitted from one end of the second single mode fiber 337, and is received by a photodetector (eg, a photodiode 319).
  • the rotating portion side of the optical rotary joint 303 is rotationally driven by the radial scanning motor 305 of the rotational driving device 304. Further, the rotation angle of the radial scanning motor 305 is detected by the encoder unit 306. Further, the scanner / pullback unit 102 includes a linear drive device 307 and regulates the axial operation of the imaging core 301 based on an instruction from the signal processing unit 323.
  • an optical path length variable mechanism 325 for finely adjusting the optical path length of the reference light is provided on the tip side of the optical coupler section 334 of the second single mode fiber 337.
  • the optical path length variable mechanism 325 changes the optical path length corresponding to the variation in length so that the variation in length of each optical probe unit 101 when the optical probe unit 101 is replaced and used can be absorbed.
  • Optical path length changing means is provided.
  • the third single mode fiber 331 and the collimating lens 326 are provided on a uniaxial stage 332 that is movable as indicated by an arrow 333 in the optical axis direction, and form optical path length changing means.
  • the uniaxial stage 332 functions as an optical path length changing unit having a variable range of the optical path length that can absorb the variation in the optical path length of the optical probe unit 101. Further, the uniaxial stage 332 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the optical probe unit 101 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length is minutely changed by the uniaxial stage, thereby setting the state to interfere with the reflected light from the surface position of the living tissue. It becomes possible.
  • the light whose optical path length is finely adjusted by the optical path length variable mechanism 325 is mixed with the light obtained from the first single mode fiber 330 side by the optical coupler unit 334 provided in the middle of the third single mode fiber 331.
  • the light is received by the photodiode 319.
  • the interference light received by the photodiode 319 in this way is photoelectrically converted, amplified by the amplifier 320, and then input to the demodulator 321.
  • the demodulator 321 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and its output is input to the A / D converter 322 as an interference light signal.
  • the A / D converter 322 samples the interference light signal for 2048 points at 180 MHz, for example, and generates one line of digital data (interference light data).
  • the sampling frequency of 180 MHz is based on the assumption that about 90% of the wavelength sweep period (12.5 ⁇ sec) is extracted as 2048 digital data when the wavelength sweep repetition frequency is 40 kHz.
  • the present invention is not limited to this.
  • the line-by-line interference light data generated by the A / D converter 322 is input to the signal processing unit 323.
  • the interference light data is subjected to frequency decomposition by FFT (Fast Fourier Transform) to generate data in the depth direction, and by performing coordinate conversion of the data, a cross-sectional image at each position in the blood vessel is formed,
  • FFT Fast Fourier Transform
  • the signal processing unit 323 is further connected to the optical path length adjusting means control device 318.
  • the signal processing unit 323 controls the position of the uniaxial stage 332 via the optical path length adjusting unit control device 318.
  • the signal processing unit 323 is connected to the motor control circuit 324 and receives a video synchronization signal from the motor control circuit 324.
  • the signal processing unit 323 forms a cross-sectional image in synchronization with the received video synchronization signal.
  • the video synchronization signal of the motor control circuit 324 is also sent to the rotation drive device 304, and the rotation drive device 304 outputs a drive signal synchronized with the video synchronization signal.
  • the signal processing unit 323 includes a safety monitoring unit 338, detects the occurrence of an abnormality in the optical probe unit 101 based on the line data, and outputs a warning to the LCD monitor 317 as necessary.
  • the optical probe unit 101 includes a long catheter sheath 401 that is inserted into a blood vessel and a connector 402 that is not inserted into the blood vessel and is disposed on the user's hand side for operation by the user. Composed.
  • a guide wire lumen tube 403 is formed at the distal end of the catheter sheath 401, and the catheter sheath 401 is formed as a continuous lumen from a connection portion with the guide wire lumen tube 403 to a connection portion with the connector 402. ing.
  • the connector 402 includes a sheath connector 402a configured integrally with the proximal end of the catheter sheath 401 and a drive shaft connector 402b configured integrally with the proximal end of the drive shaft.
  • the kink protector 411 is provided at the boundary between the sheath connector 402a and the catheter sheath 401, whereby predetermined rigidity is maintained, and bending (kink) due to a sudden change can be prevented to some extent.
  • the proximal end of the drive shaft connector 402b is configured to be connectable to the scanner / pullback unit 102.
  • the lumen of the catheter sheath 401 includes a housing 501 in which a transmission / reception unit 503 that transmits and receives measurement light is disposed, and a drive shaft 502 that transmits a driving force for rotating the housing 501.
  • An imaging core 504 (corresponding to reference numeral 201 in FIG. 2 and reference numeral 301 in FIG. 3) is inserted through almost the entire length to form the optical probe unit 101.
  • the transmission / reception unit 503 incorporates a mirror that reflects the optical axis of the measurement light transmitted by the optical fiber inserted through the drive shaft 502 to the side.
  • the transmission / reception unit 503 transmits the measurement light toward the tissue in the body cavity and receives the reflected light from the tissue in the body cavity.
  • the drive shaft 502 is formed in a coil shape, and a signal line (single mode fiber) is disposed therein.
  • the housing 501 has a shape having a notch in a part of a short cylindrical metal pipe, and is formed by cutting out from a metal lump, MIM (metal powder injection molding) or the like.
  • the housing 501 has a transmission / reception unit 503 inside, and the base end side is connected to the drive shaft 502. Further, a short coil-shaped elastic member 505 is provided on the distal end side.
  • the elastic member 505 is a stainless steel wire formed in a coil shape, and the elastic member 505 is arranged on the tip side, so that the stability during rotation of the imaging core 504 is improved.
  • Reference numeral 506 denotes a reinforcing coil, which is provided for the purpose of preventing sudden bending of the distal end portion of the catheter sheath 401.
  • the guide wire lumen tube 403 has a guide wire lumen into which a guide wire can be inserted.
  • the guide wire lumen tube 403 receives a guide wire previously inserted into the body cavity, and is used to guide the catheter sheath 401 to the affected part by the guide wire.
  • the drive shaft 502 can rotate and axially move with respect to the catheter sheath 401, is flexible, and has a characteristic of being able to transmit rotation well, for example, a multi-layer close contact coil made of a metal wire such as stainless steel. Etc.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram schematically showing the cross-sectional configuration of the imaging core 504 of FIG. 5 and the ray trajectory when the measurement light beam is transmitted.
  • the fifth single mode fibers (optical fibers) 231 and 336 include a core that is a central portion having a high refractive index and a clad that is around the core and has a refractive index lower by about 1% than the core. 600 is transmitted while totally reflecting the boundary surface between the core and the cladding.
  • the light beam that has reached the tips of the optical fibers 231 and 336 is diverged in the spacers 606 connected adjacently.
  • the light beam 600 diverged in the spacer 606 is refracted in a lens 607 connected adjacent to the spacer 606 to become a focused light beam.
  • the focused light beam 600 a emitted from the lens 607 is bent in a substantially right angle direction by a mirror or prism 608. Then, the light is refracted at the boundary surface between the mirror or prism 608 and the medium (air) 601, becomes a light beam 600 b, and passes through the opening 602 of the housing 501.
  • the light beam 600b that has passed through the opening 602 is refracted at the boundary surface (inner sheath inner surface) between the medium (air) 601 and the catheter sheath 401 to become a light beam 600c.
  • the light beam 600 c is refracted at the boundary surface (sheath outer surface) between the catheter sheath 401 and the medium (water) 604, becomes a light beam 600 d, and passes through the medium (water) 604 and then irradiates the living tissue 603 such as a blood vessel. Is done.
  • a part of the light beam 600 diverged in the spacer 606 is reflected on the surface of the lens 607, the inner surface of the sheath, and the outer surface of the sheath until the living tissue 603 such as a blood vessel is irradiated.
  • FIG. 7 is a schematic diagram for explaining the operation of the transmission / reception unit 503 at the time of optical coherence tomographic image diagnosis.
  • 7A and 7B are a cross-sectional view and a perspective view of the blood vessel in a state where the optical probe unit 101 is inserted, respectively.
  • reference numeral 701 denotes a blood vessel cross section in which the optical probe unit 101 is inserted.
  • the optical probe unit 101 has the transmitting / receiving unit 503 attached to the inside of the tip thereof, and is rotated in the direction of the arrow 702 by the radial scanning motors 205 and 305.
  • the transmission / reception unit 503 transmits / receives measurement light at each rotation angle.
  • Lines 1, 2,... 1024 indicate the transmission direction of the measurement light at each rotation angle.
  • the transmission / reception of the measurement light is intermittently performed 1024 times while the transmission / reception unit 503 rotates 360 degrees on the predetermined blood vessel cross section (701). 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.
  • Such transmission / reception of measurement light is performed while proceeding in the direction of arrow 703 (7B in FIG. 7) in the blood vessel.
  • a scan that repeats transmission / reception of measurement light in each blood vessel section in accordance with the progress of the transmission / reception unit 503 in the direction of the arrow 703 is generally called “radial scan”.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the details of the line data processed in the signal processing unit 323.
  • the horizontal axis represents position information and the vertical axis represents intensity (that is, FIG. 8 represents the intensity distribution of interference light from the transmission / reception position to a position in a predetermined depth direction in the body cavity. ).
  • Line data generated based on the interference light obtained by transmitting / receiving the measurement light by the transmission / reception unit 503 shown in FIG. 6 includes signals from the catheter sheath 401 and signals from the outside of the catheter sheath 401 as shown in FIG. Thus, it can be broadly classified into signals including information used for diagnosis.
  • the signal from the catheter sheath 401 further includes 1) a signal from the lens surface, 2) a signal from the sheath inner surface, and 3) a signal from the sheath outer surface.
  • the safety monitoring unit 338 of the diagnostic imaging apparatus 100 detects an abnormality that has occurred in the optical probe unit 101 based on a change that has occurred in the line data.
  • the threshold value used at this time is the signal intensity from the lens surface and its coordinates acquired at the time of calibration.
  • the signal intensity from the sheath inner surface and its coordinates are calculated based on the signal intensity from the sheath outer surface and its coordinates.
  • the increasing signal processing unit 323 determines that an abnormality has occurred in the optical probe unit 101 when all the changes 1) to 4) have occurred. It should be noted that whether or not a change has occurred is determined based on a comparison with a preset threshold value. The threshold value used at this time is determined based on the signal intensity from the lens surface and the sheath inner surface obtained during calibration. And the signal intensity from the outer surface of the sheath and the signal intensity from the outside of the catheter sheath.
  • the signal processing unit 323 determines that an abnormality has occurred in the optical probe unit 101 when all of the above changes 1) to 3) occur during pullback. Whether or not a change has occurred is determined based on a comparison with a preset threshold value.
  • the threshold value used at this time is the coordinates of the signal from the lens surface, the inner surface of the sheath acquired at the time of calibration. It is calculated on the basis of the coordinates of the signal from the signal and the coordinates of the signal from the sheath outer surface.
  • the transmission / reception unit 503 vibrates, the following changes occur in the line data as compared with the normal state.
  • the position (coordinates) at which the signal from the lens surface appears 2) The position (coordinates) at which the signal from the sheath inner surface shakes 3) The position (coordinates) at which the signal from the outer sheath appears.
  • Signal processing The unit 323 determines that an abnormality has occurred in the optical probe unit 101 when all of the above changes 1) to 3) have occurred. Whether or not a change has occurred is calculated based on a comparison between the differential value and a preset threshold value by calculating a differential value of the coordinates of each signal. The threshold value used at this time is determined from the lens surface. And the differential value of the signal coordinates from the sheath inner surface and the differential value of the signal coordinates from the sheath outer surface.
  • FIG. 9 is a diagram showing an example of normal line data and abnormal line data.
  • 9A-2 shows an example of normal line data
  • 9A-1 shows an example of a cross-sectional image generated using the line data of 9A-2. .
  • Reference numeral 901 denotes a signal from the lens surface
  • reference numeral 902 denotes a signal from the sheath inner surface
  • reference numeral 903 denotes a signal from the sheath outer surface.
  • 9B-2 shows an example of line data when the transmission / reception unit 503 is highly bent
  • 9B-1 is a cross-sectional image generated using the line data of 9B-2. An example is shown.
  • Reference numeral 911 denotes a signal from the lens surface
  • 912 denotes a signal from the sheath inner surface
  • 913 denotes a signal from the sheath outer surface.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the flow of safety monitoring processing in the safety monitoring unit 338 of the signal processing unit 323.
  • the safety start process shown in FIG. 10 is executed.
  • step S1001 1) signal intensity and its coordinates from the lens surface, 2) signal intensity and its coordinates from the sheath inner surface, and 3) from the sheath outer surface, which are acquired in advance during calibration and stored in the signal processing unit 323. Read signal strength and its coordinates.
  • a threshold for determining whether or not the signal strength has decreased and a threshold for determining whether or not the signal coordinates have moved are set based on each read signal strength and its coordinates. To do. Further, a threshold value for determining whether or not the signal coordinates are shaken is also set.
  • a threshold value (determined in advance) for determining whether or not the intensity of the signal from outside the catheter sheath 401 has decreased or increased is set.
  • step S1003 for the line data generated in the signal processing unit 323, 1) signal intensity and coordinates from the lens surface, 2) signal intensity and coordinates from the sheath inner surface, 3) signal intensity and coordinates from the outer sheath surface, 4 ) The signal intensity from outside the catheter sheath is acquired and compared with the threshold value set in step S1002.
  • step S1004 it is determined whether or not the threshold value has been exceeded as a result of the comparison in step S1003. If it is determined in step S1004 that the threshold has been exceeded, the process proceeds to step S1005, where it is determined that an abnormality has occurred in the optical probe unit 101, and the cause of the abnormality that has occurred in the optical probe unit 101 is predicted.
  • step S1006 a warning is output about the cause of the abnormality predicted in step S1005.
  • step S1004 determines whether or not the threshold value is not exceeded. If it is determined in step S1004 that the threshold value is not exceeded, the process proceeds to step S1007, where it is determined that the optical probe unit 101 is normal. Further, in step S1008, it is determined whether or not the radial operation by the scanner / pullback unit 102 is continued, and whether or not the measurement light irradiation by the wavelength swept light source 308 is continued.
  • step S1008 If it is determined in step S1008 that the process is continued, the process returns to step S1003 and the safety monitoring process is continued.
  • step S1008 if it is determined in step S1008 that the process is not continued, the safety monitoring process is terminated.
  • the diagnostic imaging apparatus determines whether or not there is a change in the intensity of at least some of the signals included in the line data processed in the signal processing unit, and where the signal appears. Based on the presence / absence of change and the amount of change per unit time of the position where the signal appears, the presence / absence of an abnormality in the optical probe unit 101 is determined, and the user is notified when it is determined that an abnormality has occurred.
  • the configuration
  • the user can quickly recognize the abnormality that has occurred in the optical probe unit 101.
  • the cause of the abnormality that has occurred is predicted and notified to the user.
  • the user can quickly recognize the cause of the abnormality and can take appropriate measures (stopping the scanning operation, stopping the pullback operation, stopping the irradiation of the measuring light, etc.) according to the cause of the abnormality. It became.
  • the alarm is output when it is determined to be abnormal.
  • the scan operation may be automatically stopped according to the predicted cause of the abnormality.
  • the pull back operation may be stopped, or the measurement light irradiation may be stopped.
  • the present invention when a plurality of changes occur, it is determined as abnormal.
  • the present invention is not limited to this, and pays attention to any one or a part of changes. You may comprise so that it may judge that it is abnormal.

Abstract

　画像診断装置において、光プローブ部に生じた異常を検知する構成とすることで、断面画像をより安全に描出することができるようにする。本発明は、干渉光を用いて体腔内の軸方向における断面画像を生成する光干渉断層画像診断装置であって、ラインデータを取得する取得手段と、前記取得されたラインデータのうち少なくとも一部の信号の強度変化の有無、または、該一部の信号が出現する深さ方向の位置の変化の有無、または、該一部の信号が出現する深さ方向の位置についての単位時間当たりの変化量に基づいて、光プローブ部が正常に動作しているか否かを判定する判定手段とを備える。

Description

画像診断装置及びその制御方法
　本発明は、画像診断装置及びその制御方法に関するものである。
　従来より、動脈硬化の診断や、バルーンカテーテルまたは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、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）が使用されている。
　光干渉断層画像診断装置は、先端に光学レンズおよび光学ミラーを取り付けた送受信部と光ファイバとを内蔵した光プローブ部を血管内に挿入した状態で、送受信部を回転させながら血管内に測定光を出射し、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い、これにより得られた反射光と予め測定光から分割された参照光とを干渉させることで、干渉光に基づく血管の断面画像を描出するものである（例えば、特開２００１－７９００７号公報参照）。
　さらに、最近では、光干渉断層画像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画像診断装置（ＯＦＤＩ）も開発されている。
　波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）は、基本的な構成は、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）と同様であるが、光干渉断層画像診断装置よりも波長の長い光源を用い、かつ波長の異なる光を連続して出射する点に特徴がある。そして、生体組織の深さ方向の各点の反射光強度を、干渉光の周波数解析により求める構成とすることで、参照光の光路長を可変させるための機構を不要としている。
　なお、以下、本明細書において光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）と波長掃引を利用した光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）とを総称して、「画像診断装置」と呼ぶこととする。
　一般に、このような画像診断装置を用いて断面画像を描出すべく、送受信部のラジアル動作を行うにあたっては、患者に対して低侵襲であることが望ましい。
　これに対して、送受信部のラジアル動作の際に、患者の血管に傷害を与えてしまうような光プローブ部における種々のトラブルの発生が想定される。たとえば、カテーテルが極度に屈曲していた場合や、ステントなどにスタックした場合には、送受信部を回転させるための回転トルクが送受信部まで伝達されず、スキャナ／プルバック部側において、光ファイバがとぐろを巻くことになる。この場合、カテーテルに対して引っ張り力が加わり、血管内においてカテーテルが破損または屈曲することとなるため、血管に対して傷害を与えてしまう可能性がある。
　また、送受信部とカテーテルが屈曲部やステントなどにスタックしている状態でプルバックを行った場合も、同様に、カテーテルに対して引っ張り力が加わり、血管内においてカテーテルが破損または屈曲することとなるため、血管に対して傷害を与えてしまう可能性がある。
　このため、送受信部のラジアル動作に際しては、このような光プローブ部におけるトラブルの発生を監視し、トラブルが発生した場合には、早急に措置を施すようにすることが望ましい。
　しかしながら、従来の画像診断装置の場合、送受信部のラジアル動作に関わるこのような光プローブ部のトラブルの発生を監視する十分な機能を備えていなかった。このため、トラブルの発生の検知が遅れたり、トラブルの原因を判断するのに時間がかかるといった事態が生じていた。
　本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、画像診断装置において、光プローブ部に生じた異常を検知する構成とすることで、断面画像をより安全に描出できるようにすることを目的とする。
　上記の目的を達成するために本発明に係る画像診断装置は以下のような構成を備える。即ち、
　光の送受信を連続的に行う送受信部を備える光プローブ部を接続し、該送受信部の回転動作及び体腔内の軸方向の動作をさせながら、該送受信部より、体腔内での反射光を取得し、該取得した反射光を用いて生成した干渉光に基づいて、該体腔内の軸方向における断面画像を生成する画像診断装置であって、
　前記送受信部が光の送受信を行うごとに生成される、該光の送受信位置から体腔内の所定の深さ位置までの干渉光の強度分布を示す信号を取得する取得手段と、
　前記取得手段により取得された信号のうち少なくとも一部の信号における強度変化の有無、または、該一部の信号が出現する深さ方向の位置の変化の有無、または、該一部の信号が出現する位置についての単位時間当たりの変化量に基づいて、前記光プローブ部が正常か否かを判定する判定手段とを備える。
　本発明によれば、画像診断装置において、光プローブ部に生じた異常を検知する構成とすることで、断面画像をより安全に描出することができるようになる。
　添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
図１は、画像診断装置の外観構成を示す図である。 図２は、光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。 図３は、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。 図４は、光プローブ部の外観構成を示す図である。 図５は、光プローブ部の先端部の断面構成を示す図である。 図６は、イメージングコアの断面構成を示す図である。 図７は、信号処理部において生成される断面画像および送受信部のラジアル動作を模式的に示した図である。 図８は、断面画像の生成に用いられるラインデータの一例を示す図である。 図９は、正常時のラインデータと異常時のラインデータおよびそれぞれに対応する断面画像の一例を示した図である。 図１０は、信号処理部において実行される安全監視処理の流れを示すフローチャートである。
　以下、必要に応じて添付図面を参照しながら本発明の各実施形態を詳細に説明する。
　［第１の実施形態］
　＜１．画像診断装置の外観構成＞
　図１は本発明の第１の実施形態にかかる画像診断装置（光干渉断層画像診断装置または波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置）１００の外観構成を示す図である。
　図１に示すように、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、スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線１０４により接続されている。
　光プローブ部１０１は、直接血管内に挿入され、イメージングコア５０４を用いて血管内部の状態を測定する。スキャナ／プルバック部１０２は、光プローブ部１０１と着脱可能で、モータを内蔵し、光プローブ部１０１内の送受信部５０３のラジアル動作を規定する。
　操作制御装置１０３は、血管内光干渉断層診断を行うにあたり、各種設定値を入力するための機能や、測定により得られたデータを処理し、断面画像として表示するための機能を備える。
　操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部であり、測定により得られたデータを処理したり、処理結果を出力したりする。１１１－１はプリンタ／ＤＶＤレコーダであり、本体制御部１１１における処理結果を印刷したり、データとして記憶したりする。
　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。
　＜２．光干渉断層画像診断装置の機能構成＞
　次に、本実施形態にかかる画像診断装置１００のうち、光干渉断層画像診断装置の主たる機能構成について図２を用いて説明する。
　２０９は超高輝度発光ダイオード等の低干渉性光源である。低干渉性光源２０９は、その波長が１３１０ｎｍ程度で、その可干渉距離（コヒーレント長）が数μｍ～１０数μｍ程度であるような短い距離範囲でのみ干渉性を示す低干渉性光を出力する。
　このため、この光を２つに分割した後、再び混合すると、分割した点から混合した点までの２つの光路長の差が数μｍ～１０数μｍ程度の短い距離範囲内の場合には干渉光として検出され、それよりも光路長の差が大きい場合には干渉光として検出されない。
　低干渉性光源２０９の光は、第１のシングルモードファイバ２２８の一端に入射され、先端面側に伝送される。第１のシングルモードファイバ２２８は、途中の光カップラ部２０８で第２のシングルモードファイバ２２９及び第３のシングルモードファイバ２３２と光学的に結合されている。
　光カップラ部とは、１つの光信号を２つ以上の出力に分割したり、入力された２つ以上の光信号を１つの出力に結合したりすることができる光学部品であり、低干渉性光源２０９の光は、当該光カップラ部２０８により最大で３つの光路に分割して伝送されうる。
　第１のシングルモードファイバ２２８の光カップラ部２０８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内には、非回転部と回転部との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント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２３０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２３１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２３１に、低干渉性光源２０９からの光が伝送される。
　第５のシングルモードファイバ２３１に伝送された光は、イメージングコア２０１の先端側から血管内の生体組織に対してラジアル走査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２２８側に戻り、光カップラ部２０８によりその一部が第２のシングルモードファイバ２２９側に移る。そして、第２のシングルモードファイバ２２９の一端から出射され、光検出器（例えばフォトダイオード２１０）にて受光される。
　なお、光ロータリジョイント２０３の回転部側は回転駆動装置２０４のラジアル走査モータ２０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ２０５の回転角度は、エンコーダ部２０６により検出される。更に、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２１４からの指示に基づいて、イメージングコア２０１の軸方向（体腔内の末梢方向およびその反対方向）の移動（軸方向動作）を規定している。軸方向動作は、信号処理部２１４からの制御信号に基づいて、直線駆動装置２０７が光ロータリジョイント２０３を含むスキャナを移動させることにより実現される。
　この際、光プローブ部１０１のカテーテルシースは血管内に固定されたままで、カテーテルシース内に格納されているイメージングコア２０１のみが軸方向に移動することで、血管壁を傷つけることなく軸方向動作が行われる。
　一方、第２のシングルモードファイバ２２９の光カップラ部２０８より先端側（参照光路）には、参照光の光路長を変える光路長の可変機構２１６が設けてある。
　この光路長の可変機構２１６は生体組織の深さ方向（測定光の出射の方向）の検査範囲に相当する光路長を高速に変化させる第１の光路長変化手段と、光プローブ部１０１を交換して使用した場合の個々の光プローブ部１０１の長さのばらつきを吸収できるように、その長さのばらつきに相当する光路長を変化させる第２の光路長変化手段とを備えている。
　第２のシングルモードファイバ２２９の先端に対向して、この先端とともに１軸ステージ２２０上に取り付けられ、矢印２２３に示す方向に移動自在のコリメートレンズ２２１を介して、グレーティング２１９が配置されている。また、このグレーティング２１９（回折格子）と対応するレンズ２１８を介して微小角度回動可能なガルバノメータ２１７が第１の光路長変化手段として取り付けられている。このガルバノメータ２１７はガルバノメータコントローラ２２４により、矢印２２２方向に高速に回転される。
　ガルバノメータ２１７はガルバノメータのミラーにより光を反射させるものであり、参照ミラーとして機能するガルバノメータに交流の駆動信号を印加することによりその可動部分に取り付けたミラーを高速に回転させるように構成されている。
　つまり、ガルバノメータコントローラ２２４より、ガルバノメータ２１７に対して駆動信号が印加され、該駆動信号により矢印２２２方向に高速に回転することで、参照光の光路長が、生体組織の深さ方向の検査範囲に相当する光路長だけ高速に変化することとなる。この光路差の変化の一周期が一ライン分の干渉光を取得する周期となる。
　一方、１軸ステージ２２０は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ部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第２の光路長変化手段として機能する。さらに、１軸ステージ２２０はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、光プローブ部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２２０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となる。
　光路長の可変機構２１６で光路長が変えられた光は第２のシングルモードファイバ２２９の途中に設けた光カップラ部２０８で第１のシングルモードファイバ２２８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２１０にて受光される。
　このようにしてフォトダイオード２１０にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２１１により増幅される。
　その後、復調器２１２に入力され、復調器２１２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２１３に入力される。
　Ａ／Ｄ変換器２１３では、干渉光信号を例えば２００ポイント分サンプリングして１ラインのデジタルデータ（「干渉光データ」）を生成する。この場合、サンプリング周波数は、光路長の１走査の時間を２００で除した値となる。
　Ａ／Ｄ変換器２１３で生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部２１４に入力される。信号処理部２１４では生体組織の深さ方向の干渉光データをビデオ信号に変換することにより、血管内の各位置での断面画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ２１５（図１の参照番号１１３に対応する）に出力する。
　信号処理部２１４は、更に光路長調整手段制御装置２２６と接続されている。信号処理部２１４は光路長調整手段制御装置２２６を介して１軸ステージ２２０の位置の制御を行う。また、信号処理部２１４はモータ制御回路２２５と接続され、ラジアル走査モータ２０５の回転駆動を制御する。
　また、信号処理部２１４は、参照ミラー（ガルバノメータミラー）の光路長の走査を制御するガルバノメータコントローラ２２４と接続され、ガルバノメータコントローラ２２４は信号処理部２１４へ駆動信号を出力する。モータ制御回路２２５では、この駆動信号に基づいてガルバノメータコントローラ２２４と同期をとる。
　更に、信号処理部２１４は安全監視部２３３を備えており、ラインデータに基づいて光プローブ部１０１における異常の発生を検知し、必要に応じてＬＣＤモニタ２１５に警告を出力する。
　＜３．波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置の機能構成＞
　次に、本実施形態にかかる画像診断装置１００のうち、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置の主たる機能構成について図３を用いて説明する。
　図３は、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。以下、図２を用いて説明した光干渉断層画像診断装置との相違点を中心に説明する。
　３０８は波長掃引光源であり、Ｓｗｅｐｔ　Ｌａｓｅｒが用いられる。Ｓｗｅｐｔ　Ｌａｓｅｒを用いた波長掃引光源３０８は、ＳＯＡ３１５（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ　ｏｐｔｉｃａｌ　ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）とリング状に結合された光ファイバ３１６とポリゴンスキャニングフィルタ（３０８ｂ）よりなる、Ｅｘｔｅｎｄｅｄ－ｃａｖｉｔｙ　Ｌａｓｅｒの一種である。
　ＳＯＡ３１５から出力された光は、光ファイバ３１６を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂに入り、ここで波長選択された光は、ＳＯＡ３１５で増幅され、最終的にｃｏｕｐｌｅｒ３１４から出力される。
　ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂでは、光を分光する回折格子３１２とポリゴンミラー３０９との組み合わせで波長を選択する。具体的には、回折格子３１２により分光された光を２枚のレンズ（３１０、３１１）によりポリゴンミラー３０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー３０９と直交する波長の光のみが同一の光路を戻り、ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂから出力されることとなるため、ポリゴンミラー３０９を回転させることで、波長の時間掃引を行うことができる。
　ポリゴンミラー３０９は、例えば、３２面体のミラーが使用され、回転数が５００００ｒｐｍ程度である。ポリゴンミラー３０９と回折格子３１２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。
　Ｃｏｕｐｌｅｒ３１４から出力された波長掃引光源３０８の光は、第１のシングルモードファイバ３３０の一端に入射され、先端側に伝送される。第１のシングルモードファイバ３３０は、途中の光カップラ部３３４で第２のシングルモードファイバ３３７及び第３のシングルモードファイバ３３１と光学的に結合されている。従って、第１のシングルモードファイバ３３０に入射された光は、この光カップラ部３３４により最大で３つの光路に分割されて伝送される。
　第１のシングルモードファイバ３３０の光カップラ部３３４より先端側には、非回転部と回転部との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント３０３が設けられている。
　更に、光ロータリジョイント３０３内の第４のシングルモードファイバ３３５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３３６とアダプタ３０２を介して着脱自在に接続されている。これによりイメージングコア３０１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３３６に、波長掃引光源３０８からの光が伝送される。
　伝送された光は、イメージングコア３０１の先端側から体腔内の生体組織に対してラジアル走査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がイメージングコア３０１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３３０側に戻る。さらに、光カップラ部３３４によりその一部が第２のシングルモードファイバ３３７側に移り、第２のシングルモードファイバ３３７の一端から出射され、光検出器（例えばフォトダイオード３１９）にて受光される。
　なお、光ロータリジョイント３０３の回転部側は回転駆動装置３０４のラジアル走査モータ３０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ３０５の回転角度は、エンコーダ部３０６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３０７を備え、信号処理部３２３からの指示に基づいて、イメージングコア３０１の軸方向動作を規定している。
　一方、第２のシングルモードファイバ３３７の光カップラ部３３４より先端側には、参照光の光路長を微調整する光路長の可変機構３２５が設けられている。
　この光路長の可変機構３２５は光プローブ部１０１を交換して使用した場合の個々の光プローブ部１０１の長さのばらつきを吸収できるように、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化手段を備えている。
　第３のシングルモードファイバ３３１およびコリメートレンズ３２６は、その光軸方向に矢印３３３で示すように移動自在な１軸ステージ３３２上に設けられており、光路長変化手段を形成している。
　具体的には、１軸ステージ３３２は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ部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化手段として機能する。さらに、１軸ステージ３３２はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、光プローブ部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となる。
　光路長の可変機構３２５で光路長が微調整された光は第３のシングルモードファイバ３３１の途中に設けた光カップラ部３３４で第１のシングルモードファイバ３３０側から得られた光と混合されて、フォトダイオード３１９にて受光される。
　このようにしてフォトダイオード３１９にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ３２０により増幅された後、復調器３２１に入力される。この復調器３２１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３２２に入力される。
　Ａ／Ｄ変換器３２２では、干渉光信号を例えば１８０ＭＨｚで２０４８ポイント分サンプリングして、１ラインのデジタルデータ（干渉光データ）を生成する。なお、サンプリング周波数を１８０ＭＨｚとしたのは、波長掃引の繰り返し周波数を４０ｋＨｚ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３２２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３２３に入力される。信号処理部３２３では干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）により周波数分解して深さ方向のデータを生成し、これを座標変換することにより、血管内の各位置での断面画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ３１７（図１の参照番号１１３に対応する）に出力する。
　信号処理部３２３は、更に光路長調整手段制御装置３１８と接続されている。信号処理部３２３は光路長調整手段制御装置３１８を介して１軸ステージ３３２の位置の制御を行う。また、信号処理部３２３はモータ制御回路３２４と接続され、モータ制御回路３２４のビデオ同期信号を受信する。信号処理部３２３では、受信したビデオ同期信号に同期して断面画像の形成を行う。
　また、このモータ制御回路３２４のビデオ同期信号は、回転駆動装置３０４にも送られ、回転駆動装置３０４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３２３は安全監視部３３８を備えており、ラインデータに基づいて光プローブ部１０１における異常の発生を検知し、必要に応じてＬＣＤモニタ３１７に警告を出力する。
　＜４．光プローブ部の構成＞
　＜４．１　光プローブ部の全体構成＞
　次に光プローブ部１０１の全体構成について図４を用いて説明する。
　図４に示すように、光プローブ部１０１は、血管内に挿入される長尺のカテーテルシース４０１と、ユーザが操作するために血管内に挿入されずユーザの手元側に配置されるコネクタ４０２により構成される。カテーテルシース４０１の先端には、ガイドワイヤルーメン用チューブ４０３が形成されており、カテーテルシース４０１は、ガイドワイヤルーメン用チューブ４０３との接続部からコネクタ４０２との接続部にかけて連続する管腔として形成されている。
　コネクタ４０２は、カテーテルシース４０１の基端に一体化して構成されたシースコネクタ４０２ａと駆動シャフトの基端に一体化して構成された駆動シャフトコネクタ４０２ｂとからなる。
　シースコネクタ４０２ａとカテーテルシース４０１の境界部には、耐キンクプロテクタ４１１が設けられている、これにより所定の剛性が保たれ、急激な変化による折れ曲がり（キンク）をある程度防止することができる。駆動シャフトコネクタ４０２ｂの基端は、スキャナ／プルバック部１０２と接続可能に構成されている。
　＜４．２　光プローブ部の先端部の構成＞
　次に光プローブ部１０１の先端部の構成について図５を用いて説明する。
　図５に示すように、カテーテルシース４０１の管腔内部には、測定光を送受信する送受信部５０３が配されたハウジング５０１と、それを回転させるための駆動力を伝達する駆動シャフト５０２とを備えるイメージングコア５０４（図２の参照番号２０１、図３の参照番号３０１に対応する）がほぼ全長にわたって挿通されており、光プローブ部１０１を形成している。
　送受信部５０３は駆動シャフト５０２を挿通する光ファイバによって送られた測定光の光軸を側方に反射させるミラーを内蔵する。
　送受信部５０３は、体腔内組織に向けて測定光が送信するとともに、体腔内組織からの反射光を受信する。
　駆動シャフト５０２はコイル状に形成され、その内部には信号線（シングルモードファイバ）が配されている。
　ハウジング５０１は、短い円筒状の金属パイプの一部に切り欠き部を有した形状をしており、金属塊からの削りだしやＭＩＭ（金属粉末射出成形）等により成形される。ハウジング５０１は、内部に送受信部５０３を有し、基端側は駆動シャフト５０２と接続されている。また、先端側には短いコイル状の弾性部材５０５が設けられている。
　弾性部材５０５はステンレス鋼線材をコイル状に形成したものであり、弾性部材５０５が先端側に配されることで、イメージングコア５０４の回転時の安定性が向上する。
　５０６は補強コイルであり、カテーテルシース４０１の先端部分の急激な折れ曲がりを防止する目的で設けられている。
　ガイドワイヤルーメン用チューブ４０３は、ガイドワイヤが挿入可能なガイドワイヤ用ルーメンを有する。ガイドワイヤルーメン用チューブ４０３は、予め体腔内に挿入されたガイドワイヤを受け入れ、ガイドワイヤによってカテーテルシース４０１が患部まで導かれるのに使用される。
　駆動シャフト５０２は、カテーテルシース４０１に対して回転動作及び軸方向動作することが可能であり、柔軟で、かつ回転をよく伝達できる特性をもつ、例えば、ステンレス等の金属線からなる多重多層密着コイル等により構成されている。
　＜４．３　イメージングコアの断面構成＞
　図６は、図５のイメージングコア５０４の断面構成ならびに測定光の光ビームが伝送された場合の光線軌跡を模式的に示した説明図である。第５のシングルモードファイバ（光ファイバ）２３１、３３６は、屈折率の高い中心部分であるコアと、コアの周りにあって、コアよりも１％前後だけ屈折率が低いクラッドからなり、光ビーム６００はコアとクラッド部との境界面を全反射しながら伝わっていく。
　光ファイバ２３１、３３６の先端部に到達した光ビームは、隣接して接続されたスペーサ６０６内で発散される。
　スペーサ６０６内で発散された光ビーム６００は、スペーサ６０６に隣接して接続されたレンズ６０７内で屈折され、集束された光ビームとなる。
　レンズ６０７から出射された、集束された光ビーム６００ａは、ミラーまたはプリズム６０８でほぼ直角方向に曲げられる。そして、ミラーまたはプリズム６０８と媒質（空気）６０１との境界面で屈折し、光ビーム６００ｂとなり、ハウジング５０１の開口部６０２を通過する。
　更に、開口部６０２を通過した光ビーム６００ｂは、媒質（空気）６０１とカテーテルシース４０１との境界面（シース内面）で屈折し、光ビーム６００ｃとなる。更に、光ビーム６００ｃは、カテーテルシース４０１と媒質（水）６０４との境界面（シース外面）で屈折し、光ビーム６００ｄとなり、媒質（水）６０４を通過後、血管などの生体組織６０３に照射される。
　なお、スペーサ６０６内で発散された光ビーム６００は、血管などの生体組織６０３に照射されるまでの間に、その一部が、レンズ６０７表面、シース内面、シース外面において反射する。
　＜５．送受信部の動作＞
　図７は光干渉断層画像診断時の送受信部５０３の動作を説明するための模式図である。図７の７Ａ、７Ｂはそれぞれ光プローブ部１０１が挿入された状態の血管の断面図および斜視図である。
　図７の７Ａにおいて、７０１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はその先端内部に送受信部５０３が取り付けられており、ラジアル走査モータ２０５、３０５により矢印７０２方向に回転する。
　送受信部５０３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、・・・１０２４は各回転角度における測定光の送信方向を示している。本実施形態では、送受信部５０３が所定の血管断面（７０１）にて３６０度回動する間に、１０２４回の測定光の送信／受信が断続的に行われる。なお、３６０度回動する間における測定光の送信／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。
　このような測定光の送信／受信は、血管内を矢印７０３方向（図７の７Ｂ）に進みながら行われる。なお、矢印７０３方向への送受信部５０３の進行に合わせて、各血管断面における測定光の送信／受信を繰り返すスキャン（走査）を、一般に「ラジアルスキャン（ラジアル走査）」と呼んでいる。
　＜６．断面画像の生成に用いられるラインデータ＞
　次に、信号処理部２１４、３２３において処理されるラインデータの詳細について説明する。なお、以下では、画像診断装置のうち、特に波長掃引を利用した光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）の信号処理部３２３において処理されるラインデータについて説明することとする。ただし、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）においても同様であることはいうまでもない。
　図８は、信号処理部３２３において処理されるラインデータの詳細を説明するための図である。図８において、横軸は位置情報であり縦軸は強度を示している（つまり、図８は、送受信位置から体腔内の所定の深さ方向の位置までの干渉光の強度分布を示している）。
　図６に示す送受信部５０３による測定光の送受信により取得された干渉光に基づいて生成されたラインデータは、図８に示すように、カテーテルシース４０１内からの信号とカテーテルシース４０１外からの信号であって診断に用いられる情報が含まれる信号とに大別することができる。
　カテーテルシース４０１内からの信号には、更に、１）レンズ表面からの信号と、２）シース内面からの信号と、３）シース外面からの信号とが含まれている。
　画像診断装置１００の場合、光プローブ部１０１において異常が生じると、ラインデータに変化が発生する。このため、本実施形態にかかる画像診断装置１００の安全監視部３３８では、ラインデータに発生した変化に基づいて、光プローブ部１０１に生じた異常を検知することとしている。
　＜７．ラインデータの変化と予測される事態＞
　次に、光プローブ部１０１に生じた異常とラインデータの変化との関係について説明する。
　送受信部５０３が高度に屈曲した場合、正常な状態と比べて、ラインデータにおいて以下のような変化が生じる。
１）レンズ表面からの信号の強度が低下する、または該信号が出現する位置（座標）が移動する
２）シース内面からの信号の強度が低下する、または該信号が出現する位置（座標）が移動する
３）シース外面からの信号の強度が低下する、または該信号の出現する位置（座標）が移動する
　信号処理部３２３では、上記１）～３）の全ての変化が発生した場合に、光プローブ部１０１に異常が発生したと判断する。なお、変化が発生したか否かは、予め設定された閾値との対比に基づいて判断するものとし、このとき用いる閾値は、キャリブレーション時に取得された、レンズ表面からの信号強度及びその座標、シース内面からの信号強度及びその座標、シース外面からの信号強度及びその座標に基づいて算出されるものとする。
　また、カテーテルシース４０１のキンクまたは送受信部５０３の切断が発生した場合、正常な状態と比べて、ラインデータにおいて以下のような変化が生じる。
１）レンズ表面からの信号の強度が低下する
２）シース内面からの信号の強度が低下する
３）シース外面からの信号の強度が低下する
４）カテーテルシース４０１外からの信号の強度が低下または増加する
　信号処理部３２３では、上記１）～４）の全ての変化が発生した場合に、光プローブ部１０１に異常が発生したと判断する。なお、変化が発生したか否かは、予め設定された閾値との対比に基づいて判断するものとし、このとき用いる閾値は、キャリブレーション時に取得された、レンズ表面からの信号強度、シース内面からの信号強度、シース外面からの信号強度、カテーテルシース外からの信号強度に基づいて算出されるものとする。
　また、プルバック中に送受信部５０３のスタックが発生した場合、正常な状態と比べて、ラインデータにおいて以下のような変化が生じる。
１）レンズ表面からの信号が出現する位置（座標）が移動する
２）シース内面からの信号が出現する位置（座標）が移動する
３）シース外面からの信号が出現する位置（座標）が移動する
　信号処理部３２３では、プルバック中に上記１）～３）の全ての変化が発生した場合に、光プローブ部１０１に異常が発生したと判断する。なお、変化が発生したか否かは、予め設定された閾値との対比に基づいて判断するものとし、このとき用いる閾値は、キャリブレーション時に取得された、レンズ表面からの信号の座標、シース内面からの信号の座標、シース外面からの信号の座標に基づいて算出されるものとする。
　また、血液がカテーテルシース４０１内に侵入した場合、正常な状態と比べて、ラインデータにおいて以下のような変化が生じる。
１）シース内面からの信号の強度が低下する
２）シース外面からの信号の強度が低下する
３）シース外からの信号の強度が低下する
　信号処理部３２３では、上記１）～３）の全ての変化が発生した場合に、光プローブ部１０１に異常が発生したと判断する。なお、変化が発生したか否かは、予め定められた閾値との対比に基づいて判断するものとし、このとき用いる閾値は、キャリブレーション時に取得された、シース内面からの信号強度、シース外面からの信号強度、カテーテルシース外からの信号強度に基づいて算出されるものとする。
　さらに、送受信部５０３が振動した場合、正常な状態と比べて、ラインデータにおいて以下のような変化が生じる。
１）レンズ表面からの信号が出現する位置（座標）が振れる
２）シース内面からの信号が出現する位置（座標）が振れる
３）シース外面からの信号が出現する位置（座標）が振れる
　信号処理部３２３では、上記１）～３）の全ての変化が発生した場合に、光プローブ部１０１に異常が発生したと判断する。なお、変化が発生したか否かは、各信号の座標の微分値を算出し、該微分値と予め設定された閾値との対比に基づいて行うものとし、このとき用いる閾値は、レンズ表面からの信号の座標の微分値、シース内面からの信号の座標の微分値、シース外面からの信号の座標の微分値に基づいて算出されるものとする。
　＜８．正常時のラインデータと異常時のラインデータの一例＞
　正常時のラインデータと異常時のラインデータについて、実際に生成されたラインデータを用いて説明する。
　図９は、正常時のラインデータと異常時のラインデータの一例を示した図である。図９において、９Ａ－２は、正常時のラインデータの一例を示したものであり、９Ａ－１は、９Ａ－２のラインデータを用いて生成された断面画像の一例を示したものである。
　図９の９Ａ－２において、横軸は位置情報を、縦軸は強度をそれぞれ示している。また、９０１はレンズ表面からの信号を、９０２はシース内面からの信号を、９０３はシース外面からの信号をそれぞれ示している。
　一方、図９において９Ｂ－２は、送受信部５０３が高度に屈曲した場合のラインデータの一例を示したものであり、９Ｂ－１は、９Ｂ－２のラインデータを用いて生成された断面画像の一例を示したものである。
　図９の９Ｂ－２において、横軸は位置情報を、縦軸は強度をそれぞれ示している。また、９１１はレンズ表面からの信号を、９１２はシース内面からの信号を、９１３はシース外面からの信号をそれぞれ示している。
　図９の９Ａ－２と９Ｂ－２とを対比すると明らかなように、送受信部５０３が高度に屈曲した場合、レンズ表面からの信号が出現する位置（座標）は移動し（９２１）、かつシース内面からの信号の強度が低下し（９２２）、かつシース外面からの信号が出現する位置（座標）が移動する（９２３）。
　＜９．安全監視部３３８における安全監視処理の詳細＞
　次に信号処理部３２３の安全監視部３３８における安全監視処理の流れについて説明する。図１０は、信号処理部３２３の安全監視部３３８における安全監視処理の流れを示すフローチャートである。
　スキャナ／プルバック部１０２によりラジアル動作が開始された場合、または波長掃引光源３０８より測定光の照射が開始された場合に、図１０に示す安全開始処理が実行される。
　ステップＳ１００１では、キャリブレーション時に予め取得され信号処理部３２３内に記憶された、１）レンズ表面からの信号強度及びその座標、２）シース内面からの信号強度及びその座標、３）シース外面からの信号強度及びその座標を読み込む。
　ステップＳ１００２では、読み込まれた各信号強度及びその座標に基づいて、信号強度が低下したか否かを判定するための閾値及び信号の座標が移動したか否かを判定するための閾値をそれぞれ設定する。また、信号の座標が振れているか否かを判定するための閾値も合わせて設定する。
　さらに、カテーテルシース４０１外からの信号の強度が低下または増加したか否かを判定するための閾値（予め決められているものとする）を設定する。
　ステップＳ１００３では、信号処理部３２３において生成されたラインデータについて、１）レンズ表面からの信号強度及び座標、２）シース内面からの信号強度及び座標、３）シース外面からの信号強度及び座標、４）カテーテルシース外からの信号強度をそれぞれ取得し、ステップＳ１００２において設定された閾値と対比する。
　ステップＳ１００４では、ステップＳ１００３における対比の結果、閾値を超えたか否かを判定する。ステップＳ１００４において閾値を超えたと判定された場合には、ステップＳ１００５に進み、光プローブ部１０１に異常が発生したと判断し、光プローブ部１０１において発生した異常の原因を予測する。
　ステップＳ１００６では、ステップＳ１００５において予測された異常の原因について警報出力する。
　一方、ステップＳ１００４において、閾値を超えていないと判定された場合には、ステップＳ１００７に進み、光プローブ部１０１が正常であると判断する。更に、ステップＳ１００８では、スキャナ／プルバック部１０２によるラジアル動作が継続しているか否か、及び波長掃引光源３０８よる測定光の照射が継続しているか否かを判定する。
　ステップＳ１００８において、継続していると判断された場合には、ステップＳ１００３に戻り、安全監視処理を継続する。
　一方、ステップＳ１００８において、継続していないと判断された場合には、安全監視処理を終了する。
　以上の説明から明らかなように、本実施形態に係る画像診断装置では、信号処理部において処理されるラインデータに含まれる少なくとも一部の信号の強度の変化の有無、該信号が出現する位置の変化の有無、ならびに該信号が出現する位置の単位時間あたりの変化量に基づいて、光プローブ部１０１における異常の発生の有無を判断し、異常が発生したと判断した場合に、ユーザに報知する構成とした。
　これにより、ユーザは、光プローブ部１０１において発生した異常を、すばやく認識することが可能となった。
　また、本実施形態に係る画像診断装置では、異常が発生したと判断した場合に、発生した異常の原因を予測し、ユーザに報知する構成とした。
　これにより、ユーザは、異常の原因をすばやく認識することが可能となり、異常の原因に応じた適切な措置（スキャン動作の停止、プルバック動作の停止、測定光の照射停止等）を行うことが可能となった。
　この結果、患者に傷害を与えることを未然に回避することが可能となり、断面画像の描出を、より安全に行うことが可能となった。
　［第２の実施形態］
　上記第１の実施形態では、異常と判断した場合に警報出力する構成としたが、本発明はこれに限定されず、予測した異常の原因に応じて、自動的に、スキャン動作を停止させたり、プルバック動作を停止させたり、測定光の照射を停止させたりするように構成してもよい。
　また、上記第１の実施形態では、複数の変化が発生した場合に、異常と判断する構成としたが、本発明はこれに限定されず、いずれか１つまたは一部の変化に着目して異常と判断するように構成してもよい。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。
　本願は、２００９年２月２４日提出の日本国特許出願特願２００９－０４１２４４を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てを、ここに援用する。

Claims (10)

  1. 　光の送受信を連続的に行う送受信部を備える光プローブ部を接続し、該送受信部の回転動作及び体腔内の軸方向の動作をさせながら、該送受信部より、体腔内での反射光を取得し、該取得した反射光を用いて生成した干渉光に基づいて、該体腔内の軸方向における断面画像を生成する画像診断装置であって、
    　前記送受信部が光の送受信を行うごとに生成される、該光の送受信位置から体腔内の所定の深さ位置までの干渉光の強度分布を示す信号を取得する取得手段と、
    　前記取得手段により取得された信号のうち少なくとも一部の信号における強度変化の有無、または、該一部の信号が出現する深さ方向の位置の変化の有無、または、該一部の信号が出現する位置についての単位時間当たりの変化量に基づいて、前記光プローブ部が正常か否かを判定する判定手段と
    　を備えることを特徴とする画像診断装置。
  2. 　前記判定手段は、前記取得手段により取得された信号のうち、前記光の送受信位置から前記送受信部を覆うカテーテルシースの位置までの間の信号を用いて判定を行うことを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
  3. 　前記判定手段は、前記一部の信号として、前記送受信部を構成するレンズの表面位置からの反射光に対応する信号を用いて判定を行うことを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。
  4. 　前記判定手段は、前記一部の信号として、前記カテーテルシースの内面位置からの反射光に対応する信号を用いて判定を行うことを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。
  5. 　前記判定手段は、前記一部の信号として、前記カテーテルシースの外面位置からの反射光に対応する信号を用いて判定を行うことを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。
  6. 　前記判定手段において判定された判定結果を報知する報知手段を更に備えることを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
  7. 　前記判定手段により、前記光プローブ部が正常でないと判定された場合、前記送受信部の回転動作を停止するよう制御する制御手段を更に備えることを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
  8. 　前記制御手段は、前記判定手段により、前記光プローブ部が正常でないと判定された場合、更に、前記送受信部の軸方向の動作を停止するよう制御することを特徴とする請求項７に記載の画像診断装置。
  9. 　前記制御手段は、前記判定手段により、前記光プローブ部が正常でないと判定された場合、更に、前記送受信部の光の送受信を停止するよう制御することを特徴とする請求項８に記載の画像診断装置。
  10. 　光の送受信を連続的に行う送受信部を備える光プローブ部を接続し、該送受信部の回転動作及び体腔内の軸方向の動作をさせながら、該送受信部より体腔内での反射光を取得し、該取得した反射光を用いて生成した干渉光に基づいて、該体腔内の軸方向における断面画像を生成する画像診断装置における制御方法であって、
    　前記送受信部が光の送受信を行うごとに生成される、該光の送受信位置から体腔内の所定の深さ位置までの干渉光の強度分布を示す信号を取得する取得工程と、
    　前記取得工程において取得された信号のうち少なくとも一部の信号における強度変化の有無、または、該一部の信号が出現する深さ方向の位置の変化の有無、または、該一部の信号が出現する深さ方向の位置についての単位時間当たりの変化量に基づいて、前記光プローブ部が正常か否かを判定する判定工程と
    　を備えることを特徴とする画像診断装置における制御方法。
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