WO2013145635A1

WO2013145635A1 - プローブ及び画像診断装置

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Publication number: WO2013145635A1
Application number: PCT/JP2013/001853
Authority: WO
Inventors: エマ伊藤; 森　功
Original assignee: テルモ株式会社
Priority date: 2012-03-26
Filing date: 2013-03-19
Publication date: 2013-10-03
Also published as: US9980648B2; EP2832303A1; EP2832303A4; JP6031089B2; US20150051485A1; EP2832303B1; JPWO2013145635A1

Abstract

　画像診断装置において、同一位置を観察できるようにする。本発明は、超音波送受信部３１０と、光送受信部３２０とが配置された送受信部２２１を有するプローブであって、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０とは、軸方向に沿って配置されており、超音波送受信部３１０の軸方向の位置と光送受信部３２０の軸方向の位置の間の距離Ｌ［ｍｍ］、及び、超音波送受信部３１０の超音波の送信方向と、光送受信部３２０の光の送信方向との間の角度差θ［ｄｅｇ］は、送受信部２２１の回転速度をω［ｒ／ｓ］、送受信部２２１の軸方向の移動速度をＶ［ｍｍ／ｓ］とした場合、Ｌ＝Ｖ／ω×θ／３６０の関係を満たすことを特徴とする。

Description

プローブ及び画像診断装置

　本発明は、プローブ及び画像診断装置に関するものである。

　従来より、動脈硬化の診断や、バルーンカテーテル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、画像診断装置が広く使用されている。

　画像診断装置には、血管内超音波診断装置（ＩＶＵＳ：Ｉｎｔｒａ　Ｖａｓｃｕｌａｒ　Ｕｌｔｒａ　Ｓｏｕｎｄ）や光干渉断層診断装置（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）等が含まれ、それぞれに異なる特性を有している。

　更に、最近では、ＩＶＵＳの機能と、ＯＣＴの機能とを組み合わせた画像診断装置も提案されている（例えば、特許文献１、２参照）。このような画像診断装置によれば、高深度領域まで測定できるＩＶＵＳの特性と、高分解能で測定できるＯＣＴの特性とを活かした断層画像を生成することができる。

特開平１１－５６７５２号公報特表２０１０－５０８９７３号公報

　しかしながら、画像診断装置では、通常、血管内においてプローブ部を回転動作及び軸方向動作させながら、送受信部にて超音波または光を送受信させることで断層画像の生成を行う。このため、ＩＶＵＳ用の送受信部とＯＣＴ用の送受信部とを、プローブ内において上記特許文献１または２に開示されているような配置とした場合、超音波及び光の血管内における走査位置にずれが生じることとなる。ＩＶＵＳ用の送受信部とＯＣＴ用の送受信部は、いずれも一定のサイズを有しており、両者は径方向または軸方向にずらして配置する必要があることから、送受信位置を完全に同一にさせることができないからである。

　一方で、血管内のプラーク等の性状は、ＩＶＵＳを用いて生成された断層画像とＯＣＴを用いて生成された断層画像とを用いて観察することが有効である。このため、走査位置にずれがあった場合に、有効な観察ができない可能性がある。

　このようなことから、上述のような画像診断装置においては、ＩＶＵＳ用の送受信部により走査される血管内の走査位置と、ＯＣＴ用の送受信部により走査される血管内の走査位置とを一致させ、完全に同一位置を観察できるようにすることが望ましい。

　本発明は上記課題に鑑みてなされたものであり、超音波を送受信可能な送受信部と、光を送受信可能な送受信部とを用いて、それぞれの断層画像を生成可能な画像診断装置において、同一位置を観察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、本発明に係るプローブは以下のような構成を備える。即ち、
　超音波の送受信を行う超音波送受信部と、光の送受信を行う光送受信部とが配置された送受信部を有し、該送受信部を回転させながら超音波及び光を送信し、生体管腔内を軸方向に移動させながら、該超音波送受信部が受信した生体組織からの反射波と、該光送受信部が受信した生体組織からの反射光とを用いて、該生体組織の軸方向の超音波断層画像及び光断層画像を生成する画像診断装置に対して、反射波及び反射光を伝送可能なプローブであって、
　前記超音波送受信部と前記光送受信部との方位角方向になす角度差θ［ｄｅｇ］が、前記超音波送受信部の前記軸方向の位置と前記光送受信部の前記軸方向の位置との間の距離Ｌ［ｍｍ］および前記送受信部の回転速度ω［ｒ／ｓ］に比例し、前記送受信部の軸方向の移動速度Ｖ［ｍｍ／ｓ］に反比例するように、前記超音波送受信部及び前記光送受信部が配置されていることを特徴とする。

　本発明によれば、超音波を送受信可能な送受信部と、光を送受信可能な送受信部とを用いて、それぞれの断層画像を生成可能な画像診断装置において、同一位置を観察することが可能となる。

　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。

　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、本発明の一実施形態にかかる画像診断装置１００の外観構成を示す図である。図２は、プローブ部の全体構成及び先端部の断面構成を示す図である。図３は、イメージングコアの断面構成、ならびに超音波送受信部及び光送受信部の配置を示す図である。図４Ａは、従来の画像診断装置の超音波送受信部及び光送受信部を回転動作及び軸方向動作させた場合の、走査位置を示す図である。図４Ｂは、画像診断装置１００の超音波送受信部及び光送受信部を回転動作及び軸方向動作させた場合の、走査位置を示す図である。図５は、画像診断装置１００の機能構成を示す図である。図６は、信号処理部の機能構成を示す図である。図７は、画像診断装置１００により生成される断層画像と、超音波送受信部及び光送受信部の走査位置との対応関係を説明するための図である。図８は、画像診断装置１００により生成される超音波信号及び光信号のラインデータとフレームとの対応関係を説明するための図である。図９は、イメージングコアの断面構成、ならびに超音波送受信部及び光送受信部の配置を示す図である。

　以下、本発明の各実施形態について添付図面を参照しながら詳細に説明する。なお、以下に述べる実施の形態は、本発明の好適な具体例であるから、技術的に好ましい種々の限定が付されているが、本発明の範囲は、以下の説明において特に本発明を限定する旨の記載がない限り、これらの態様に限られるものではない。

　［第１の実施形態］
　＜１．画像診断装置の外観構成＞
　図１は本発明の一実施形態にかかる画像診断装置（ＩＶＵＳの機能と、ＯＣＴの機能とを備える画像診断装置）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、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により各種信号が伝送可能に接続されている。

　プローブ部１０１は、直接血管等の体腔内に挿入され、パルス信号に基づく超音波を体腔内に送信するとともに、体腔内からの反射波を受信する超音波送受信部と、伝送された光（測定光）を連続的に体腔内に送信するとともに、体腔内からの反射光を連続的に受信する光送受信部と、を備えるイメージングコアが内挿されている。画像診断装置１００では、該イメージングコアを用いることで体腔内部の状態を測定する。

　スキャナ／プルバック部１０２は、プローブ部１０１が着脱可能に取り付けられ、内蔵されたモータを駆動させることでプローブ部１０１に内挿されたイメージングコアの体腔内の軸方向の動作及び回転方向の動作を規定している。また、超音波送受信部において受信された反射波及び光送受信部において受信された反射光を取得し、操作制御装置１０３に対して送信する。

　操作制御装置１０３は、測定を行うにあたり、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、体腔内の断層画像として表示するための機能を備える。

　操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部であり、測定により得られた反射波に基づいて超音波データを生成するとともに、該超音波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で、超音波断層画像を生成する。更に、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、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で、光断層画像を生成する。

　１１１－１はプリンタ／ＤＶＤレコーダであり、本体制御部１１１における処理結果を印刷したり、データとして記憶したりする。１１２は操作パネルであり、ユーザは該操作パネル１１２を介して、各種設定値及び指示の入力を行う。１１３は表示装置としてのＬＣＤモニタであり、本体制御部１１１において生成された断層画像を表示する。

　＜２．プローブ部の全体構成及び先端部の断面構成＞
　次に、プローブ部１０１の全体構成及び先端部の断面構成について図２を用いて説明する。図２に示すように、プローブ部１０１は、血管等の体腔内に挿入される長尺のカテーテルシース２０１と、ユーザが操作するために血管等の体腔内に挿入されることなく、ユーザの手元側に配置されるコネクタ部２０２とにより構成される。カテーテルシース２０１の先端には、ガイドワイヤルーメンを構成するガイドワイヤルーメン用チューブ２０３が設けられている。カテーテルシース２０１は、ガイドワイヤルーメン用チューブ２０３との接続部分からコネクタ部２０２との接続部分にかけて連続する管腔を形成している。

　カテーテルシース２０１の管腔内部には、超音波を送受信する超音波送受信部と光を送受信する光送受信部とが配置された送受信部２２１と、電気信号ケーブル及び光ファイバケーブルを内部に備え、それを回転させるための回転駆動力を伝達するコイル状の駆動シャフト２２２とを備えるイメージングコア２２０が、カテーテルシース２０１のほぼ全長にわたって挿通されている。

　コネクタ部２０２は、カテーテルシース２０１の基端に一体化して構成されたシースコネクタ２０２ａと、駆動シャフト２２２の基端に駆動シャフト２２２を回動可能に固定して構成された駆動シャフトコネクタ２０２ｂとを備える。

　シースコネクタ２０２ａとカテーテルシース２０１との境界部には、耐キンクプロテクタ２１１が設けられている。これにより所定の剛性が保たれ、急激な物性の変化による折れ曲がり（キンク）を防止することができる。

　駆動シャフトコネクタ２０２ｂの基端は、スキャナ／プルバック部１０２に着脱可能に取り付けられる。

　次に、プローブ部１０１の先端部の断面構成について説明する。カテーテルシース２０１の管腔内部には、超音波を送受信する超音波送受信部と光を送受信する光送受信部とが配置された送受信部２２１が配されたハウジング２２３と、それを回転させるための回転駆動力を伝送する駆動シャフト２２２とを備えるイメージングコア２２０がほぼ全長にわたって挿通されており、プローブ部１０１を形成している。

　送受信部２２１では、体腔内組織に向けて超音波及び光を送信するとともに、体腔内組織からの反射波及び反射光を受信する。

　駆動シャフト２２２はコイル状に形成され、その内部には電気信号ケーブル及び光ファイバケーブル（シングルモードの光ファイバケーブル）が配されている。

　ハウジング２２３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２２３は、内部に送受信部２２１として、超音波送受信部及び光送受信部を有し、基端側は駆動シャフト２２２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２３１が設けられている。

　弾性部材２３１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２３１が先端側に配されることで、イメージングコア２２０を前後移動させる際にカテーテルシース２０１内での引っかかりを防止する。

　２３２は補強コイルであり、カテーテルシース２０１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２０３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２０３は、予め血管等の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２０１を患部まで導くのに使用される。

　駆動シャフト２２２は、カテーテルシース２０１に対して送受信部２２１を回転動作及び軸方向動作させることが可能であり、柔軟で、かつ回転をよく伝送できる特性をもつ、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。

　＜３．イメージングコアの断面構成＞
　次に、イメージングコア２２０の断面構成、ならびに超音波送受信部及び光送受信部の配置について説明する。図３は、イメージングコアの断面構成、ならびに超音波送受信部及び光送受信部の配置を示す図である。

　図３の３０ａに示すように、ハウジング２２３内に配された送受信部２２１は、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０とを備えており、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、それぞれ、駆動シャフト２２２の回転中心軸上（３０ａの一点鎖線上）において軸方向に沿って配置されている。

　このうち、超音波送受信部３１０は、プローブ部１０１の先端側に、また、光送受信部３２０は、プローブ部１０１の基端側に配置されており、超音波送受信部３１０の超音波送受信位置と光送受信部３２０の光送受信位置との間の距離（距離間隔）がＬとなるように、ハウジング２２３内に取り付けられている。

　また、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、駆動シャフト２２２の軸方向に対する、超音波送受信部３１０の超音波送信方向（仰角方向）、及び、光送受信部３２０の光送信方向（仰角方向）が、それぞれ、略９０°となるようにハウジング２２３内に取り付けられている。また、各送信方向は、カテーテルシース２０１の管腔内表面での反射を受信しないように９０°よりややずらすことが望ましい。

　駆動シャフト２２２の内部には、超音波送受信部３１０と接続された電気信号ケーブル３１１と、光送受信部３２０に接続された光ファイバケーブル３２１とが配されており、電気信号ケーブル３１１は、光ファイバケーブル３２１に対して螺旋状に巻き回されている。

　図３の３０ｂは、超音波受信位置において、回転中心軸に略直交する面で切断した場合の断面図である。図３の３０ｂに示すように、紙面下方向を０とした場合、超音波送受信部３１０の超音波送信方向（回転角方向（方位角方向ともいう））は、θとなっている。

　図３の３０ｃは、光送受信位置において、回転中心軸に略直交する面で切断した場合の断面図である。図３の３０ｃに示すように、紙面下方向を０とした場合、光送受信部３２０の光送信方向（回転角方向）は、０となっている。つまり、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０は、超音波送受信部３１０の超音波送信方向（回転角方向）と、光送受信部３２０の光送信方向（回転角方向）とが、互いにθずれるように配置されている。

　＜４．超音波送受信部と光送受信部との位置関係＞
　超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との位置関係について更に詳説する。上述したように、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、回転中心軸上において軸方向に沿って、超音波送受信位置と光送受信位置との間の距離がＬとなるように配置されており、かつ、超音波送信方向（回転角方向）と光送信方向（回転角方向）との角度差がθとなるように配置されている。なお、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０を同一の軸上（回転中心軸上）に配置したのは、構築される超音波断層画像の画像中心と光断層画像の画像中心とが一致するようにするためである。

　ここで、本実施形態に係る画像診断装置１００のスキャナ／プルバック部１０２におけるプルバック速度（軸方向の移動速度）をＶ_ＰＢ［ｍｍ／ｓ］、回転速度をω［ｒ／ｓ］とすると、超音波送受信部３１０による走査位置と、光送受信部３２０による走査位置とを一致させるためには、距離Ｌと角度差θが、以下のような関係を有していることが必要である。

　Ｌ［ｍｍ］＝Ｖ_ＰＢ［ｍｍ／ｓ］／ω［ｒ／ｓ］×θ［ｄｅｇ］／３６０［ｄｅｇ］　・・・　（式１）
　ここで、一例として、スキャナ／プルバック部１０２のプルバック速度Ｖ_ＰＢを２０［ｍｍ／ｓ］、回転速度ωを３０［ｒ／ｓ］（１８００［ｒｐｍ］）とした場合の、距離Ｌと角度差θの適正値について以下に検討する。

　（１）同時性を考慮した場合
　上式１を満たすことで、超音波送受信部３１０による走査位置と、光送受信部３２０による走査位置とを一致させることが可能となるが、超音波送受信部３１０による走査タイミングと光送受信部３２０による走査タイミングとが大きく離れていることは望ましくない。走査タイミングのずれ（時間差）が大きい場合、その間に、測定対象が変化してしまうことがありえるからである。

　このため、本実施形態に係る画像診断装置１００では、同一の走査位置に対する、超音波送受信部３１０による走査タイミングと光送受信部３２０による走査タイミングのずれ（時間差）が、１フレーム未満となるようにし、両者の同時性を高める構成としている。つまり、本実施形態に係る画像診断装置１００では、θ＜３６０°となるように（つまり、Ｌ［ｍｍ］＜Ｖ_ＰＢ［ｍｍ／ｓ］／ω［ｒ／ｓ］となるように）構成されている。

　（２）拍動を考慮した場合
　血管内の断層画像を生成する場合、拍動の影響を考慮する必要があり、同一の走査位置に対する、超音波送受信部３１０による走査タイミングと光送受信部３２０による走査タイミングとの時間差における、拍動による血管内の変化は、極力抑える必要がある。一般に、走査タイミングのずれ（時間差）を１０ｍｓｅｃ以下に抑えれば、拍動による血管内の変化を無視することができる（１０ｍｓｅｃ以下であれば、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０とは、ほぼ同じタイミングで走査しているとみなすことができる）。

　このようなことから、本実施形態に係る画像診断装置１００では、同一の走査位置に対する、超音波送受信部３１０による走査タイミングと光送受信部３２０による走査タイミングのずれ（時間差）が、１０ｍｓｅｃ以下となるようにし、拍動に対する両者の同時性を高める構成としている。つまり、本実施形態に係る画像診断装置１００では、θ＜１０８°（＝１０［ｍｓｅｃ］／３３．３［ｍｓｅｃ／ｒ］×３６０［ｄｅｇ］）となるように構成されている。

　（３）送受信部サイズを考慮した場合
　プローブ部１０１は、直接血管等の体腔内に挿入されるものであり、低侵襲の観点及び細径の血管への挿入等を考慮すると、送受信部２２１の軸方向の長さは、６００［μｍ］未満、望ましくは５００［μｍ］程度に抑える必要がある。そして、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０の製造可能な最小サイズを考慮すると、距離Ｌは１５０［μｍ］以下に抑えることが望ましい。

　このようなことから、本実施形態に係る画像診断装置１００では、θ≦９０°（＝１５０［μｍ］／２０［ｍｍ／ｓ］／３０［ｒ／ｓ］×３６０［ｄｅｇ］）となるように構成されている。

　＜５．走査位置についての説明＞
　超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との上記位置関係により、本実施形態に係る画像診断装置１００では、同一の走査位置を走査することが可能となる。以下、図４Ａ及び図４Ｂを用いて、超音波送受信部３１０の走査位置と光送受信部３２０の走査位置との関係について説明する。

　このうち、図４Ａは、比較のために、従来の画像診断装置の超音波送受信部と光送受信部を回転動作及び軸方向動作させた場合の走査位置関係（超音波送受信部と光送受信部とが同一の走査位置を走査するように、Ｌ及びθが規定されていない場合の走査位置関係）を示している。

　図４Ａの４０ａ～４０ｃにおいて、横軸は、血管等の体腔の軸方向の位置座標を、縦軸は、血管等の体腔の径方向の位置座標をそれぞれ示している。

　このうち、４０ａは超音波送受信部の走査軌跡を、４０ｂは光送受信部の走査軌跡をそれぞれ示している。

　図４Ａの例では、超音波送受信部の超音波送信方向（回転角方向）と、光送受信部の光送信方向（回転角方向）との角度差θが０°、回転中心軸上において軸方向に沿った、超音波送受信位置と光送受信位置との間の距離ＬがＬ１となるように配置されている。

　この場合、送受信部を回転動作及び軸方向動作させると、図４Ａの４０ｃに示すように、超音波送受信部の走査軌跡と、光送受信部の走査軌跡とがずれることとなる（つまり、超音波送受信部の走査位置と、光送受信部の走査位置とが同一とならない）。

　一方、図４Ｂは、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０とを上式（１）の関係を有するように構成した場合の、走査位置関係を示している。

　図４Ｂの例では、超音波送受信部の超音波送信方向（回転角方向）と、光送受信部の光送信方向（回転角方向）との角度差θがθ２、回転中心軸上において軸方向に沿った、超音波送受信位置と光送受信位置との間の距離ＬがＬ２となるように配置されている。

　この場合、送受信部２２１を回転動作及び軸方向動作させると、図４Ｂの４１ｃに示すように、超音波送受信部３１０の走査軌跡と、光送受信部３２０の走査軌跡とが一致することとなる（つまり、超音波送受信部３１０の走査位置と、光送受信部３２０の走査位置とが同一となる）。

　＜６．画像診断装置の機能構成＞
　次に、画像診断装置１００の機能構成について説明する。図５は、ＩＶＵＳの機能とＯＣＴ（ここでは、例として波長掃引型ＯＣＴ）の機能とを組み合わせた画像診断装置１００の機能構成を示す図である。なお、ＩＶＵＳの機能と他のＯＣＴの機能とを組み合わせた画像診断装置についても、同様の機能構成を有するため、ここでは説明を省略する。

　（１）ＩＶＵＳの機能
　イメージングコア２２０は、先端内部に超音波送受信部３１０を備えており、超音波送受信部３１０は、超音波信号送受信器５５２より送信されたパルス波に基づいて、超音波を生体組織に送信するとともに、その反射波（エコー）を受信し、アダプタ５０２及びスリップリング５５１を介して超音波エコーとして超音波信号送受信器５５２に送信する。

　なお、スリップリング５５１の回転駆動部側は回転駆動装置５０４のラジアル走査モータ５０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ５０５の回転角度は、エンコーダ部５０６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５０７を備え、信号処理部５２８からの信号に基づいて、イメージングコア２２０の軸方向動作を規定する。

　超音波信号送受信器５５２は、送信波回路と受信波回路とを備える（不図示）。送信波回路は、信号処理部５２８から送信された制御信号に基づいて、イメージングコア２２０内の超音波送受信部３１０に対してパルス波を送信する。

　また、受信波回路は、イメージングコア２２０内の超音波送受信部３１０より超音波信号を受信する。受信された超音波信号はアンプ５５３により増幅された後、検波器５５４に入力され検波される。

　更に、Ａ／Ｄ変換器５５５では、検波器５５４より出力された超音波信号を３０．６ＭＨｚで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（超音波データ）を生成する。なお、ここでは、３０．６ＭＨｚとしているが、これは音速を１５３０ｍ／ｓｅｃとしたときに、深度５ｍｍに対して２００ポイントサンプリングすることを前提として算出されたものである。したがって、サンプリング周波数は特にこれに限定されるものではない。

　Ａ／Ｄ変換器５５５にて生成されたライン単位の超音波データは信号処理部５２８に入力される。信号処理部５２８では、超音波データをグレースケールに変換することにより、血管等の体腔内の各位置での超音波断層画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。

　なお、信号処理部５２８はモータ制御回路５２９と接続され、モータ制御回路５２９のビデオ同期信号を受信する。信号処理部５２８では、受信したビデオ同期信号に同期して超音波断層画像の構築を行う。

　また、このモータ制御回路５２９のビデオ同期信号は、回転駆動装置５０４にも送られ、回転駆動装置５０４はビデオ同期信号に同期した駆動信号を出力する。

　（２）波長掃引型ＯＣＴの機能
　５０８は波長掃引光源(Ｓｗｅｐｔ　Ｌａｓｅｒ)であり、ＳＯＡ５１５（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ　ｏｐｔｉｃａｌ　ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）とリング状に結合された光ファイバ５１６とポリゴンスキャニングフィルタ（５０８ｂ）よりなる、Ｅｘｔｅｎｄｅｄ－ｃａｖｉｔｙ　Ｌａｓｅｒの一種である。

　ＳＯＡ５１５から出力された光は、光ファイバ５１６を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ５０８ｂに入り、ここで波長選択された光は、ＳＯＡ５１５で増幅され、最終的にｃｏｕｐｌｅｒ５１４から出力される。

　ポリゴンスキャニングフィルタ５０８ｂでは、光を分光する回折格子５１２とポリゴンミラー５０９との組み合わせで波長を選択する。具体的には、回折格子５１２により分光された光を２枚のレンズ（５１０、５１１）によりポリゴンミラー５０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー５０９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５０８ｂから出力されることとなる。つまり、ポリゴンミラー５０９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５０９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５０９と回折格子５１２とを組み合わせた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。

　Ｃｏｕｐｌｅｒ５１４から出力された波長掃引光源５０８の光は、第１のシングルモードファイバ５４０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５４０は、途中の光カップラ部５４１において第２のシングルモードファイバ５４５及び第３のシングルモードファイバ５４４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５４０に入射された光は、この光カップラ部５４１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５４０の光カップラ部５４１より先端側には、非回転部（固定部）と回転部（回転駆動部）との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント（光カップリング部）５０３が回転駆動装置５０４内に設けられている。

　更に、光ロータリジョイント（光カップリング部）５０３内の第４のシングルモードファイバ５４２の先端側には、プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ５４３がアダプタ５０２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２２０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５４３に、波長掃引光源５０８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２２０の光送受信部３２０から生体管腔内の生体組織に対して回転動作及び軸方向動作しながら照射される。そして、生体組織の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部がイメージングコア２２０の光送受信部３２０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５４０側に戻る。さらに、光カップラ部５４１によりその一部が第２のシングルモードファイバ５４５側に移り、第２のシングルモードファイバ５４５の一端から出射された後、光検出器（例えばフォトダイオード５２４）にて受光される。

　なお、光ロータリジョイント５０３の回転駆動部側は回転駆動装置５０４のラジアル走査モータ５０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ５０５の回転角度は、エンコーダ部５０６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５０７を備え、信号処理部５２８からの指示に基づいて、イメージングコア２２０の軸方向動作を規定する。

　一方、第３のシングルモードファイバ５４４の光カップラ部５４１と反対側の先端には、参照光の光路長を微調整する光路長の可変機構５３２が設けられている。

　この光路長の可変機構５３２はプローブ部１０１を交換して使用した場合の個々のプローブ部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化手段を備えている。

　第３のシングルモードファイバ５４４およびコリメートレンズ５１８は、その光軸方向に矢印５２３で示すように移動自在な１軸ステージ５２２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５２２はプローブ部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化手段として機能する。さらに、１軸ステージ５２２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である。

　１軸ステージ５２２で光路長が微調整され、グレーティング５１９、レンズ５２０を介してミラー５２１にて反射された光は第３のシングルモードファイバ５４４の途中に設けられた光カップラ部５４１で第１のシングルモードファイバ５４０側から得られた光と混合されて、フォトダイオード５２４にて受光される。

　このようにしてフォトダイオード５２４にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ５２５により増幅された後、復調器５２６に入力される。この復調器５２６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５２７に入力される。

　Ａ／Ｄ変換器５２７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５２７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５２８に入力される。測定モードの場合、信号処理部５２８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、血管等の体腔内の各位置での光断層画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。

　信号処理部５２８は、更に光路長調整手段制御装置５３０と接続されている。信号処理部５２８は光路長調整手段制御装置５３０を介して１軸ステージ５２２の位置の制御を行う。

　＜７．信号処理部の機能構成＞
　次に、画像診断装置１００の信号処理部５２８において、断層画像を構築するための、信号処理部５２８の機能構成について図６を用いて説明する。なお、以下に説明する構築処理は、専用のハードウェアを用いて実現されてもよいし、ソフトウェアにより（コンピュータがプログラムを実行することにより）実現されてもよい。

　図６は、画像診断装置１００の信号処理部５２８における構築処理を実現するための機能構成ならびに関連する機能ブロックを示した図である。

　図６に示すように、Ａ／Ｄ変換器５２７で生成された干渉光データ６２１は、信号処理部５２８内のラインデータ生成部６０１において、モータ制御回路５２９から出力されるラジアル走査モータ５０５のエンコーダ部５０６の信号を用いて、ラジアル走査１回転あたりのライン数が５１２本となるように処理される。

　なお、ここでは一例として、５１２ラインから光断層画像を構築することとしているが、このライン数に限定されるものではない。

　ラインデータ生成部６０１より出力されたラインデータ６２２は、制御部６０５からの指示に基づいて、ラジアル走査１回転分ごとに、ラインデータメモリ６０２に格納される。このとき、制御部６０５では、直線駆動装置５０７の移動量検出器より出力されたパルス信号６４１をカウントしておき、ラインデータ６２２をラインデータメモリ６０２に格納する際、それぞれのラインデータ６２２を生成した際のカウント値を対応付けて格納する。

　カウント値と対応付けて格納されたラインデータ６２３は、制御部６０５からの指示に基づいて、光断層画像構築部６０３にて各種処理（ライン加算平均処理、フィルタ処理等）が施された後、Ｒθ変換されることで、順次光断層画像６２４として出力される。

　更に、画像処理部６０４において、ＬＣＤモニタ１１３に表示するための画像処理が施された後、光断層画像６２５としてＬＣＤモニタ１１３に出力される。

　同様に、Ａ／Ｄ変換器５５５で生成された超音波データ６３１は、信号処理部５２８内のラインデータ生成部６１１において、モータ制御回路５２９から出力されるラジアル走査モータ５０５のエンコーダ部５０６の信号を用いて、ラジアル走査１回転あたりのライン数が５１２本となるように処理される。

　ラインデータ生成部６１１より出力されたラインデータ６３２は、制御部６０５からの指示に基づいて、ラジアル走査１回転分ごとに、ラインデータメモリ６１２に格納される。このとき、制御部６０５では、直線駆動装置５０７の移動量検出機より出力されたパルス信号６４１をカウントしておき、ラインデータ６３２をラインデータメモリ６１２に格納する際、それぞれのラインデータ６３２を生成した際のカウント値を対応付けて格納する。

　なお、ラジアル走査１回転分ごとに格納されるラインデータ６３２と対応付けて格納されるカウント値は、ラジアル走査１回転分ごとに格納されるラインデータ６２２と対応付けて格納されるカウント値とは、超音波送信方向（回転角方向）と光送信方向（回転角方向）との角度差θに対応するカウント値だけずれている。図７及び図８を用いて詳説する。

　図７は、画像診断装置１００により生成される超音波断層画像及び光断層画像と、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０の走査位置との対応関係を示す図であり、図８は、画像診断装置１００により生成される超音波データ及び干渉光データのラインデータ６３２、６２２とフレームとの対応関係を説明するための図である。

　図７の７０ａ、７０ｂにおいて、横軸は時間を、縦軸は血管等の体腔の径方向の位置座標をそれぞれ示している。また、７０ａは超音波送受信部３１０の走査軌跡を、７０ｂは光送受信部３２０の走査軌跡をそれぞれ示している。

　上述したように、超音波送信方向（回転角方向）と光送信方向（回転角方向）とは、θの角度差を有しているため、同時にラジアル走査を開始すると、各時間において超音波送受信部３１０の走査位置と光送受信部３２０の走査位置とは異なることとなる（例えば、ラジアル走査開始した時点で、超音波送受信部３１０は、参照番号７０１に示す走査位置を走査するのに対して、光送受信部３２０は、参照番号７１１に示す走査位置を走査する）。

　このため、超音波断層画像１フレーム分のラインデータ６３２と、光断層画像１フレーム分のラインデータ６２２とを、同じタイミングで取り込む構成としてしまうと、それぞれの断層画像は、互いに異なる走査位置のラインデータを用いて構築されてしまうこととなる。

　このようなことから、本実施形態に係る画像診断装置１００では、超音波送信方向（回転角方向）と光送信方向（回転角方向）との角度差分の時間差をもって、ラジアル走査１回転分のラインデータを取り込む構成としている。

　例えば、超音波断層画像７０２は、タイミング７０３にて取得されたラインデータをラジアル走査１回転分の１本目のラインデータとして格納し、タイミング７０４にて取得されたラインデータをラジアル走査１回転分の５１２本目のラインデータとして格納することで構築された超音波断層画像である。

　一方、光断層画像７１２は、タイミング７１１にて取得されたラインデータをラジアル走査１回転分の１本目のラインデータとして格納し、タイミング７１４にて取得されたラインデータをラジアル走査１回転分の５１２本目のラインデータとして格納することで構築された光断層画像である。

　図８の８０ａは、このようにしてラインデータメモリ６１２に格納されたラインデータ６３２の一例を示す図であり、図８の８０ｂは、ラインデータメモリ６０２に格納されたラインデータ６２２の一例を示す図である。

　図８の８０ａと図８の８０ｂとの対比からわかるように、ラジアル走査１回転分のラインデータ６３２は、ラジアル走査１回転分のラインデータ６２２とは、角度差θ分だけずれてラインデータメモリ６１２に格納されることとなる。

　図６の説明に戻る。カウント値と対応付けて格納されたラインデータ６３３は、制御部６０５からの指示に基づいて、超音波断層画像構築部６１３にて各種処理（ライン加算平均処理、フィルタ処理等）が施された後、Ｒθ変換されることで、順次超音波断層画像６３４として出力される。

　更に、画像処理部６０４において、ＬＣＤモニタ１１３に表示するための画像処理が施された後、超音波断層画像６３５としてＬＣＤモニタ１１３に出力される。

　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１００では、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０を回転中心軸上において軸方向に沿って配置するにあたり、スキャナ／プルバック部におけるプルバック速度及び回転速度に対応する配置とした。

　また、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との間の距離および回転角方向の角度差を、両者の測定の同時性及び拍動の影響、ならびに送受信部サイズを考慮して決定する構成とした。

　更に、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との間の回転角方向の角度差に応じて、超音波断層画像１フレームの構築に用いられるラインデータ及び光断層画像１フレームの構築に用いられるラインデータを決定する構成とした。

　この結果、超音波送受信部と光送受信部とを用いて、それぞれの断層画像を生成可能な画像診断装置において、同一位置を観察する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、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０を回転中心軸上において軸方向に沿って配置する構成としたが本発明はこれに限定されず、回転中心軸からずらして配置する構成としてもよい。超音波画像生成時及び光断層画像生成時の画像処理によりそれぞれの画像中心を調整可能であるため、超音波送受信部３１０と光送受信部３２０とは、必ずしも回転中心軸上に配置させる必要がないからである。

　図９は、本実施形態に係る画像診断装置における、イメージングコアの断面構成、ならびに超音波送受信部及び光送受信部の配置を示す図である。なお、ここでは図３との相違点を中心に説明する。

　図９に示すように、本実施形態に係る画像診断装置では、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、回転中心軸に対して距離ｒだけ離れた位置において配置されており、かつ、超音波送信方向（回転角方向）と光送信方向（回転角方向）との角度差がθとなるように配置されている。

　このように、回転中心軸から等距離の位置において軸方向に沿って配置するように構成することで、上記第１の実施形態と同様に、超音波送受信部と光送受信部とは、同一位置を観察することができる。

　［第３の実施形態］
　上記第１の実施形態では、超音波送受信部３１０を先端側に、光送受信部３２０を基端側に配置する構成としたが、本発明はこれに限定されず、光送受信部３２０を先端側に、超音波送受信部３１０を基端側に配置する構成としてもよい。

　また、上記第１の実施形態では、構築された超音波断層画像と光断層画像の表示態様について特に言及しなかったが、超音波断層画像と光断層画像は、血管等の体腔内の軸方向の各位置に対応する各断層画像を、並列して表示させるように構成してもよいし、画像中心が一致するように重畳して表示させるように構成してもよい。

　［その他の実施形態］
　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、２０１２年３月２６日提出の日本国特許出願特願２０１２－０６９６８２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

　超音波の送受信を行う超音波送受信部と、光の送受信を行う光送受信部とが配置された送受信部を有し、該送受信部を回転させながら超音波及び光を送信し、生体管腔内を軸方向に移動させながら、該超音波送受信部が受信した生体組織からの反射波と、該光送受信部が受信した生体組織からの反射光とを用いて、該生体組織の軸方向の超音波断層画像及び光断層画像を生成する画像診断装置に対して、反射波及び反射光を伝送可能なプローブであって、
　前記超音波送受信部と前記光送受信部との方位角方向になす角度差θ［ｄｅｇ］が、前記超音波送受信部の前記軸方向の位置と前記光送受信部の前記軸方向の位置との間の距離Ｌ［ｍｍ］および前記送受信部の回転速度ω［ｒ／ｓ］に比例し、前記送受信部の軸方向の移動速度Ｖ［ｍｍ／ｓ］に反比例するように、前記超音波送受信部及び前記光送受信部が配置されていることを特徴とするプローブ。
　前記超音波送受信部の前記軸方向の位置と前記光送受信部の前記軸方向の位置との間の距離Ｌ［ｍｍ］と、前記超音波送受信部と前記光送受信部との方位角方向になす角度差θ［ｄｅｇ］は、前記送受信部の回転速度をω［ｒ／ｓ］、前記送受信部の軸方向の移動速度をＶ［ｍｍ／ｓ］とした場合、
　Ｌ＝Ｖ／ω×θ／３６０
の関係を満たすように、前記超音波送受信部及び前記光送受信部が配置されていることを特徴とする請求項１に記載のプローブ。
　前記角度差θは、３６０［ｄｅｇ］未満であることを特徴とする請求項２に記載のプローブ。
　前記生体管腔内の同一位置を前記超音波送受信部が走査するタイミングと前記光送受信部が走査するタイミングとの時間差が、１０ｍｓｅｃ以下であることを特徴とする請求項３に記載のプローブ。
　前記距離Ｌ［ｍｍ］は、１５０［μｍ］以下であることを特徴とする請求項４に記載のプローブ。
　前記超音波送受信部による超音波の送信方向及び前記光送受信部による光の送信方向の前記軸方向に対する仰角は、略９０°であることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載のプローブ。
　請求項１乃至６のいずれか１項に記載のプローブから送信された前記反射波及び前記反射光を用いて、超音波断層画像及び光断層画像を生成する画像診断装置であって、
　前記超音波断層画像及び前記光断層画像の各フレームは、前記超音波送受信部と前記光送受信部とが同一の走査位置を走査した際に取得した反射波及び反射光に基づいて生成されたラインデータを用いて構築されることを特徴とする画像診断装置。
　超音波の送受信を行う超音波送受信部と、光の送受信を行う光送受信部とが配置された送受信部を有し、該送受信部を回転させながら超音波及び光を送信し、生体管腔内を軸方向に移動させながら、該超音波送受信部が受信した生体組織からの反射波と、該光送受信部が受信した生体組織からの反射光とを用いて、該生体組織の軸方向の超音波断層画像及び光断層画像を生成する画像診断装置に対して、反射波及び反射光を伝送可能なプローブであって、
　前記超音波送受信部と前記光送受信部とは、前記軸方向に沿って配置されており、前記超音波送受信部と前記光送受信部との方位角方向になす角度差をθ［ｄｅｇ］、前記送受信部の回転速度をω［ｒ／ｓ］、前記送受信部の軸方向の移動速度をＶ［ｍｍ／ｓ］とした場合、
Ｖ／ω×θ／３６０
の値が、６００［μｍ］未満であることを特徴とするプローブ。
　前記軸方向と超音波送信方向のなす角度と、前記軸方向と光送信方向のなす角度とがほぼ等しいことを特徴とする請求項１または８に記載のプローブ。