JP2016182303A - Image diagnostic apparatus, control method thereof, program, and computer readable storage medium - Google Patents

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a technology to determine a rotational speed of an optical lens in a probe used by an optical interference image diagnostic apparatus, which can be utilized for image diagnosis.SOLUTION: From polarization interference data acquired from a polarization separation detection circuit at a timing indicating each angle while an optical transmission/reception part is rotated, a reflection intensity value from a predetermined region in the probe of the optical transmission/reception part at each timing is detected. Based on the reflection intensity value at each timing, a rotational speed of the optical transmission/reception part is determined.SELECTED DRAWING: Figure 2

Description

本発明は画像診断装置及びその制御方法、プログラム及びコンピュータ可読記憶媒体に関するものである。   The present invention relates to an image diagnostic apparatus, a control method thereof, a program, and a computer-readable storage medium.

光干渉断層診断装置ではプローブが用いられる。このプローブは、大きく分けてシースと、シース内に収容され、シースの軸に沿って移動可能であり、且つ、回転自在なイメージングコアで構成される。シースの先端部は、光を透過するための透明部材で構成される。そして、イメージングコアは、光学レンズと光学ミラーを有するハウジングと、光学レンズと接続される光ファイバを収容し、ハウジングへの回転駆動力を伝達するための駆動シャフトで構成される。そして、プローブは、その後端をプルバック部（又はモータドライブユニット（ＭＤＵ）とも呼ばれる）に接続される。プルバック部は、診断装置本体とプローブとの中継装置として機能するものであり、診断装置本体とイメージングコアとの間での光学的な接続を行うための構造、並びに、プローブ内の駆動シャフトを回転させるための駆動部、並びに、駆動シャフトを所定速度で引っ張るための駆動部を有するものである。   A probe is used in the optical coherence tomography diagnostic apparatus. This probe is roughly divided into a sheath, and an imaging core that is accommodated in the sheath, movable along the axis of the sheath, and is rotatable. The distal end portion of the sheath is made of a transparent member for transmitting light. The imaging core includes a housing having an optical lens and an optical mirror, an optical fiber connected to the optical lens, and a drive shaft for transmitting a rotational driving force to the housing. The probe is connected at its rear end to a pullback unit (also called a motor drive unit (MDU)). The pull-back unit functions as a relay device between the diagnostic device body and the probe, and rotates the drive shaft in the probe and the structure for optical connection between the diagnostic device body and the imaging core. And a drive unit for pulling the drive shaft at a predetermined speed.

実際に診断する際には、プローブの先端を患者の診断対象の血管に導いた後、プルバック部の駆動制御を開始する。この結果、イメージングコアが回転しながら、その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が行われる。この間に得られた反射光が診断装置に提供され、診断装置では血管の断面画像を構成することになる。また、プルバック部は、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（一般にプルバック部と呼ばれる所以である）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ことも可能になる（特許文献１）。   When actually diagnosing, after driving the tip of the probe to the blood vessel to be diagnosed by the patient, drive control of the pullback unit is started. As a result, while the imaging core rotates, radial scanning is performed by irradiating the blood vessel wall with light through the optical mirror and receiving the reflected light from the blood vessel through the optical mirror again. The reflected light obtained during this time is provided to the diagnostic apparatus, and the diagnostic apparatus constitutes a cross-sectional image of the blood vessel. In addition, the pullback unit can form a three-dimensional image of the inner wall in the longitudinal direction of the blood vessel by performing an operation of pulling at a predetermined speed while rotating the optical fiber (which is generally referred to as a pullback unit). (Patent Document 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。   Further, 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

プローブは、複雑な形状の血管に沿って挿入されるので、必然、イメージングコアとシースとが接触する箇所がいくつも発生する可能性がある。つまり、その接触位置で回転力の伝達を阻害する摩擦力が発生することとなる。この結果、プルバック部での回転速度が一定であっても、イメージングコアの先端の光学レンズの回転速度がその速度と同じになるとは限らない。   Since the probe is inserted along a complex-shaped blood vessel, there may be a number of points where the imaging core and the sheath come into contact with each other. That is, a frictional force that inhibits the transmission of the rotational force is generated at the contact position. As a result, even if the rotation speed at the pull-back portion is constant, the rotation speed of the optical lens at the tip of the imaging core is not always the same.

しかしながら、これまでの画像診断装置では、プローブ内の光学レンズの回転速度を検出することができなかった。つまり、プルバック部によるイメージングコアの回転速度が、プローブ内の光学レンズの回転速度と等しいものとして、血管断面画像を再構成し、表示していた。従って、仮に再構成した血管断面画像に光学レンズの速度変化が起因した歪みがあったとしても、それを示す情報が無いわけであるから、医師が誤った診断を行う可能性もある。   However, conventional diagnostic imaging apparatuses cannot detect the rotation speed of the optical lens in the probe. That is, the blood vessel cross-sectional image is reconstructed and displayed on the assumption that the rotation speed of the imaging core by the pullback portion is equal to the rotation speed of the optical lens in the probe. Therefore, even if the reconstructed blood vessel cross-sectional image has distortion caused by the change in the speed of the optical lens, there is no information indicating this, so the doctor may make a wrong diagnosis.

本発明は上記問題点に鑑みなされたものであり、光干渉画像診断装置が利用するプローブ内の光学レンズの回転速度を検出可能とし、画像診断に活用する技術を提供しようとするものである。   The present invention has been made in view of the above problems, and it is an object of the present invention to provide a technique that can detect the rotational speed of an optical lens in a probe used by an optical interference image diagnostic apparatus and that can be used for image diagnosis.

上記課題を解決するため、例えば本発明の画像診断装置は以下の構成を有する。すなわち、
光送受信部を先端部に有するイメージングコアを回転自在に、且つ、移動自在に収容したプローブを用い、波長掃引光源からの光に基づく光干渉を利用して、体腔内の断面画像を生成する画像診断装置であって、
前記プローブからの光と参照光との合成による干渉光を、所定の偏光フィルタを介し、偏光干渉データとして出力する偏光検出手段と、
前記光送受信部の回転中の各角度を示すタイミングにおいて前記偏光検出手段より得られた偏光干渉データから、前記光送受信部の予め設定された部位の反射強度値を検出する検出手段と、
該検出手段で検出した、各タイミングにおける反射強度値に基づき、前記光送受信部の回転速度を算出する回転速度算出手段とを有する。 In order to solve the above problems, for example, an image diagnostic apparatus of the present invention has the following configuration. That is,
An image that generates a cross-sectional image in a body cavity using a probe that accommodates an imaging core having an optical transmission / reception unit at a distal end in a rotatable and movable manner, and uses optical interference based on light from a wavelength swept light source. A diagnostic device,
Polarization detection means for outputting interference light by combining light from the probe and reference light as polarization interference data via a predetermined polarization filter;
Detecting means for detecting a reflection intensity value of a preset part of the optical transmitting / receiving unit from polarization interference data obtained from the polarization detecting unit at a timing indicating each angle during rotation of the optical transmitting / receiving unit;
Rotational speed calculation means for calculating the rotational speed of the optical transmission / reception unit based on the reflection intensity value at each timing detected by the detection means.

本発明によれば、光干渉画像診断装置が利用するプローブ内のイメージングコアの先端部の回転速度が検出可能となり、画像診断への有効活用も可能となる。   According to the present invention, the rotational speed of the distal end portion of the imaging core in the probe used by the optical interference image diagnostic apparatus can be detected, and it can be effectively used for image diagnosis.

実施形態にかかる画像診断装置の外観構成を示す図である。It is a figure which shows the external appearance structure of the diagnostic imaging apparatus concerning embodiment. 実施形態における画像診断装置のブロック構成図である。It is a block block diagram of the diagnostic imaging apparatus in embodiment. プローブ先端の断面構成を示す図である。It is a figure which shows the cross-sectional structure of a probe front-end | tip. 断面画像を生成する処理を示す図である。It is a figure which shows the process which produces | generates a cross-sectional image. 実施形態におけるメモリの格納領域を示す図である。It is a figure which shows the storage area | region of the memory in embodiment. 実施形態における表示画面の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the display screen in embodiment. 実施形態における信号処理部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 the signal processing part in embodiment. 実施形態における偏光干渉信号の特性と、速度検出の原理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the characteristic of the polarization interference signal in embodiment, and the principle of speed detection. 連続するフレーム間の反射強度の差分の二乗和の推移の例を示す図である。It is a figure which shows the example of transition of the square sum of the difference of the reflection intensity between continuous frames. 回転速度を採用した際の断面画像の再構成処理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the reconstruction process of the cross-sectional image at the time of employ | adopting a rotational speed.

以下、本発明に係る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、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。   Hereinafter, embodiments according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. The embodiments described below are preferable specific examples of the present invention, and thus various technically preferable limitations are given. However, the scope of the present invention is particularly described to limit the present invention. As long as there is not, it is not restricted to these aspects.

図１は、実施形態における光干渉を用いた画像診断装置１００の外観構成を示している。   FIG. 1 shows an external configuration of an image diagnostic apparatus 100 using optical interference in the embodiment.

図１に示すように、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とを備え、プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、コネクタ１０５を介して、信号線や光ファイバを収容したケーブル１０４により接続されている。   As illustrated in FIG. 1, the diagnostic imaging apparatus 100 includes a probe 101, a pullback unit 102, and an operation control device 103, and the pullback unit 102 and the operation control device 103 are connected to a signal line or a signal via a connector 105. They are connected by a cable 104 containing an optical fiber.

プローブ１０１は、直接血管内に挿入されるものである。そして、プローブ１０１は、その長手方向に移動自在であって、且つ、回転自在なイメージングコアを収容している。このイメージングコアの先端には、画像診断装置１００から伝送されてきた光を（測定光）を連続的に血管内に送信するとともに、血管内からの反射光を連続的に受信する光送受信部を収容したハウジングが設けられている。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血管内部の状態を測定する。   The probe 101 is inserted directly into the blood vessel. The probe 101 accommodates an imaging core that is movable in the longitudinal direction and is rotatable. At the tip of the imaging core, there is an optical transmission / reception unit that continuously transmits (measurement light) transmitted from the diagnostic imaging apparatus 100 into the blood vessel and continuously receives reflected light from the blood vessel. A housed housing is provided. In the diagnostic imaging apparatus 100, the state inside the blood vessel is measured by using the imaging core.

プルバック部１０２は、プローブ１０１を着脱可能に取り付け、内蔵されたモータを駆動させることでプローブ１０１に内挿されたイメージングコアの血管内の軸方向の移動及びその軸に対する回転動作を規定している。また、プルバック部１０２は、イメージングコア内の光送受信部と、操作制御装置１０３との間の信号の中継装置として機能する。すなわち、プルバック部１０２は、操作制御装置１０３からの測定光を光送受信部へ伝達すると共に、光送受信部で検出した生体組織からの反射光を操作制御装置１０３に伝達する機能を有する。   The pull-back unit 102 detachably attaches the probe 101 and drives an internal motor to regulate the axial movement of the imaging core inserted in the probe 101 in the blood vessel and the rotation with respect to the axis. . The pullback unit 102 functions as a signal relay device between the optical transmission / reception unit in the imaging core and the operation control device 103. That is, the pullback unit 102 has a function of transmitting measurement light from the operation control device 103 to the optical transmission / reception unit and transmitting reflected light from the living tissue detected by the optical transmission / reception unit to the operation control device 103.

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光干渉データを処理し、各種血管像を表示するための機能を備える。   The operation control device 103 has a function for inputting various set values and a function for processing optical interference data obtained by the measurement and displaying various blood vessel images when performing the measurement.

操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部である。この本体制御部１１１は、イメージングコアからの反射光と、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、該干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）することで、回転中心位置から径方向に向かうラインデータを生成する。そして、ラインデータの補間処理を経て光干渉に基づく血管断面画像を生成する。   In the operation control apparatus 103, reference numeral 111 denotes a main body control unit. The main body control unit 111 generates interference light data by causing interference between the reflected light from the imaging core and the reference light obtained by separating the light from the light source. By performing Fast Fourier Transform), line data from the rotation center position in the radial direction is generated. Then, a blood vessel cross-sectional image based on optical interference is generated through line data interpolation processing.

１１１−１はプリンタ及び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モニタ（たとえばＬＣＤ）であり、本体制御部１１１において生成された各種断面画像を表示する。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。   Reference numeral 111-1 denotes a printer and a DVD recorder, which prints processing results in the main body control unit 111 or stores them as data. Reference numeral 112 denotes an operation panel, and the user inputs various setting values and instructions via the operation panel 112. Reference numeral 113 denotes a monitor (for example, LCD) as a display device, which displays various cross-sectional images 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。２１０はハードディスクに代表される不揮発性の記憶装置であり、信号処理部２０１が実行する各種プログラムやデータファイルを格納している。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、時間軸に沿って、予め設定された範囲内で変化する波長の光を繰り返し発生する光源である。   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 210 denotes a non-volatile storage device represented by a hard disk, which stores various programs and data files executed by the signal processing unit 201. Reference numeral 202 denotes a memory (RAM) provided in the signal processing unit 201. A wavelength swept light source 203 is a light source that repeatedly generates light having a wavelength that changes within a preset range along the time axis.

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に入射され、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 incident on the first single mode fiber 271 and emitted from the optical fiber coupler 272 toward 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イメージングコア２５１には第３のシングルモードファイバ２７４が収容されおり、この第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ト２３０に接続される。この結果、第２シングルモードファイバ２７３と第３シングルモードファイバ２７４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で構成される光送受信部２５０（詳細は図３を用いて説明する）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, a third single mode fiber 274 is accommodated in the imaging core 251 rotatably accommodated in the probe 101, and an end portion of the third single mode fiber 274 is connected to the optical rotary joint 230. The As a result, the second single mode fiber 273 and the third single mode fiber 274 are optically coupled. At the other end of the third single-mode fiber 274 (the head portion side of the probe 101), an optical transmission / reception unit 250 composed of a mirror and a lens that emits light in a direction substantially perpendicular to the rotation axis (details are shown in FIG. 3 will be described).

上記の結果、波長掃引光源２０３が発した光は、第１シングルモードファイバ２７１、第２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光送受信部２５０に導かれる。光送受信部２５０は、この光を、第３のシングルモードファイバ２７４の軸に直行する方向に出射するとともに、その反射光を受信する。そして、光送受信部２５０で受信された反射光は、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. It is guided to the provided optical transmission / reception unit 250. The optical transmission / reception unit 250 emits this light in a direction perpendicular to the axis of the third single mode fiber 274 and receives the reflected light. Then, the reflected light received by the optical transmission / reception unit 250 is guided 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を交換した場合など、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. The optical path length variable mechanism 220 functions as an optical path length changing unit that changes the optical path length corresponding to the variation in length so that the variation in length of each probe 101 can be absorbed when the probe 101 is replaced. . Therefore, a collimating lens 225 located at the end of the fourth single mode fiber 275 is provided on a movable uniaxial 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 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２のシングルモードファイバ２７３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部（ＰＤ）２０４にて受光される。なお、偏光分離検出回路２２８については後述することとする。   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 second optical fiber coupler 272 performs the second operation. Is mixed with the light obtained from the single mode fiber 273 side and received as interference light by the photodiode portion (PD) 204. The polarization separation detection circuit 228 will be described later.

このようにしてフォトダイオード部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 unit 204 in this way 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）を生成される。信号処理部２０１は、このラインデータから、血管内の各位置での光断面画像を構築し、場合によっては、所定のフレームレートでモニタ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, interference light data is frequency-resolved by FFT to generate data in the depth direction (line data). The signal processing unit 201 constructs an optical cross-sectional image at each position in the blood vessel from the line data, and outputs it to the monitor 113 at a predetermined frame rate in some cases.

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への駆動信号の供給、ラジアルモータ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２７４を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, from the encoder unit 242 for detecting the rotational position of the radial motor by supplying a driving signal to the radial scanning motor for rotating the third single mode fiber by the optical rotary joint in the pullback unit 102. And the supply of a drive signal to the linear drive unit 243 for pulling the third single mode fiber 274 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）に位置させると、ユーザの操作によりプローブ１０１の先端に向けて、ガイディングカテーテルなどを通じて透明なフラッシュ液を血管内に放出させる。血液の影響を除外するためである。そして、ユーザ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２５１の先端の光送受信部２５０に供給される。このとき、プルバック部１０２の駆動制御により、イメージングコア２５１は回転しながら、回転軸に沿って移動する。この結果、光送受信部２５０も、回転しながら、なおかつ、血管軸に沿って移動しながら、血管内腔面への光の出射とその反射光の受信を行うことになる。   In the above configuration, when the probe 101 is positioned at a blood vessel position (such as a coronary artery) to be diagnosed by a patient, a transparent flush liquid is released into the blood vessel through a guiding catheter or the like toward the tip of the probe 101 by a user operation. Let This is to exclude the influence of blood. When the user inputs an instruction to start scanning, the signal processing unit 201 drives the wavelength swept light source 203 to drive the radial scanning motor 241 and the linear driving unit 243 (hereinafter, the radial scanning motor 241 and the linear driving unit). (Light irradiation and light reception processing by driving 243 is called scanning). As a result, the wavelength swept light is supplied from the wavelength swept light source 203 to the optical transmission / reception unit 250 at the tip of the imaging core 251 through the path as described above. At this time, the imaging core 251 moves along the rotation axis while rotating by the drive control of the pullback unit 102. As a result, the light transmitting / receiving unit 250 also emits light to the vascular lumen surface and receives reflected light while rotating and moving along the blood vessel axis.

次に、プローブ１０１内に収容されたイメージングコア２５１の先端部の構造について説明する。   Next, the structure of the distal end portion of the imaging core 251 housed in the probe 101 will be described.

図３は、プローブ部１０１、並びに、それに収容されたイメージングコア２５０の先端部の断面図である。プローブ部１０１の先端部は、光を透過するために透明なカテーテルシース２６１で構成される。イメージングコア２５１は、第３のシングルモードファイバ２７４を収容しプルバック部１０２からの回転力（図示の矢印３０２）を伝達するための駆動シャフト２６２と、その先端に取りつけられた光送受信部２５０を収容するハウジング２６３で構成される。図示の一点鎖線が回転中心軸である。また、プルバック部１０２が駆動シャフト２６２を図示の矢印３０３で示す方向に引っ張ることで、シース２０１内を、光送受信部２５０が移動する。光像受信部２５０は、図示のように半球形状のボールレンズで構成される。この構造により、その傾斜面により、第３のシングルモードファイバ２７４から入射した光を、ほぼ直交する方向（図示の矢印３０１の方向）に反射する。この結果、血管組織に向けて光が照射され、その反射光が再びレンズを介して第３のシングルモードファイバ２７４に向けて転送されることになる。   FIG. 3 is a cross-sectional view of the probe portion 101 and the distal end portion of the imaging core 250 accommodated therein. The distal end portion of the probe unit 101 is composed of a transparent catheter sheath 261 for transmitting light. The imaging core 251 houses the third single mode fiber 274 and the drive shaft 262 for transmitting the rotational force (arrow 302 in the figure) from the pullback unit 102 and the optical transmission / reception unit 250 attached to the tip thereof. The housing 263 is configured. The one-dot chain line shown in the figure is the rotation center axis. Further, the pull-back unit 102 pulls the drive shaft 262 in the direction indicated by the arrow 303 in the figure, so that the optical transmission / reception unit 250 moves in the sheath 201. The optical image receiving unit 250 is composed of a hemispherical ball lens as shown. With this structure, the light incident from the third single mode fiber 274 is reflected by the inclined surface in a substantially orthogonal direction (the direction of the arrow 301 in the drawing). As a result, light is irradiated toward the vascular tissue, and the reflected light is transferred again toward the third single mode fiber 274 via the lens.

ここで、１枚の光断面画像の生成にかかる処理を、図４を用いて簡単に説明する。同図は光送受信部２５０が位置する血管の内腔面４０１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。光送受信部２５０の１回転（２π＝３６０度）する間に、複数回の測定光の送信と受信を行う。波長掃引光源２０３は、光送受信部２５０による１回の光の送受信を行う期間で、時間軸に変動する波長を持つ光を発生する。そのため、１回の光の送受信により、その光を照射した方向の１ラインの干渉光データをＦＦＴすることで、回転中心位置から径方向に向かう各位置における光の反射強度（もしくは吸収量）を示す「ラインデータ」が得られる。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４０２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、この各ライン間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。また、生成された２次元断面画像を血管軸に沿って互いに接続することで、３次元血管画像を得ることもできる。なお、２次元の断面画像の中心位置は、光送受信部２５０の回転中心位置と一致するが、血管断面の中心位置ではない点に注意されたい。また、微弱であるが、光送受信部２５０のレンズ表面（図３参照）、カテーテルシース２０１の内面、及び、外面の各境界面で反射が起こる。つまり、回転中心位置の近傍には３つの円が現れる。このうち、一番内側の円４０３が、光送受信部２５０のレンズ表面での反射が起因するものである。   Here, a process for generating one optical cross-sectional image will be briefly described with reference to FIG. This figure is a diagram for explaining the reconstruction processing of the cross-sectional image of the lumen surface 401 of the blood vessel where the optical transmission / reception unit 250 is located. During one rotation (2π = 360 degrees) of the optical transmission / reception unit 250, the measurement light is transmitted and received a plurality of times. The wavelength swept light source 203 generates light having a wavelength that varies along the time axis during a period in which the light transmitting / receiving unit 250 transmits and receives light once. Therefore, by performing one-time transmission / reception of light and performing FFT on one line of interference light data in the direction in which the light is irradiated, the reflection intensity (or absorption amount) of light at each position in the radial direction from the rotation center position is obtained. The “line data” shown is obtained. Accordingly, 512 line data extending radially from the rotation center 402 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 between the lines are generated by performing a known interpolation process to generate a two-dimensional cross-sectional image that can be seen by humans. A three-dimensional blood vessel image can also be obtained by connecting the generated two-dimensional cross-sectional images to each other along the blood vessel axis. It should be noted that the center position of the two-dimensional cross-sectional image coincides with the rotation center position of the optical transmission / reception unit 250, but is not the center position of the blood vessel cross section. Moreover, although it is weak, reflection occurs on each of the boundary surfaces of the lens surface (see FIG. 3) of the optical transmission / reception unit 250, the inner surface of the catheter sheath 201, and the outer surface. That is, three circles appear in the vicinity of the rotation center position. Among these, the innermost circle 403 is caused by reflection on the lens surface of the optical transceiver 250.

以上、実施形態における画像診断装置の基本的な構成と機能について説明した。次に、実施形態の、イメージングコア２５１の先端部の光送受信部２５０の回転速度検出の原理とその構成を説明する。   The basic configuration and function of the diagnostic imaging apparatus in the embodiment have been described above. Next, the principle and configuration of the rotational speed detection of the optical transmission / reception unit 250 at the tip of the imaging core 251 according to the embodiment will be described.

光ファイバカップラ２７２にて生成された干渉光は、p,s 二つの偏光成分を持つ。先に説明した偏光分離検出回路２２８は、このp偏光、s偏光をそれぞれ分離して検出し、それぞれ別々にＡ／Ｄ変換器２０７にてＡ／Ｄ変換される。信号処理部２０１はこれらの信号の位相情報を消去した状態で、二つの信号を重ね合わせ通常の偏光分離を行わない強度信号を生成することができる。   The interference light generated by the optical fiber coupler 272 has p and s two polarization components. The polarization separation detection circuit 228 described above separates and detects the p-polarized light and the s-polarized light, and each of them is A / D converted by the A / D converter 207 separately. The signal processing unit 201 can generate an intensity signal without performing normal polarization separation by superimposing the two signals in a state where the phase information of these signals is deleted.

一方でこれら２つの偏光成分についてそのまま演算をおこない、それぞれの偏光の強度信号として生成することも可能である（以下偏光干渉データという）。   On the other hand, these two polarization components can be directly calculated and generated as intensity signals of the respective polarizations (hereinafter referred to as polarization interference data).

信号処理部２０１は、偏光分離検出器２２８からの偏光干渉データをダイレクトに受信し、偏光分離を行わない通常の場合と同様にＦＦＴを施し、ラインデータを生成する。そして、信号処理部２０１は、生成されたラインデータを参照し、回転中心位置から最初のピーク、すなわち、光送受信部２５０のレンズ表面（図３参照）での反射強度を求める。レンズ表面での反射光であるので、生体組織の影響はない。   The signal processing unit 201 directly receives the polarization interference data from the polarization separation detector 228, performs FFT as in a normal case where polarization separation is not performed, and generates line data. Then, the signal processing unit 201 refers to the generated line data, and obtains the first peak from the rotation center position, that is, the reflection intensity at the lens surface (see FIG. 3) of the optical transceiver unit 250. Since it is reflected light on the lens surface, there is no influence of living tissue.

図８は、偏光分離検出器２２８より得られた偏光干渉データをＦＦＴして、光送受信部２５０のレンズ表面の反射強度を示す偏光成分曲線である。図示の垂直方向が反射強度（単位はｄＢ）、水平軸がライン数（光送受信部２５０の１回転に相当する期間＝１フレーム周期）を示している。同図の符号８０１が、プローブ１０１をまっすぐに伸ばし、イメージングコア２５１との摩擦が最小となるようにした際の、光送受信部２５０のレンズ表面の反射光の強度を示す曲線を示している。この曲線８０１は、５１２本のライン（１回転）を単位に、この反射強度を示す曲線８０１が繰り返されることになる。   FIG. 8 is a polarization component curve showing the reflection intensity of the lens surface of the optical transmitter / receiver 250 by performing FFT on the polarization interference data obtained from the polarization separation detector 228. In the drawing, the vertical direction indicates the reflection intensity (unit: dB), and the horizontal axis indicates the number of lines (period corresponding to one rotation of the optical transmission / reception unit 250 = 1 frame period). Reference numeral 801 in the figure indicates a curve indicating the intensity of reflected light on the lens surface of the optical transceiver 250 when the probe 101 is straightened and friction with the imaging core 251 is minimized. In this curve 801, the curve 801 indicating the reflection intensity is repeated in units of 512 lines (one rotation).

以下、係る点を踏まえて、光送受信部２５０の回転速度を求める原理を説明する。なお、説明を単純にするため、図８における符号８０２乃至８０４の偏光成分曲線は誇張していることに注意されたい。   Hereinafter, the principle for obtaining the rotational speed of the optical transceiver 250 will be described based on such points. Note that the polarization component curves denoted by reference numerals 802 to 804 in FIG. 8 are exaggerated for the sake of simplicity.

仮想的にプローブ先端の回転速度と、プルバック部の回転速度をΔR rpmずらした状態を想定する（当然のことながら実際の回転速度が常にずれた状態で回転を続けるとプローブが破断するので、説明のための仮想状態である）。このとき、データのサンプリングはプルバック部の回転位置に基づき、プローブ先端からの反射信号の変化はプローブ先端の回転位置に基づくため、両者の回転速度がずれていた場合、偏光成分曲線は回転とともにずれが拡大する（符号８０２，８０３，８０４）。このずれ（シフト量）は二つの回転数の差に比例するため、既知のプルバック部回転速度からプローブ先端の回転速度を計算することができる。   Assuming that the rotational speed of the probe tip and the rotational speed of the pullback section are virtually deviated by ΔR rpm (of course, the probe will break if the rotation continues with the actual rotational speed always deviating. Is a virtual state for). At this time, the sampling of data is based on the rotation position of the pullback portion, and the change in the reflected signal from the probe tip is based on the rotation position of the probe tip. Is expanded (reference numerals 802, 803, 804). Since this deviation (shift amount) is proportional to the difference between the two rotational speeds, the rotational speed of the probe tip can be calculated from the known pullback speed.

上記は光送受信部２５０が、本来の速度に対して所定の速度差をもって回転することを前提に説明したが、実際には光送受信部２５０の回転速度は不規則に変化し得る。光送受信部２５０の回転速度の変化は、再構成される血管断面画像の歪みとなって現れることになるので、フレーム単位に光送受信部２５０に回転速度に変化が発生したかを判断可能とすることが望まれる。この回転速度差の有無は、例えば次のようにして求めるようにした。   Although the above has been described on the assumption that the optical transceiver 250 rotates with a predetermined speed difference from the original speed, the rotational speed of the optical transceiver 250 may actually vary irregularly. The change in the rotation speed of the optical transmission / reception unit 250 appears as distortion of the reconstructed blood vessel cross-sectional image, so that it is possible to determine whether the rotation speed has changed in the optical transmission / reception unit 250 in units of frames. It is desirable. The presence or absence of this rotational speed difference is obtained, for example, as follows.

今、ｍフレームにおける第ｉラインの偏光成分の反射強度をＲm(i)と定義し、着目フレームｍとその直前のフレームｍ−１間の偏光成分反射強度の差分の二乗和ＤＲ（ｍ）を次式(1)で求める。
ＤＲ（ｍ）＝Σ｛Ｒm(i)−Ｒm-1（ｉ）｝2 …(1)
連続するフレームｍ，ｍ−１間で回転速度差が無い場合には、上記式からＤＲ（ｍ）は小さい値となる。一方、連続するフレーム間の回転速度差が大きいほどＤＲ（ｍ）は大きな値となる。つまり、ＤＲ（ｍ）は、回転速度差の有無の判定、ならびに、回転速度差の大小の指標値として利用するのに都合がよい。 Now, the reflection intensity of the polarization component of the i-th line in the m frame is defined as R m (i), and the sum of squares DR (m) of the difference in the polarization component reflection intensity between the frame m of interest and the immediately preceding frame m−1. Is obtained by the following equation (1).
DR (m) = Σ {R m (i) −R m−1 (i)} 2 (1)
When there is no rotational speed difference between consecutive frames m and m−1, DR (m) is a small value from the above equation. On the other hand, the greater the difference in rotational speed between consecutive frames, the greater DR (m). That is, DR (m) is convenient for use in determining whether or not there is a rotational speed difference and as an index value for the rotational speed difference.

フレームｍと指標値ＤＲ（ｍ）との関係の一例を図９に示す。同図において、水平軸がフレーム番号で、垂直軸が着目フレームとその直前のフレームの偏光成分反射強度の差分の二乗和ＤＲ（）を示している。図示では、ｎ番目のフレームＦｎにて回転速度差が発生したことを示している。   An example of the relationship between the frame m and the index value DR (m) is shown in FIG. In the figure, the horizontal axis indicates the frame number, and the vertical axis indicates the square sum DR () of the difference in polarization component reflection intensity between the frame of interest and the immediately preceding frame. In the figure, it is shown that a rotational speed difference has occurred in the nth frame Fn.

図４を用いて説明したが、従来、隣接するラインデータの成す角度は同じであると見なして再構成していた。しかしながら、上記のように光送受信部２５０の回転速度は実際には変動し得るので、従来の手法で再構成した断面画像には歪みが含まれる可能性が高い。   As described with reference to FIG. 4, conventionally, reconstruction is performed assuming that the angles formed by adjacent line data are the same. However, as described above, the rotational speed of the optical transmission / reception unit 250 can actually fluctuate, and therefore, there is a high possibility that distortion is included in the cross-sectional image reconstructed by the conventional method.

各ラインをサンプリングする際の光送受信部２５０の回転速度を求めることができれば、図１０に示すように、各ラインデータの向かう角度を、それぞれの回転速度に従ってずらすことで、ライン間に粗密を持たせることが可能になる。つまり、相対的に高速に回転しているラインデータ間は、相対的に低速に回転しているラインデータ間よりも、角度を大きくする。この粗密は実際のスキャニングした際の光像受信部２５０の回転速度に依存するものとなるので、実際の光送受信部２５０の向かう角度変化に一致、もしくは近づく。故にこの粗密に従って画素を補間して断面画像を再構成した場合、その断面画像は、光送受信部２５０の回転速度（厳密には、プルバック部１０２による回転速度に対する相対速度）に起因する歪みを排除、もしくは低下したものとすることができる。   If the rotation speed of the optical transmission / reception unit 250 at the time of sampling each line can be obtained, as shown in FIG. 10, the line data is shifted in accordance with the rotation speed so that the lines have a high density. It becomes possible to make it. That is, the angle between line data rotating at a relatively high speed is made larger than that between line data rotating at a relatively low speed. This density depends on the rotational speed of the optical image receiving unit 250 at the time of actual scanning, and therefore coincides with or approaches the actual angle change toward the optical transmitting / receiving unit 250. Therefore, when the cross-sectional image is reconstructed by interpolating pixels according to this density, the cross-sectional image eliminates distortion caused by the rotational speed of the optical transmission / reception unit 250 (strictly speaking, the relative speed with respect to the rotational speed by the pullback unit 102). Or it can be reduced.

次に、各ラインをサンプリングした際の、本来の速度に対する光送受信部２５０の相対回転速度の求め方を説明する。   Next, how to determine the relative rotational speed of the optical transceiver 250 with respect to the original speed when each line is sampled will be described.

再び、図８を用い説明する。着目フレームｍの各ラインと、その直前のフレームｍ−１の各ラインとを比較し、直前のフレームｍ−１に対する着目フレームの各ラインのシフト量（何ラインずれているか）を求める。   Again, a description will be given with reference to FIG. Each line of the frame of interest m is compared with each line of the immediately preceding frame m-1, and a shift amount (how many lines are shifted) of each line of the frame of interest with respect to the immediately preceding frame m-1.

例えば、図８のように着目フレームｍの第ｎ１ライン目の反射強度の値が、直前のフレームｍ−１の第ｎ２ライン目の反射強度に一致するとき、着目フレームｍの第ｎ１ラインのシフト量ＳＨ（ｎ１）は次式(2)の通りである。
ＳＨ（ｎ１）＝ｎ１−ｎ２ …(2)
上記処理を、着目フレームｍの各ラインだけでなく、他のフレームのラインについても求める。 For example, as shown in FIG. 8, when the value of the reflection intensity of the n1st line of the frame of interest m matches the reflection intensity of the n2nd line of the immediately preceding frame m-1, the shift of the n1st line of the frame of interest m. The quantity SH (n1) is given by the following equation (2).
SH (n1) = n1-n2 (2)
The above processing is obtained not only for each line of the frame of interest m but also for lines of other frames.

上記のシフト量は、光送受信部２５０が、本来向かうべき角度に対して、どれだけずれた角度に向いているかを示している。速度は、単位時間当たりのシフト量の差で表される。つまり、各ラインのサンプリング時の光送受信部２５０の相対的な回転速度は、ラインデータのサンプリング周期（１回転する時間を５１２で除算した値）に対する、シフト量の変化として求めればよい。よって、着目フレームｍの第ｉラインにおける相対的な回転速度は次式(3)のようにして求めることとした。ここでＶ（ｉ）の次元はライン／sとしているが 必要に応じてrpm, rad/s等に適宜変更する。
Ｖ（ｉ）＝｛ＳＨ（ｉ）−ＳＨ（ｉ−１）｝／１ラインのサンプリング周期 …(3)
因に、光送受信部２５０の実際の回転速度は、プルバック部１０２の回転速度を加算した値となる。 The above-described shift amount indicates how much the optical transmission / reception unit 250 is directed at an angle shifted from the angle that should be originally directed. The speed is represented by a difference in shift amount per unit time. That is, the relative rotation speed of the optical transmission / reception unit 250 at the time of sampling of each line may be obtained as a change in shift amount with respect to the sampling period of line data (a value obtained by dividing the time for one rotation by 512). Therefore, the relative rotational speed in the i-th line of the frame of interest m is determined as the following equation (3). Here, the dimension of V (i) is set to line / s, but it is appropriately changed to rpm, rad / s, etc. as necessary.
V (i) = {SH (i) -SH (i-1)} / 1 line sampling period (3)
Incidentally, the actual rotation speed of the optical transmission / reception unit 250 is a value obtained by adding the rotation speed of the pullback unit 102.

なお、上記の回転速度の算出は一例であって、これに限定されるものではない。例えば、偏光成分曲線を正弦波と仮定し、その位相差を算出することにより差を求めても構わない。   Note that the calculation of the rotational speed is an example, and the present invention is not limited to this. For example, assuming that the polarization component curve is a sine wave, the difference may be obtained by calculating the phase difference.

以上、実施形態における光送受信部２５０の相対速度の検出原理とその利用例を説明した。次に、実際の信号処理部２０１における処理内容を図７のフローチャート、並びに、図５、図６を参照して説明する。なお、説明が前後するが、波長掃引光源２０３を利用する画像診断装置の場合、波長掃引光源２０３から特定の波長の光を出射したことを検出し、そのタイミングを示す信号を基準にして、１ライン分の光干渉データのサンプリングを行う。かかる点は本実施形態でも同じとして説明する。   In the above, the detection principle of the relative speed of the optical transmission / reception unit 250 in the embodiment and the use example thereof have been described. Next, processing contents in the actual signal processing unit 201 will be described with reference to the flowchart of FIG. 7 and FIGS. 5 and 6. In the case of an image diagnostic apparatus using the wavelength swept light source 203, it is detected that light having a specific wavelength is emitted from the wavelength swept light source 203, and a signal indicating the timing is used as a reference. Sampling of optical interference data for the line. This point will be described as the same in this embodiment.

まず、ステップＳ１００において、信号処理部２０１はキャリブレーション処理を実行する。この処理では、信号処理部２０１は波長掃引光源２０３の駆動を開始する。そして、光路長調整用駆動部２０９を制御し、接続されたプローブ１０１に対応する参照光の光路長の調整を行う。   First, in step S100, the signal processing unit 201 executes a calibration process. In this process, the signal processing unit 201 starts driving the wavelength sweep light source 203. Then, the optical path length adjustment drive unit 209 is controlled to adjust the optical path length of the reference light corresponding to the connected probe 101.

ユーザは、この後、プローブ１０１を患者の診断対象部位まで案内する作業を行うことになる。そして、スキャン開始指示を操作パネル１１２から入力する。   Thereafter, the user performs an operation of guiding the probe 101 to the diagnosis target site of the patient. Then, a scan start instruction is input from the operation panel 112.

信号処理部２０１は、係るスキャン開始の指示入力を検出すると、処理をステップＳ１０１からステップＳ１０２に処理を進める。このステップＳ１０２では、プルバック部１０２を制御してスキャニング処理を開始する。この結果、Ａ／Ｄ変換器２０７を介して入力した光干渉データ、並びに、偏光分離検出回路２２８からの偏光干渉データがメモリ２０２に蓄積されていく。この蓄積は、計画した距離だけ光送受信部２５０が移動するまで継続する（ステップＳ１０３）。   When detecting the scan start instruction input, the signal processing unit 201 advances the process from step S101 to step S102. In step S102, the pullback unit 102 is controlled to start the scanning process. As a result, the optical interference data input via the A / D converter 207 and the polarization interference data from the polarization separation detection circuit 228 are accumulated in the memory 202. This accumulation continues until the optical transmission / reception unit 250 moves by the planned distance (step S103).

さて、計画したスキャニング処理を終えると、ステップＳ１０４にて信号処理部２０１はメモリ２０２に蓄積された２種類の光干渉データについてＦＦＴを実行し、それぞれのラインデータを生成する。   When the planned scanning process is completed, in step S104, the signal processing unit 201 performs FFT on the two types of optical interference data stored in the memory 202, and generates respective line data.

図５はメモリ２０２の状態を示している。図示のように、メモリ２０２には少なくとも２つの領域５１０、５３０が確保されている。   FIG. 5 shows the state of the memory 202. As shown, at least two areas 510 and 530 are secured in the memory 202.

断面画像格納領域５１０は、血管軸に直交する面の血管断面画像が格納される領域である。   The cross-sectional image storage area 510 is an area in which a blood vessel cross-sectional image of a plane orthogonal to the blood vessel axis is stored.

スキャニングデータ格納領域５３０は、光干渉データから求めたラインデータＬ（）を格納する領域５３１、偏光干渉データから求めたラインデータＰＬ（）を格納する領域５３２、フレーム毎の歪指標値ＤＲ（）を格納する領域５３３、各ラインの前フレームからのシフト量ＳＨ（）を格納する領域５３４、及び、各ラインの相対回転速度Ｖ（）を格納する領域５３５を含む。   The scanning data storage area 530 includes an area 531 for storing line data L () obtained from optical interference data, an area 532 for storing line data PL () obtained from polarization interference data, and a distortion index value DR () for each frame. , A region 534 for storing the shift amount SH () from the previous frame of each line, and a region 535 for storing the relative rotational speed V () of each line.

このうち、ラインデータＬ（０）乃至Ｌ（５１１）が最初のフレームとなる血管断面画像（図４参照）を再構成するための５１２本のラインデータを示している。最初の断面画像を０番目とするなら、第ｋ番目のフレームの断面画像で利用するラインデータは、Ｌ（ｋ×５１２）乃至Ｌ（ｋ×５１２＋５１１）と表せる。また、歪指標値ＤＲ（）は、フレーム毎（５１２ライン）に１つ算出することになる。そして、この時点で、領域５３３乃至５３５は空である。   Among these, 512 line data for reconstructing a blood vessel cross-sectional image (see FIG. 4) in which the line data L (0) to L (511) are the first frame is shown. If the first cross-sectional image is 0th, line data used in the cross-sectional image of the kth frame can be expressed as L (k × 512) to L (k × 512 + 511). One distortion index value DR () is calculated for each frame (512 lines). At this point, the areas 533 to 535 are empty.

次に、ステップＳ１０５にて、信号処理部２０１は偏光干渉データから求めたラインデータＰＬ（）に基づき、各フレーム（５１２本単位）の歪指標値ＤＲ（）を算出していく。なお、最初のフレームの前にはフレームが存在しないので、歪指標値ＤＲ（０）は算出せず、ＤＲ（１）以降を算出する。   Next, in step S105, the signal processing unit 201 calculates a distortion index value DR () for each frame (in units of 512 frames) based on the line data PL () obtained from the polarization interference data. Since there is no frame before the first frame, the distortion index value DR (0) is not calculated, and DR (1) and subsequent are calculated.

次に、信号処理部２０１は、ステップＳ１０６にて、式（２）に従い、各ラインの、前フレームに対するシフト量ＳＨ（）を求める。そして、求めたシフト量ＳＨ（）から、各ラインをサンプリングした際の光送受信部２５０の相対回転速度Ｖ（）を式（３）に従って算出する。なお、着目ラインのシフト量ＳＨ（）を算出するとき、直前のフレームのラインデータを参照する。ＳＨ（０）乃至ＳＨ（５１１）より前には、ラインデータが存在しない。よって、実際に算出するのはＳＨ（５１２）、Ｖ（５１２）以降となる。   Next, in step S106, the signal processing unit 201 obtains the shift amount SH () for each line with respect to the previous frame according to the equation (2). Then, from the obtained shift amount SH (), the relative rotational speed V () of the optical transmission / reception unit 250 when each line is sampled is calculated according to the equation (3). Note that when calculating the shift amount SH () of the line of interest, the line data of the immediately preceding frame is referred to. There is no line data before SH (0) to SH (511). Therefore, the actual calculation is performed after SH (512) and V (512).

上記のようにして、各フレームを構成するライン単位の回転速度Ｖ（）を求めると、信号処理部２０１は各ラインデータＬ（）を用いて、血管断面画像を再構成する。この再構成処理では、図１０に示すように、各ラインデータＬ（）を、該当する相対回転速度Ｖ（）に従った角度間隔で放射線状に並べていく。そして、その後は、通常の補間処理を行えば良い。そして、信号処理部２０１は、再構成した血管断面画像を、メモリ２０２に確保された断面画像格納領域５１０に格納していく。   As described above, when the rotation speed V () for each line constituting each frame is obtained, the signal processing unit 201 reconstructs a blood vessel cross-sectional image using each line data L (). In this reconstruction process, as shown in FIG. 10, the line data L () are arranged in a radial pattern at angular intervals according to the corresponding relative rotational speed V (). Thereafter, normal interpolation processing may be performed. Then, the signal processing unit 201 stores the reconstructed blood vessel cross-sectional image in the cross-sectional image storage area 510 secured in the memory 202.

この後、ステップＳ１０８にて、上記処理で得られたデータに基づき、ＧＵＩウインドウを表示する。   Thereafter, in step S108, a GUI window is displayed based on the data obtained by the above processing.

図６は実施形態における画像診断装置１００のスキャニング処理後にモニタ１１３に表示されるウインドウ６００を示している。このウインドウ６００は、大きく分けて表示領域６１０、６２０，６３０に大別される。   FIG. 6 shows a window 600 displayed on the monitor 113 after the scanning process of the diagnostic imaging apparatus 100 in the embodiment. The window 600 is roughly divided into display areas 610, 620, and 630.

表示領域６１０は、血管をその軸に沿った平面で切った血管断面画像６１２を表示する領域である。この表示領域６１０に表示する画像は、例えば断面画像のラインデータＬ（１）と、それに１８０°反対側に位置するラインデータＬ（２５６）を連結して１本の垂直方向に表示するライン画像データを生成する。この処理を、他の断面画像のデータについても行う。そして、それらを互いに隣り合うように接続することで作成すればよい。また、表示領域６１０には、血管軸に沿った着目位置を示すマーカ６１１を表示する。このマーカ６１１はその表示位置を、マウス１１４により移動可能とする。   The display area 610 is an area for displaying a blood vessel cross-sectional image 612 obtained by cutting a blood vessel along a plane along its axis. The image displayed in the display area 610 is, for example, a line image that is displayed in one vertical direction by connecting the line data L (1) of the cross-sectional image and the line data L (256) positioned 180 ° opposite thereto. Generate data. This process is also performed for data of other cross-sectional images. And what is necessary is just to create by connecting them so that it may mutually adjoin. In the display area 610, a marker 611 indicating the position of interest along the blood vessel axis is displayed. The marker 611 can move its display position with the mouse 114.

表示領域６２０は、各断面画像に対して、ステップＳ１０７で求めた歪指標値ＤＲ（）の大小を、視覚的にわかりやすく表示する領域である。例えば、２つの閾値Ｔ１，Ｔ２（ただしＴ１＜Ｔ２）を用い、
（１）歪指標値＜Ｔ１
（２）Ｔ１≦歪指標値＜Ｔ２
（３）Ｔ２≦歪指標値
の３段階にし、それぞれのレベルに応じた色や輝度を割り当てて表示する。なお、ここでは３段階としているが、この段数はいくつでも構わない。 The display area 620 is an area in which the magnitude of the distortion index value DR () obtained in step S107 is displayed visually and easily for each cross-sectional image. For example, using two threshold values T1, T2 (where T1 <T2)
(1) Strain index value <T1
(2) T1 ≦ strain index value <T2
(3) Three levels of T2 ≦ distortion index value are assigned, and colors and luminances corresponding to the respective levels are assigned and displayed. Here, three stages are used, but any number of stages may be used.

表示領域６３０は、マーカ６１１が位置する、血管軸に直交する面の血管断面画像（ステップＳ１０７で生成した）を表示する領域である。   The display area 630 is an area for displaying a blood vessel cross-sectional image (generated in step S107) on a plane perpendicular to the blood vessel axis where the marker 611 is located.

上記のウインドウ６００を表示したとき、ユーザはマーカ６１１を、マウス１１４を操作して、水平方向に沿って自由に移動できる。信号処理部２０１は移動後のマーカ６１１の位置の断面画像をメモリ２０２から読み出し、表示領域６３０に表示する処理を行うことになる。   When the window 600 is displayed, the user can freely move the marker 611 along the horizontal direction by operating the mouse 114. The signal processing unit 201 reads out the cross-sectional image at the position of the marker 611 after the movement from the memory 202 and displays it in the display area 630.

上記のようなＧＵＩの表示の結果、表示領域６３０に表示された血管断面画像がスキャニングした際の血管のどの位置の断面画像であるのか、更には、その位置での回転速度に起因した歪の大小レベルを把握できるようになる。   As a result of the GUI display as described above, the position of the blood vessel when the blood vessel cross-sectional image displayed in the display area 630 is a cross-sectional image is scanned, and further, the distortion due to the rotational speed at that position is reduced. You will be able to grasp the big and small levels.

以上説明したように本実施形態によれば、プローブ１０１内のイメージングコア２５１における光送受信部２５０と、プルバック部との回転速度差を検出することが可能になる。そして、それを利用して、断面画像の歪み程度をユーザに知らしめること、或いは／及び、速度に見合った断面画像の再構成処理も可能となる。   As described above, according to the present embodiment, it is possible to detect the rotational speed difference between the optical transmission / reception unit 250 and the pullback unit in the imaging core 251 in the probe 101. By using this, it is possible to inform the user of the degree of distortion of the cross-sectional image, and / or to reconstruct the cross-sectional image corresponding to the speed.

なお、上記実施形態では、歪指標値の大小とは無関係に、ライン毎の相対的な回転速度に従って再構成処理を行うものしたが、歪指標値がＴ１未満の場合には、従来と同じ全ラインを等角度で配置して再構成処理を行うようにしても構わない。   In the above embodiment, the reconstruction process is performed according to the relative rotational speed for each line regardless of the magnitude of the distortion index value. However, when the distortion index value is less than T1, The reconstruction process may be performed by arranging lines at equal angles.

また、上記実施形態からもわかるように、実施形態における処理の大部分は、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。従って、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。   Further, as can be seen from the above-described embodiment, most of the processing in the embodiment is performed by the signal processing unit 201 formed of a microprocessor. Therefore, since the microprocessor realizes its function by executing the program, the program naturally falls within the scope of the present invention. Further, the normal program is 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 apparent that such a computer-readable storage medium falls within the scope of the present invention.

１０１…プローブ、１０２…プルバック部、１１１…本体制御部、１１３…モニタ、２０１…信号処理部、２０２…メモリ、２２８…偏光分離検出回路、２５０…光送受信部、２５１…イメージングコア DESCRIPTION OF SYMBOLS 101 ... Probe, 102 ... Pull back part, 111 ... Main body control part, 113 ... Monitor, 201 ... Signal processing part, 202 ... Memory, 228 ... Polarization separation detection circuit, 250 ... Optical transmission / reception part, 251 ... Imaging core

Claims (10)

光送受信部を先端部に有するイメージングコアを回転自在に、且つ、移動自在に収容したプローブを用い、波長掃引光源からの光に基づく光干渉を利用して、体腔内の断面画像を生成する画像診断装置であって、
前記プローブからの光と参照光との合成による干渉光を、所定の偏光フィルタを介し、偏光干渉データとして出力する偏光検出手段と、
前記光送受信部の回転中の各角度を示すタイミングにおいて前記偏光検出手段より得られた偏光干渉データから、前記光送受信部の予め設定された部位の反射強度値を検出する検出手段と、
該検出手段で検出した、各タイミングにおける反射強度値に基づき、前記光送受信部の回転速度を算出する回転速度算出手段と
を有することを特徴とする画像診断装置。 An image that generates a cross-sectional image in a body cavity using a probe that accommodates an imaging core having an optical transmission / reception unit at a distal end in a rotatable and movable manner, and uses optical interference based on light from a wavelength swept light source. A diagnostic device,
Polarization detection means for outputting interference light by combining light from the probe and reference light as polarization interference data via a predetermined polarization filter;
Detecting means for detecting a reflection intensity value of a preset part of the optical transmitting / receiving unit from polarization interference data obtained from the polarization detecting unit at a timing indicating each angle during rotation of the optical transmitting / receiving unit;
An image diagnostic apparatus comprising: a rotation speed calculation unit that calculates a rotation speed of the optical transmission / reception unit based on a reflection intensity value at each timing detected by the detection unit. 前記回転速度算出手段で判定した回転速度に基づき、各断面画像を生成するための期間での回転速度の変化量を、当該断面画像の歪指標値として算出する歪指標値算出手段と、
当該歪指標値算出手段で算出した歪指標値の大小の程度を視覚的に識別可能に表示する表示手段と
を更に有することを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。 Based on the rotation speed determined by the rotation speed calculation means, a distortion index value calculation means for calculating a change amount of the rotation speed in a period for generating each cross-sectional image as a distortion index value of the cross-sectional image;
The image diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising: a display unit that displays the magnitude of the strain index value calculated by the strain index value calculation unit so as to be visually identifiable. 前記歪指標値算出手段は、前記断面画像を生成するための隣接するフレーム間の反射強度値の差の２乗和を求めることを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。   The image diagnostic apparatus according to claim 2, wherein the distortion index value calculation unit obtains a square sum of a difference in reflection intensity value between adjacent frames for generating the cross-sectional image. 前記断面画像は血管断面画像であって、
前記表示手段は、血管の軸に沿った各位置を水平軸、歪指標値の程度を垂直軸とするグラフを表示する
ことを特徴とする請求項２又は３に記載の画像診断装置。 The cross-sectional image is a blood vessel cross-sectional image,
The image diagnosis apparatus according to claim 2, wherein the display unit displays a graph in which each position along the axis of the blood vessel is a horizontal axis and the degree of the strain index value is a vertical axis. 前記回転速度算出手段は、
前記光送受信部の１回転に対応する着目フレームにおける各タイミングの前記反射強度と、直前フレームの各タイミングの前記反射強度とに基づき、前記直前フレームに対する前記着目フレームの反射強度の時間軸に対するシフト量を、前記着目フレームにおけるタイミング毎に算出し、
着目タイミングと直前のタイミングにおけるシフト量の差を、前記送受信部の基準回転速度に対する、当該着目タイミングにおける相対速度として算出する
ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像診断装置。 The rotation speed calculation means includes
Based on the reflection intensity at each timing in the frame of interest corresponding to one rotation of the optical transceiver and the reflection intensity at each timing of the immediately preceding frame, the shift amount of the reflection intensity of the frame of interest with respect to the immediately preceding frame with respect to the time axis For each timing in the frame of interest,
5. The image according to claim 1, wherein a difference in shift amount between the target timing and the immediately preceding timing is calculated as a relative speed at the target timing with respect to a reference rotation speed of the transmission / reception unit. Diagnostic device. 前記回転速度算出手段で算出した各タイミングの回転速度に基づき、前記断面画像を生成するためのラインが成す角度を調整し、調整された角度のラインに従い、断面画像を生成する断面画像生成手段と、
を有することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の画像診断装置。 Cross-sectional image generating means for adjusting the angle formed by the line for generating the cross-sectional image based on the rotational speed at each timing calculated by the rotational speed calculating means, and generating a cross-sectional image according to the line of the adjusted angle; ,
The diagnostic imaging apparatus according to claim 1, comprising: 前記検出手段は、回転中心位置から最初のピークとなる反射強度値を検出することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像診断装置。   The diagnostic imaging apparatus according to claim 1, wherein the detection unit detects a reflection intensity value that is a first peak from a rotation center position. 光送受信部を先端部に有するイメージングコアを回転自在に、且つ、移動自在に収容したプローブを用い、波長掃引光源からの光に基づく光干渉を利用して、体腔内の断面画像を生成する画像診断装置の制御方法であって、
前記プローブからの光と参照光との合成による干渉光を、所定の偏光フィルタを介し、偏光干渉データとして出力する偏光検出工程と、
前記光送受信部の回転中の各角度を示すタイミングにおいて前記偏光検出工程より得られた偏光干渉データから、前記光送受信部の予め設定された部位の反射強度値を検出する検出工程と、
該検出工程で検出した、各タイミングにおける反射強度値に基づき、前記光送受信部の回転速度を算出する回転速度算出工程と
を有することを特徴とする画像診断装置の制御方法。 An image that generates a cross-sectional image in a body cavity using a probe that accommodates an imaging core having an optical transmission / reception unit at a distal end in a rotatable and movable manner, and uses optical interference based on light from a wavelength swept light source. A method for controlling a diagnostic device, comprising:
A polarization detection step of outputting interference light by combining light from the probe and reference light as polarization interference data via a predetermined polarization filter;
A detection step of detecting a reflection intensity value of a preset portion of the optical transmission / reception unit from polarization interference data obtained from the polarization detection step at a timing indicating each angle during rotation of the optical transmission / reception unit;
And a rotation speed calculation step of calculating a rotation speed of the optical transmission / reception unit based on the reflection intensity value at each timing detected in the detection step. コンピュータが読み込み実行することで、前記コンピュータを、請求項１乃至７のいずれか１項に記載の画像診断装置の各手段として機能させるためのプログラム。   The program for functioning the said computer as each means of the image diagnostic apparatus of any one of Claim 1 thru | or 7 when a computer reads and executes. 請求項９に記載のプログラムを格納したコンピュータが読み取り可能な記憶媒体。   A computer-readable storage medium storing the program according to claim 9.
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