JP6105740B2 - 画像診断装置及びその作動方法 - Google Patents

Description

本発明は光干渉を用いた画像診断装置及びその作動方法に関するものである。

バルーンカテーテル、ステント等の高機能カテーテルによる血管内治療が行われている。この手術前の診断、或いは、手術後の経過確認のため、光干渉断層診断装置（ＯＣＴ:Optical Coherence Tomography）等の画像診断装置が用いられるのが一般的になってきた。

光干渉断層診断装置は、光学レンズと光学ミラーを有するイメージングコアを先端に取り付けた光ファイバを内蔵し、少なくとも先端部が透明なシースを有するプローブを用いる。そして、そのプローブを患者の血管内に導き、イメージングコアを回転させながら、光学ミラーを介して血管壁に光を照射し、血管壁からの反射光を再度、その光学ミラーを介して受光することでラジアル走査を行い、得られた反射光を元に血管の断面画像を構成するものである。そして、この光ファイバを回転させながら、所定速度で引っ張る操作（一般にプルバックと呼ばれる）を行うことで、血管の長手方向の内腔面の３次元画像を形成する（特許文献１）。また、ＯＣＴの改良型として、波長掃引を利用した光干渉断層診断装置（ＳＳ−ＯＣＴ:Swept-source Optical coherence Tomography）も開発されている。

特開２００７−２６７８６７号公報

ところで血液中では光が減衰、散乱するため、光信号の送受信を行って血管内腔面をスキャンする際の妨げになる。そこで、通常、スキャンする際には光の減衰、散乱が少ないフラッシュ液をガイディングカテーテルより放出して血管内をフラッシュ液で満たし、光の透過性を確保する。この操作は、文字通りフラッシュ操作と呼ぶ。フラッシュ液の代表的なものは、生理食塩水などの等張液、血管造影剤、或いは、それらの混合液である。ここで、フラッシュ液は、その種類や混合率の比率などにより、光の屈折率が異なる。

光干渉断層診断装置の場合、装置内部の光源から出力される光を測定光と参照光に分割し、測定光を血管組織に向けて出射する。そして、その血管組織からの反射光（散乱光）を受光し、所定の距離を経て反射した参照光との干渉光を得、その強度から血管断層像を再構成する。そのため、上記のフラッシュ液の屈折率が異なる場合、液中の空間距離（参照光との光路差と屈折率から算出）が変化するため、プルバックスキャン時に用いたフラッシュ液の屈折率が血管断面画像の再構成を行う際の重要なパラメータとなる。

ここで、問題になるのは、プルバックスキャンする際に利用したフラッシュ液を失念してしまう場合である。正しいフラッシュ液が指定できれば、正しい屈折率が指定できることを意味するので、再構成される血管断面画像のスケール（寸法）は高い精度が維持できる。一方、ユーザが誤ったフラッシュ液を指定した場合、再構成された血管断面画像のスケールは、本来のスケールと異なるものとなり、誤診につながる。

本発明は、上記課題に鑑みてなされたものである。そして、本明細書では、フラッシュ液の屈折率を自動判別する技術を提供しようとするものである。

上記課題を解決するため、本発明の一態様では、以下に示す画像診断装置が提供する。すなわち、
光源と、当該光源からの光を被検者の血管の内腔面に向けて出射すると共にその反射光を検出するイメージングコアを収容した、光透過性を有するカテーテルシース部を有するプローブとを有し、前記イメージングコアを回転させると共に所定速度で前記プローブに沿って移動させるプルバック処理を実行することで、血管内腔面の血管画像を再構成する画像診断装置であって、
既知の屈折率の媒体内に前記プローブを位置させた状態で、前記光源からの光を前記既知の屈折率の媒体に向けて出射した際の、前記既知の屈折率の媒体とカテーテルシース部の境界面からの反射光の情報を記憶する記憶手段と、
前記プルバック処理を行う際に用いたフラッシュ液と前記カテーテルシース部との境界面からの反射光の強度を検出する検出手段と、
前記記憶手段に記憶された情報が示す光の強度、前記検出手段で検出した反射光の強度、及び、前記カテーテルシース部の光の屈折率から、前記フラッシュ液の光の屈折率を算出し、当該算出したフラッシュ液の屈折率を血管画像を再構成する際のパラメータとして設定する設定手段とを有する。

本発明によれば、フラッシュ液の屈折率を自動算出するので、利用するフラッシュ液の種類を特に設定しなくても、正しいスケールの血管画像を再構成することができる。

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。
本発明の一実施の形態に係わる画像診断装置１００の全体構成の一例を示す図である。 第１の実施形態における画像診断装置１００のブロック構成図である。 血管内のラジアルスキャンを説明するための図である。 ２次元血管断面画像と３次元血管内腔面画像との関係を示す図である。 フラッシュ液とカテーテルシースとの境界面の反射光の検出原理を説明するための図である。 実施形態における画像診断装置の処理手順を示すフローチャートである。 媒体１、２の境界面での入射光と反射光との関係を示す図である。

以下、本発明に係わる実施の形態について添付図面を参照して詳細に説明する。

［第１の実施形態］
図１は、本発明の一実施の形態に係わる波長掃引を利用した画像診断装置１００の全体構成の一例を示す図である。

画像診断装置１００は、プローブ１０１と、プルバック部１０２と、操作制御装置１０３で構成され、プルバック部１０２と操作制御装置１０３は、コネクタ１０５を介してケーブル１０４で接続されている。このケーブル１０４には、光ファイバ、並びに各種信号線が収容されている。

プローブ１０１は、光ファイバを回転自在に収容する。この光ファイバの先端には、操作制御装置１００からプルバック部１０２を介在して伝送された光（測定光）を、光ファイバの中心軸に対してほぼ直行する方向に送信するとともに、送信した光の外部からの反射光を受信するための光送受信部を有するイメージングコア２５０（図２参照）が設けられている。

プルバック部１０２は、プローブ１０１に設けられたアダプタを介して、プローブ１０１内の光ファイバと保持する。そして、プルバック部１０２に内蔵されたモータを駆動させることでプローブ１０１内の光ファイバを回転させることで、その先端に設けられたイメージングコアを回転させることが可能になっている。また、プルバック部１０２は、内蔵の直線駆動部２４３（図２参照）に設けられたモータを駆動して、プローブ１０１内の光ファイバを所定速度で引っ張る（プルバック部と呼ばれる所以である）処理も行う。

上記構成により、プローブを患者の血管内に案内し、プルバック部１０２に内蔵したラジアル走査モータ（図２の符号２４１）を駆動して、プローブ内の光ファイバを回転させることで、血管内の内腔面を３６０度に渡ってスキャンすることが可能になる。さらに、プルバック部１０２が直線駆動部（図２の符号２４３）によってプローブ１０１内の光ファイバを所定速度で引っ張ることで、血管軸に沿ったスキャンが行われることになり、結果的に血管の内側から見た断層像を構築することが可能となる。

操作制御装置１０３は、画像診断装置１００の動作を統括制御する機能を有する。操作制御装置１０３は、例えば、ユーザ指示に基づく各種設定値を装置内に入力する機能や、測定により得られたデータを処理し、体腔内の断層画像として表示する機能を備える。

操作制御装置１０３には、本体制御部１１１、プリンタ／ＤＶＤレコーダ１１１−１、操作パネル１１２及びＬＣＤモニタ１１３、等が設けられている。本体制御部１１１は、光断層画像を生成する。光断層画像は、測定により得られた反射光と光源からの光を分離することで得られた参照光とを干渉させることで干渉光データを生成するとともに、当該干渉光データに基づいて生成されたラインデータを処理することにより生成される。

プリンタ／ＤＶＤレコーダ１１１−１は、本体制御部１１１における処理結果を印刷したり、データとして記憶したりする。操作パネル１１２は、ユーザが各種設定値及び指示の入力を行なうユーザインターフェースである。ＬＣＤモニタ１１３は、表示装置として機能し、例えば、本体制御部１１１において生成された断層画像を表示する。１１４は、ポインティングデバイス（座標入力装置）としてのマウスである。

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。

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。

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。

第１のシングルモードファイバ２７１における光ファイバカップラ２７２より先端側にから発した光は、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。

一方、プローブ１０１はプルバック部１０２と接続するためのアダプタ１０１ａを有する。そして、このアダプタ１０１ａによりプローブ１０１をプルバック部１０２に接続することで、プローブ１０１が安定してプルバック部１０２に保持される。さらに、プローブ１０１内に回転自在に収容された第３のシングルモードファイバ２７４の端部が、光ロータリージョイト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（詳細は図４を用いて説明する）を搭載したイメージングコア２５０が設けられている。

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イメージングコア２５０に導かれる。イメージコア２５０は、この光を、ファイバの軸に直行する方向に出射するとともに、その反射光を受光し、その受光した反射光が今度は逆に導かれ、操作制御装置１０３に返される。

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の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。

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。

１軸ステージ２２４で光路長が微調整され、グレーティング２２１、レンズ２２２を介してミラー２２３にて反射された光は再び第４のシングルモードファイバ２７５に導かれ、光ファイバカップラ２７２にて、第１のシングルモードファイバ２７１側から得られた光と混合されて、干渉光としてフォトダイオード２０４にて受光される。

このようにしてフォトダイオード２０４にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２０５により増幅された後、復調器２０６に入力される。この復調器２０６では干渉した光の信号部分のみを抽出する復調処理を行い、その出力は干渉光信号としてＡ／Ｄ変換器２０７に入力される。

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。

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４２８では干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）により周波数分解して深さ方向のデータ（ラインデータ）を生成し、これを座標変換することにより、血管内の各位置での光断面画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。

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。

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の所定速度で引っ張るための直線駆動部２４３への駆動信号の供給である。

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。

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ガイディングカテーテルから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２５０に供給される。このとき、プローブ１０１の先端位置にあるイメージングコア２５０は回転しながら、回転軸に沿って移動することになるので、イメージングコア２５０は、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。

ここで、１枚の光断面画像の生成にかかる処理を図３を用いて簡単に説明する。同図はイメージングコア２５０が位置する血管の内腔面３０１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。イメージングコア２５０の１回転（３６０度）する間に、複数回の測定光の送信と受信を行う。１回の光の送受信により、その光を照射した方向の１ラインのデータを得ることができる。従って、１回転の間に、例えば５１２回の光の送受信を行うことで、回転中心３０２から放射線状に延びる５１２個のラインデータを得ることができる。この５１２個のラインデータは、回転中心位置の近傍では密で、回転中心位置から離れるにつれて互いに疎になっていく。そこで、この各ラインの空いた空間における画素については、周知の補間処理を行なって生成していき、人間が視覚できる２次元の断面画像を生成することになる。そして、図４に示すごとく、生成された２次元断面画像４０１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４０２を得ることができる。なお、２次元の断面画像の中心位置は、イメージングコア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。

波長掃引を利用した画像診断装置では、図３の或る１ライン分の光の送信と受信を行う期間、波長掃引光源２０３は時間軸に対して出力する光の波長を徐々に変えて出射する。波長掃引光源２０３は、公知の構成であるので特に説明はしないが、１ライン分の光の出力と受信する期間で波長λmaxからλminの光を出力する。換言すれば、このλmax：λminの期間が、図３の１ライン分のデータを得るための期間（実施の形態では２５μｓｅｃ）となる。

なお、光の送受信の際には、イメージンコア２５０に収容されたレンズ表面、カテーテルシース自身からの反射もあるので、図示の如く、断面画像の回転中心軸の近傍には、いくつもの円（同心円）の影３０３が形成される。また、図示の符号３０４は、プローブ１０１を患部まで案内するガイドワイヤの影である。なお、ガイドワイヤは金属製であり、光を透過しない。よって、回転中心３０２から見てガイドワイヤの裏側部分の血管内腔面の画像を得ることはできない。図示はあくまで概念図であると認識されたい。

さて、２次元断面画像４０１やそれを互いに接続した３次元血管画像４０２を再構成する際、利用したフラッシュ液の種類の指定に誤りがあるとその媒体内の誤った屈折率に基づき画像を再構成することになるので、生成される像のスケール（サイズ）は実際のそれとは異なったものとなる。血管、とりわけ冠動脈にステントを配置のための診断の際には、その患部の血管内腔面の径のサイズが重要なファクタになるから、フラッシュ液の誤った指定は無視できない。本実施形態では、ユーザにフラッシュ液の種類を指定させるのではなく、そのフラッシュ液内の光の屈折率を自動判別し、正しいスケールの画像を再構成するためのパラメータを得るものである。

ここで、図７に示すように、屈折率ｎ１の媒体１から屈折率ｎ２の媒体２に入射角度０で入射する光の強度をＩ，その２つの媒体１，２の境界面での反射光の強度をＩ’としたとき、これらの関係は次のように表せる。
Ｉ’＝Ｉ×｛（ｎ１−ｎ２）／（ｎ１＋ｎ２）｝² …（１）
かかる式の意味する点は、媒体１の屈折率ｎ１と入射光の強度Ｉが既知であり、媒体２の屈折率ｎ２が未知であった場合、その反射光強度Ｉ’を測定すれば、媒体２の屈折率ｎ２を求めることができることを意味する。

上記を踏まえ、実施形態における画像診断装置１００におけるフラッシュ液の屈折率を求める原理を以下に説明する。

図５はプローブ１０１の先端近傍のイメージングコア２５０の断面概略図を示している。図示のごとく、イメージングコア２５０における、第３のシングルモードファイバ２７４の端部には光学レンズ（以下、ボールレンズ）２７４ａが存在し、光信号の送受信中、ボールレンズ２７４ａは図示の矢印５５０に示すように回転軸５５１を中心として回転することになる。

ボールレンズ２７４ａは、同図の垂直面に対し、球体を略４５度の角度で切った半球体形状を成し、その傾斜面にはミラー部２７４ｂが形成されている。また、ボールレンズ２７４ａは半球体形状を有することで、レンズの機能を兼ね備えている。先に説明したように、プルバック部１０２を介して入射した光の大部分は図示の矢印５００に示すように、ミラー部２７４ｂにて反射され、その反射光の多くがレンズ部５１０を介して、血管内腔面に向かうように出射されることになる。しかし、この際、微弱ではあるが、レンズ部５１０の表面の反射光５１１、カテーテルシース５５０の内側境界面５２０での反射光５２１、カテーテルシース５５０の外側境界面５３０での反射光５３１となって、再び第３のシングルモードファイバ２７４内に導かれることになる。なお、これらの反射光を測定する際には、第３のシングルモードファイバ２７４を回転させる必要はない。

光信号の送受信時では、図示の符号５０１がフラッシュ液となっている。それ故、スキャン中の回転中心軸５５１から３番目の位置にあるピークの反射光５３１が、カテーテルシース５５０とフラッシュ液の境界面での反射光であると見なせる。故に、カテーテルシース５５０の屈折率と、入射光強度が既知であれば、反射光５３１の強度から、フラッシュ液５０１の屈折率を求めることができることは理解できよう。

ここで注意すべき点は、カテーテルシース５５０の屈折率は固定であると見なせるものの（ハードディスク２１０に予め記憶されているか、プログラムの一部として定義される）、波長掃引掃引光源２０３から出射する光強度は経年変化の影響で徐々にではあるが低下していく点、及び、カテーテルシース５５０の境界面における反射光強度がカテーテルごとにばらつきがある点である。本実施形態では、カテーテルのキャリブレーション（光路差調整）時に、プローブ１０１を生理食塩水や空気など、既知の屈折率の媒体内にプローブ１０１の先端部を位置づけて、回転中心位置から３番目の反射光の強度Ｉ’を検出し、ハードディスク２１０に記憶保持しておく。ここで入射光強度Ｉは下記の式から求めることができる。
Ｉ＝Ｉ’／｛（ｎ１−ｎ２）／（ｎ１＋ｎ２）｝²

ここで、Ｉ’は実際に測定した値であり、ｎ１はカテーテルシース５５０の屈折率（既知）、ｎ２は生理食塩水や空気などの既知の屈折率（既知）である。

さて、実際にスキャンした際には、ハードディスク２１０に記憶しておいた反射光強度から求めた入射光強度Ｉ、検出した回転中心軸５５１から３番目の反射光の強度Ｉ’、カテーテルシース５５０の既知の屈折率ｎ１、未知のフラッシュ液未知の屈折率ｎ_xとしたとき、これらの関係は式（１）からも明らかなように次式（２）となる。
Ｉ’＝Ｉ×｛（ｎ１−ｎ_x）／（ｎ１＋ｎ_x）｝² …（２）
この式で、未知なのはフラッシュ液の屈折率ｎ_xだけであり、容易に算出できる。

こうして、算出したフラッシュ液の屈折率ｎ_xを、２次元断層像の再構成処理のパラメータとして設定すれば、意図したスケールの２次元断面画像や３次元血管画像を再構成することができるようになる。なお、画像再構成処理そのものは周知であるので、ここでの説明は省略する。

ここで、上記の回転中心軸５５１から３番目の反射光の強度を求めるタイミングについても言及したい。スキャン開始時点では、フラッシュ液をガイディングカテーテルの先端から放出した初期段階であり、カテーテルシース５５０の外側にはフラッシュ液だけでなく多少の血液が混ざりあっている可能性がある。要するに、このタイミングは、純粋なフラッシュ液とカテーテルシース５５０の境界面での反射光を測定しているとは必ずしも言えない。また、スキャン終了時点も、フラッシュ液に血液が再び混ざり合うタイミングであるので、同様の理由で好ましくはない。かかる点を踏まえ、本発明者は、スキャン処理の開始から終了するまでのちょうど中間のタイミングが、純粋なフラッシュ液とカテーテルシース５５０の境界面の反射光のタイミングとして好適であるとし、そのタイミングを利用することに着想が至った。

以上であるが、実施形態における画像診断装置における信号処理部２０１の処理をまとめると次の通りである。

まず、信号処理部２０１は、ステップＳ６０１にて、プローブ１０１を被験者の血管内に挿入する以前に、干渉光と測定光との光路長差を調整する処理、すなわち、キャリブレーション処理を実行する。このとき、プローブ１０１の先端は既知の屈折率の媒体（生理食塩水や空気など）内に位置した状態で行う。そして、その際に、カテーテルシース５５０の外面と媒体との境界面の反射光の強度を測定し、ハードディスク２１０に記憶する。キャリブレーション処理を終えると、プローブ１０１を患者の血管へ挿入する操作を行うことになる。この間、信号処理部２０１は、ユーザからの入力待ち状態になる（ステップＳ６０２）。

ユーザから操作パネル１１２を介して何らかの入力があると、信号処理部２０１はステップＳ６０３にて、その入力の判定処理を行う。プルバックスキャンの開始指示以外の入力であると判定した場合には、ステップＳ６０４にて対応する処理を行う。例えば、この処理には、例えばプルバックする長さなどのプルバックにかかるパラメータの設定が含まれる。また、プルバック開始指示であると判定した場合には、処理をステップＳ６０５に進める。

プルバックスキャン開始の指示入力を検出すると、ステップＳ６０５にて、信号処理部２０１は波長掃引光源２０３を駆動し、かつ、ブルバック部１０２を制御して第３のシングルモードファイバ２７４を回転させながら、所定の速度で引っ張る処理を開始させる。この結果、光ファイバカップラ２７２を介しての干渉光がフォトダイオード２０４にて受光され、フォトダイオード２０４はそれを電気信号に変換し出力する。信号処理部２０１はＡ／Ｄ変換器２０７からの干渉光データを順にメモリ２０２に一旦格納していく（ステップＳ６０６）。そして、かかる干渉光データの格納処理を、ステップＳ６０７にて、プルバックスキャン開始時に設定した終了タイミングになったと判断するまで、繰り返す。

プルバックスキャンが終了すると、信号処理部２０１は、ステップＳ６０８にて、メモリ２０２内に格納された干渉光データに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）処理を行い、回転軸からの径方向に向かう深さ方向のデータ（ラインデータ）を生成する。そして、ステップＳ６０９にて、プルバックスキャンの期間における中央に位置する複数のラインデータを解析し、回転中心軸から３番目のピークの値の平均値を算出し、これをフラッシュ液とカテーテルシース５５０の境界面の反射光強度Ｉ’として決定する。なお、複数のラインデータの平均値を利用するのはノイズの影響を小さくするためである。

この後、信号処理部２０１は、ステップＳ６１０にて、ハードディスク２１０に記憶された反射強度から入射光強度Ｉを求める。そして、決定した反射強度Ｉ’と、既知のカテーテルシース５５０の屈折率ｎ１、入射光強度Ｉから、フラッシュ液の屈折率ｎ_xを求める。そして、ステップＳ６１１にて、求めたフラッシュ液の屈折率ｎ_x（または、フラッシュ液中に光の伝搬速度ｘ／ｎ_x）を、２次元血管断面画像の生成処理のためのパラメータとして設定し、再構成処理を実行する。この後、ステップＳ６１２にて、再構成した２次元断面画像や３次元断面画像をＬＣＤモニタ１１３に表示する。なお、血管断面画像の再構成処理や、再構成した２次元断面画像の表示そのものは、これまでと同様とし、その説明は省略する。

以上説明したように本実施形態によれば、プルバックスキャンの際に用いたフラッシュ液の種類について格別注意をしなくても、そのフラッシュ液の正しい屈折率を自動算出した上で血管断層像を再構成するので、実際の血管のスケールに合った血管断層像を再構成することができる。

［第２の実施形態］
上記実施形態では、反射光強度Ｉ’を式（１）で示したが、次式で表しても良い。

Ｉ’＝Ａ・x＋Ｂ
ここで、ｘはフラッシュ液の屈折率、Ａ，Ｂはカテーテルごとに定まる定数である。

予め上記一般式を信号処理部に入れておき、キャリブレーション時に２種の媒体にてI’を求めればＡ，Ｂ共に求めることができるため、後に行う未知のフラッシュ液ついて屈折率の算出が可能となる。このときの２種の媒体としては、例えばシース外が空気の場合と参照液（生理食塩水）等が考えられる。

＜その他の実施形態＞
なお、上記実施形態では、フラッシュ液の放出にかかる操作をユーザの手操作で行う例を説明したが、このフラッシュ液の放出処理も信号処理部２０１の制御化で自動化するシステムに適用しても構わない。

また、実施形態では、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）を例に説明したが、単一波長を利用するＯＣＴタイプの光干渉断層診断装置に適用しても良い。

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

本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の要旨及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。

Claims (4)

1. 光源と、当該光源からの光を被検者の血管の内腔面に向けて出射すると共にその反射光を検出するイメージングコアを収容した、光透過性を有するカテーテルシース部を有するプローブとを有し、前記イメージングコアを回転させると共に光信号の送受信を実行することで、血管内腔面の血管画像を再構成する画像診断装置であって、
   既知の屈折率の媒体内に前記プローブを位置させた状態で、前記光源からの光を前記既知の屈折率の媒体に向けて出射した際の、前記既知の屈折率の媒体とカテーテルシース部の境界面からの反射光の情報を記憶する記憶手段と、
   前記光信号の送受信を行う際に用いたフラッシュ液と前記カテーテルシース部との境界面からの反射光の強度を検出する検出手段と、
   前記記憶手段に記憶された情報が示す光の強度、前記検出手段で検出した反射光の強度、及び、前記カテーテルシース部の光の屈折率から、前記フラッシュ液の光の屈折率を算出し、当該算出したフラッシュ液の屈折率を血管画像を再構成する際のパラメータとして設定する設定手段と
   を有することを特徴とする画像診断装置。
2. 光源と、当該光源からの光を被検者の血管の内腔面に向けて出射すると共にその反射光を検出するイメージングコアを収容した、光透過性を有するカテーテルシース部を有するプローブを有し、前記イメージングコアを回転させると共に光信号の送受信を実行することで、血管内腔面の血管画像を再構成する画像診断装置の作動方法であって、
   既知の屈折率の媒体内に前記プローブを位置させた状態で、前記光源からの光を前記既知の屈折率の媒体に向けて出射した際の、前記既知の屈折率の媒体とカテーテルシース部の境界面からの反射光の情報を、所定の記憶手段に格納する格納工程と、
   前記光信号の送受信で得られたデータを解析し、光信号の送受信を行う際に用いたフラッシュ液と前記カテーテルシース部との境界面からの反射光の強度を検出する検出工程と、
   前記記憶手段に記憶された情報が示す光の強度、前記検出工程で検出した反射光の強度、及び、前記カテーテルシース部の光の屈折率から、前記フラッシュ液の光の屈折率を算出し、当該算出したフラッシュ液の屈折率を血管画像を再構成する際のパラメータとして設定する設定工程と
   を有することを特徴とする画像診断装置の作動方法。
3. 請求項２に記載の方法の各工程をコンピュータに実行させるためのプログラム。
4. 請求項３に記載のプログラムを格納したコンピュータ可読記憶媒体。

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