JP6224496B2 - 画像診断装置及びその作動方法 - Google Patents

Description

本発明は画像診断装置及びその作動方法に関するものである。

血管内腔の画像を取得する装置として、光の送受信を行うイメージングコアを先端部に回転自在に且つ軸方向に移動自在に収容したカテーテルを用いる光干渉断層診断装置（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）等がある。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（特許文献１）。以下、これらを総称して画像診断装置という。

画像診断装置の製造の最終工程では、その装置の感度検査が行われる。一般には、カテーテルを介在させず、かつ、専用の測定装置を用いて、測定光を既知の反射光が得られる対象物（通常はミラー）に光を当てて、その反射光の強度を検出することで、画像診断装置の感度を算出する。この工程で算出した感度が予め設定された許容範囲から外れる場合、その装置には何らかの異常があるものとし、再度の検査工程を経て部品の交換工程まで遡ることになる。

特開２００７−２６７８６７号公報

上記の通りなので、一般に医療機関で利用される画像診断装置は、少なくとも感度検査にパスしたものとなるわけであるが、その一方で、経年劣化、特に光源の出力の低下が要因で感度が次第に低下することが起こり得る。また、何らかの強い衝撃を受けてファイバの一部や接合部等の光路が破損した場合には一気に下がることも起こり得る。感度が一気に低下した場合には、それまでに得られた血管断面画像との対比一目瞭然であるといえるが、経年劣化や破損の程度が小さい場合には、得られる血管断面画像が全体的に暗くなる程度であり、熟練者と言えどもそれに気づくことは難しい。また、光源の調整位置から微小な変動や、参照光の出力変化に伴い、感度が上昇してしまうこともある。

本発明は上記問題点に鑑みなされたものであり、特別な装置を用意することなく、画像診断装置を利用する側の環境内で簡易的に感度を測定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、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、
光送受信部を先端近傍に回転自在に収納したカテーテルを用いて、血管内の断面画像を再構成する光干渉を利用した画像診断装置であって、
光干渉データに対してフーリエ変換を行うことで得られたラインデータを解析する解析手段と、
該解析手段によるラインデータの解析結果に基づき、前記画像診断装置の感度を算出する算出手段とを有し、
前記解析手段は、前記ラインデータから、前記カテーテルのシースの内面と外面との間の第１のデータ、前記光送受信部の回転中心位置と当該光送受信部のレンズ表面との間の第２のデータを検出する検出手段を含み、
前記算出手段は、前記検出手段で得られた前記第１、第２のデータに基づき、前記画像診断装置の感度を算出することを特徴とする。

本発明によれば、特別な装置を用意することなく、画像診断装置を利用する側の環境内で簡易的に感度を測定することが可能になる。

実施形態における画像診断装置の外観図である。 画像診断のブロック構成図である。 光断面画像の生成にかかる処理を説明するための図である。 実施形態におけるカテーテルの先端部の断面構造図である。 ラインデータの例を示す図である。 実施形態における感度算出に係る処理を示すフローチャートである。

以下、本発明に係る実施の形態について添付図面を参照して詳細に説明する。

［第１の実施形態］
図１は、本発明の一実施の形態に係わる光断層像診断装置（以下、単に画像診断装置）１００の全体構成の一例を示す図である。なお、実施形態では波長掃引光源を利用する装置を例にするが、単一波長光源を用いる装置に適用できるので、波長掃引光源を利用するのはあくまで一例であると認識されたい。

画像診断装置１００は、カテーテル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。

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

プルバック部１０２は、カテーテル１０１に設けられたアダプタを介して、カテーテル１０１内の光ファイバを保持する。そして、プルバック部１０２に内蔵されたモータを駆動させることでカテーテル１０１内の光ファイバを回転させることで、その先端に設けられたイメージングコアを回転させることが可能になっている。また、プルバック部１０２は、内蔵の直線駆動部に設けられたモータを駆動して、カテーテル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、カテーテル１０１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、カテーテル１０１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がカテーテル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。これによって、血管の内側から見た、血管軸に沿った断層像を複数枚得ることができ、それらを接続して３次元の血管像を再構成することも可能となる。

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（医師）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ドライブ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ドライブ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うユーザーインターフェースである。ＬＣＤモニタ１１３は、表示装置として機能し、例えば、本体制御部１１１において生成された断層画像を表示する。１１４は、ポインティングデバイス（座標入力装置）としてのマウスである。

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、画像診断装置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。２０２は信号処理部２０１内に設けられたメモリ（ＲＡＭ）である。２１０は、信号処理部２０１が実行するためのプログラムや各種データ（後述のテーブル、屈折率を算出する複数のプログラムを含む）を格納している外部記憶装置であり、典型的にはハードディスクである。２０３は波長掃引光源であり、異なる波長の光を時間掃引する。

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、カテーテル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によりカテーテル１０１をプルバック部１０２に接続することで、カテーテル１０１が安定してプルバック部１０２に保持される。さらに、カテーテル１０１内に回転自在に収容された第３のシングルモードファイバ２７４の端部が、光ロータリージョイント２３０に接続される。この結果、第２のシングルモードファイバ２７３と第３のシングルモードファイバが光学的に結合される。第３のシングルモードファイバ２７４の他方端（カテーテル１０１の先頭部分側）には、光を回転軸に対してほぼ直行する方向に出射するミラーとレンズを搭載したイメージングコア２５０が設けられている。

上記の結果、波長掃引光源２０３が発した光は、第１のシングルモードファイバ２７１、第２のシングルモードファイバ２７３、第３のシングルモードファイバ２７４を介して、第３のシングルモードファイバ２７４の端部に設けられたイメージングコア２５０に導かれる。イメージングコア２５０は、この光を、ファイバの軸に直行する方向に出射するとともに、その反射光を受信し、その受信した反射光が今度は逆に導かれ、操作制御装置１０３に返される。

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、カテーテル１０１を交換して使用した場合の個々のカテーテル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。

具体的には、１軸ステージ２２４はカテーテル１０１を交換した場合に、カテーテル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、カテーテル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（以下、ＰＤ）にて受光される。

このようにしてＰＤ２０４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４５ＭＨｚで１０２４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４５ＭＨｚ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１０２４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２０１では干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）により周波数分解して深さ方向のデータ（ラインデータ）を生成し、これを座標変換することにより、血管内の各位置での光断面画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。

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２３０による第３のシングルモードファイバの回転を行うためのラジアル走査モータ２４１への駆動信号の供給、ラジアル走査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２８４の所定速度で引っ張るための直線駆動部２４３への駆動信号の供給である。

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。

図４はカテーテル１０１の先端近傍の断面構造図である。カテーテル１０１は、透明な部材で構成されるカテーテルシース４１０で構成され、かつ、その内部には、回転自在で、かつ、カテーテル１０１の軸に沿って移動可能なイメージングコア２５０を収容している。このイメージングコア２５０は、光送受信部５１２と、それを収容するハウジング４１１で構成される。また、このハウジング４１３は駆動シャフト４１４に支持される。駆動シャフト４１４は柔軟で、かつ回転をよく伝送できる特性の素材であり、例えば、ステンレス等の金属により構成されている。そして、駆動シャフト４１４の内部には第３のシングルモードファイバ２７４が収容されている。また、ハウジング４１１は円筒状の金属パイプの一部に切り欠き部を有する。光送受信部４１２は、その切欠き部を介して光の送信と受信を行うことになる。

光送受信部４１２は、第３のシングルモードファイバ２７４の端部に設けられ、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が形成されている。また、この光送受信部４１２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。第３のシングルモードファイバ２７４を介して供給された光は、このミラー部で反射され、図示の矢印４７２ａに沿って血管組織に向けて出射される。スキャン時には血管内での出射となる。光送受信部４１２は、図示の矢印４７２ｂで示される血管組織からの反射光を受信し、ミラー部で反射して、第３のシングルモードファイバ２７４にその反射光を返すことになる。

上記構成において、カテーテル１０１の先端を、患者の診断対象の患部（冠動脈）に位置させるまで挿入すると、ユーザは、不図示のガイディングカテーテルを介してフラッシュ液を、ガイディングカテーテルの先端から放出する操作を行う。そして、操作パネル１１２を走査して、スキャン開始を指示入力することになる。この指示入力を検出すると、信号処理部２０１は、波長掃引光源２３２を駆動して光を発生させ、測定光をイメージングコア２５０内の光送受信部４１２に供給する。さらに、信号処理部２０１は、プルバック部１０２内のラジアル走査モータ２４１、直線駆動部２４３を駆動してスキャン処理（イメージングコア２５０を回転させると共に、所定速度で引っ張る処理）を行う。この結果、メモリ２０２には、光干渉データが格納されていき、設定したフラッシュ液の屈折率をパラメータとして用いて、血管断層像の再構成処理が行われることになる。

ここで、１枚の光断面画像の生成にかかる処理を図３を用いて説明する。同図はイメージングコア２５０が位置する血管３０１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。イメージングコア２５０は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、高速フーリエ変換が施され、１ラインの各画素の値が決定されていく。各ラインは、回転中心位置の近傍では密で、回転中心位置から離れるにつれて互いに疎になっていく。そこで、この各ラインの空いた空間における画素については、周知の補間処理を行なって生成していき、人間が視覚できる２次元の断面画像を生成することになる。そして、生成された２次元断面画像を互いに接続することで、３次元血管画像を得ることができる。なお、光断面画像を再構成すると、イメージングコア２５０の回転中心３０２の近傍に３本の同心円３０３ａ乃至３０３ｃが生成される。これらは、光送受信部４１２が出射した光が、そのレンズ表面４１２ａ、カテーテルシース４１０の内側面４１０ａと外側面４１０ｂの境界面で反射したことに起因する影である（各面は図４を参照されたい）。また、図示の符号３０４は、カテーテル１０１を患部まで案内するガイドワイヤの影である。実際には、ガイドワイヤは金属製であり、光を透過しないので、回転中心位置３０２から見てガイドワイヤの裏側部分の画像を得ることができない。図示はあくまで概念図であると認識されたい。

以上、実施形態における画像診断装置の構成と動作の概要を説明した。次に、本発明に係る特徴である感度検出の原理について説明する。

背景技術にて説明したように、感度検査は画像診断装置の製造段階でメーカ側が専用の検査装置を用いて行うものである。それ故、ユーザ（医療機関）はメーカ側と同じ感度を検査することはできない。しかしながら、感度は経年劣化していくことも事実である。感度を適当な精度で把握できれば、許容範囲から外れる時期を予め予測することも可能となり、そのための事前対策を講じることも可能となる。よって、感度を把握することはユーザ側にとっても意義のあるものと言える。本発明者は、専用の検査装置ほどの高い精度ではないものの、ユーザの利用環境の範囲内で簡易的に感度を求める技術を創出するに至った。以下にその詳細を説明する。

感度は、光路差０の点における値であり、次式(1)で表される。
感度(dB)＝｛光路差０におけるＳＮＲ(dB)｝−｛Sampleの反射率(dB)｝…(1)
ここで、「sampleの反射率」とは、反射物を用いた場合に算出できる「１０・ｌｏｇ（反射光量(mW)／出力光量(mW)）」で算出される値(dB)である。実施形態では、カテーテルシース４１０の内側面４１０ａと外側面４１０ｂの間は、血液、水、空気などは含まない、樹脂であり、かつ、その部分の反射率は既知（固定）と見なせることに着目し、ここで言う「Sample」として好適であると考えた。「光路差０におけるＳＮＲ」は、このSample（シース４１０の素材内部）における実測の反射光の強度から、バックグラウンドノイズレベルを減じることで求めることができる。バックグランドノイズレベルは、「Sample」を測定した際と同じ状況下での、媒体に依存しない部分の信号を用いることが望ましい。発明者は、回転中心から光送受信部４１２のレンズの表面４１２ａまでの「反射光」として検出された信号をバックグラウンドノイズと見なせると考えた。

図５を用いてより詳しく説明する。同図は、ＦＦＴ変換で得られたラインデータを示している。水平軸が回転中心からの距離（実施形態では１０２４個の画素データを生成するものとしているので、０乃至１０２３の範囲となる）を表し、縦軸がラインデータを構成する各画素の画素値（反射強度）である。

既に説明したように、回転中心位置から２番目のピーク５０２がカテーテルシース４１０の内側面４１０ａ、３番目のピーク５０３がその外側面４１０ｂに対応する。よって、カテーテルシース４１０内の樹脂が占める部分の反射光の強度は、ピーク５０２と５０３との間である。実施形態で、ピーク５０２と５０３との間の「谷底」を、その対象位置の反射光強度Ｓ_Aとした。なお、ピーク５０２と５０３との間のちょうど中央位置の反射光強度としても構わないので、あくまで一例であると認識されたい。

また、最初のピーク５０１は、光送受信部４１２のレンズの表面４１２ａに対応するので、原点から、レンズ表面４１２ａよりも予め設定された画素分だけ内側までの反射光強度の平均値をバックグラウンドノイズの強度Ｓ_Bと認定した。

なお、上記は図５の１ライン分のデータから導き出したが、より精度を高めるため、イメージングコア２５０が１回転する際に得られる５１２本のラインについて求め、それぞれの平均値を最終的な値Ｓ_A、Ｓ_Bとした。

よって、求める感度Ｓ（dB）は、式（１）に従い、
Ｓ(dB)＝｛光路差０におけるＳＮＲ(dB)｝−｛Sampleの反射率(dB)｝
＝｛Ｓ_A-Ｓ_B｝−｛Ｃ｝ …(2)
上式(2)において「Ｃ」は既知であり、外部記憶装置２１０に予め格納された値である。また、値Ｓ_A,Ｓ_Bが、現実の干渉光データから導出した実測値である。そして、上記の式で得られた感度Ｓが、専用の感度検査装置と同じ精度ではないものの、一般の利用者にとっては、感度を表す指標値として十分な精度を有することを確かめた。

以上、実施形態における感度算出の原理を説明した。感度Ｓを算出するタイミングは、光路長調整機構２２０を制御して測定光と参照光との光路差をゼロにする調整（キャリブレーション）を行った以降であれば、どのようなタイミングでも構わない。例えば、現実に、患者の血管内をスキャンして得られたラインデータを参照して算出しても構わない。ここでは、画像診断装置の電源をＯＮにし、キャリブレーション処理に後続する処理で感度を計算する例を図６のフローチャートに従って説明する。なお、同図のフローチャートに係るプログラムは、外部記憶装置２１０に格納されているものである。

画像診断装置の電源がＯＮになると、信号処理部２０１は、ステップＳ６０１にて、キャリブレーション処理を実行する。キャリブレーション処理とは、ユーザの操作に基づき光路長調整機構２２０を制御し、参照光と測定光の光路長を合せる処理であり、公知のものである。よって、ここでの詳述はしないが、その過程では現実に測定した干渉光データからラインデータを生成する処理を行っている。従って、キャリブレーションを終えた段階では、測定光と参照光との光路長があった状態でのラインデータはメモリ２０２に記憶保持されている。そこで、信号処理部２０１は、ステップＳ６０２にて、メモリ２０２内のイメージングコア２５０の１回転分（実施形態では５１２本）のラインデータを参照し、先に示した算出処理を経て、現在の感度Ｓを求める。そして、信号処理部２０１は、求めた感度Ｓと現在の日時とを、ログ情報として外部記憶装置２１０に追加記録する。この結果、外部記憶装置２１０には、本装置が起動する毎に、感度と日時情報とが時系列に蓄積されることになる。

ステップＳ６０４では、算出した現在の感度が予め設定された許容範囲内にあるか否かを判定する。求めた感度がその範囲から外れるとステップＳ６０６にて、正常な断面画像を再構成することはできないと見なし、ＬＣＤモニタ１１３に、算出した感度（例えば赤色）と共に、許容範囲外となったことを示すエラーを表示し、本処理を終える。なお、エラー報知処理を行った場合には、それ以降の処理には進めないようにすることが望ましい。

一方、ステップＳ６０４にて、算出した現在の感度が正常値である（許容範囲内にある）と判定された場合、処理はステップＳ６０５に進む。このステップＳ６０５では、算出した感度Ｓは正常な値であるので、その感度Ｓを青色で表示する。更に、記録した現在の感度を含む過去の感度情報と日付から、許容範囲外となる時期（許容範囲の上限値、下限値のいずれかの閾値と交差する時期）を予測する処理を行う。具体的には、日付を水平軸、感度を縦軸とする２次元座標系において、最小二乗法を用いて、ログ情報に近似する直線の方程式を算出する。そして、方程式が示す直線と閾値が交わる日時をもとめれば良い。ステップＳ６０７では、求めた予測時期と、外部記憶装置２１０に記憶された次回メンテナンス実施予定日とを比較し、予測時期の方が現在に近い将来である場合、ステップＳ６０８に進み、感度が許容範囲外になる予測時期が定期点検前になる可能性があることをユーザに通知し、注意を喚起する。なお、予測時期の精度は、例えば月単位で良いであろう。

以上本発明に係る実施の形態を説明した。本実施形態によれば、画像診断装置を利用するユーザ側にて、簡易ではあるものの、感度を知ることができる。また、その感度を利用して、感度の低下によって断面画像の信頼性が維持できる残りの期間も把握できることになり、メンテナンスの計画建てにも有効利用できるようになる。

なお、図６のフローチャートにおいて、ステップＳ６０８の直後に以下の例１、例２の処理を行っても良い。
［例１］ ステップＳ６０２にて算出した感度に基づき、波長掃引光源２０３の出力、又は、参照光（通常は絞り調整で実現している）の出力を調整する。その調整の下で感度を補正する。そして、補正後の感度が、補正可能な範囲を超えている場合、もはや感度を調整できないことを意味するので、その旨を報知する。
［例２］ ステップＳ６０２にて算出した感度に基づき、干渉光データのゲイン、又はダイナミックレンジを調整する。そして、その調整の下で感度を補正する。そして、補正後の感度が、補正可能な範囲を超えている場合、もはや感度を調整できないことを意味するので、その旨を報知する。

また、実施形態では、キャリブレーション処理直後に感度算出処理を行う例を説明したが、ラインデータがあればそのラインデータを得た際の装置の感度を求めることができる。つまり、過去の臨床データ（スキャンしてＦＦＴ変換して得られたラインデータ）があれば、そのデータを解析してその臨床データを得る際の装置の感度が如何なるものであったのかを判定することも可能となる。

なお、実施形態では、値Ｓ_A、Ｓ_Bを、イメージングコア２５０の１回転で得られる５１２本のラインデータそれぞれから求めた値の平均値とするものであったが、演算速度を速めるため、５１２本のラインデータのうち、適当な間隔（例えば１本置き間隔のラインデータ）でラインデータから求めても良い。

また、本実施形態では、ＯＣＴ又はＯＦＤＩを用いた光干渉を利用した画像診断装置に適用する例を説明した。最近では、イメージングコアに光送受信部だけでなく、超音波送受信部も有し、一度のスキャンで光干渉を利用した断面画像と、超音波を利用した断面画像を生成する装置もあり、係る装置に適用しても構わない。

Claims (11)

1. 光送受信部を先端近傍に回転自在に収納したカテーテルを用いて、血管内の断面画像を再構成する光干渉を利用した画像診断装置であって、
   光干渉データに対してフーリエ変換を行うことで得られたラインデータを解析する解析手段と、
   該解析手段によるラインデータの解析結果に基づき、前記画像診断装置の感度を算出する算出手段とを有し、
   前記解析手段は、前記ラインデータから、前記カテーテルのシースの内面と外面との間の第１のデータ、前記光送受信部の回転中心位置と当該光送受信部のレンズ表面との間の第２のデータを検出する検出手段を含み、
   前記算出手段は、前記検出手段で得られた前記第１、第２のデータに基づき、前記画像診断装置の感度を算出する
   ことを特徴とする画像診断装置。
2. 前記検出手段は、前記ラインデータにおける回転中心位置から３つのピークを検出し、第２、第３のピークの中間に位置するデータを前記第１のデータ、前記回転中心位置から第１のピークまでのデータを前記第２のデータとして検出することを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
3. 前記検出手段は、前記画像診断装置のキャリブレーション処理時に実行されることを特徴とする請求項１又は２に記載の画像診断装置。
4. 前記算出手段で算出した感度が予め設定した許容範囲内にあるか否かを判定し、当該許容範囲外にある場合に異常として判定する判定手段とを更に有することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像診断装置。
5. 前記算出手段で算出した感度と、当該算出手段で算出した日時とを関連付けてログ情報として蓄積する蓄積手段を更に有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。
6. 前記ログ情報に基づき、予め設定した許容範囲外になる時期を予測する予測手段と、
   該予測手段で予測した時期を報知する報知手段と
   を更に有することを特徴とする請求項５に記載の画像診断装置。
7. 前記報知手段が、前記予測した時期が、次回メンテナンス時期より現在に近い将来である場合に報知処理を実行することを特徴とする請求項６に記載の画像診断装置。
8. 前記算出手段で算出した感度を補正する補正手段を更に有することを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の画像診断装置。
9. 光送受信部を先端近傍に回転自在に収納したカテーテルを用いて、血管内の断面画像を再構成する光干渉を利用した画像診断装置の作動方法であって、
   解析手段が、光干渉データに対してフーリエ変換を行うことで得られたラインデータを解析する解析工程と、
   算出手段が、該解析工程によるラインデータの解析結果に基づき、前記画像診断装置の感度を算出する算出工程とを有し、
   前記解析工程は、前記ラインデータから、前記カテーテルのシースの内面と外面との間の第１のデータ、前記光送受信部の回転中心位置と当該光送受信部のレンズ表面との間の第２のデータを検出する検出工程を含み、
   前記算出工程では、前記検出工程で得られた前記第１、第２のデータに基づき、前記画像診断装置の感度を算出する
   ことを特徴とする画像診断装置の作動方法。
10. コンピュータに読み込ませ実行させることで、前記コンピュータに請求項９に記載の方法の各工程を実行させるためのプログラム。
11. 請求項１０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。

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