JPWO2013145689A1 - プローブ及び画像診断装置 - Google Patents

Abstract

本発明は、複数の送受信部を用いて、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、その観察角度を合わせるようにした技術を提供する。このため、プローブは、画像診断装置のアダプタ部に着脱可能に構成され、生体管腔内に挿入される。ここで、プローブは、生体管腔内への信号の送受信により断層画像を取得する複数の送受信部と、アダプタ部から回転駆動力を受けて複数の送受信部を回転させる駆動シャフトとを具備する。そして、複数の送受信部は、回転の軸方向と直交する方向に対してプローブの先端側又はプローブの基端側のいずれかの方向のうち同じ方向へ信号を送信するように、軸方向と直交する方向に対する角度が調整されて軸方向に沿ってそれぞれ配置されている。

Description

本発明は、プローブ及び画像診断装置に関する。

従来、動脈硬化の診断、バルーンカテーテル又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、又は術後の結果確認のために、画像診断装置が広く利用されている。

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、それぞれ異なる特性を有している。

近年では、ＩＶＵＳの機能とＯＣＴの機能とを組み合わせた画像診断装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。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。その他、同じ信号（エネルギー）を複数方向へ照射することで単位時間当たりに取得できる断層画像を増やす技術（すなわち、画像情報取得の高速化を図る）も提案されている（例えば、特許文献２参照）。

ここで、ＩＶＵＳの機能とＯＣＴの機能とを組み合わせた画像診断装置においても、また、画像情報取得の高速化を目的とした画像診断装置においても、１つのプローブに複数のイメージセンサを配する必要がある。しかし、これら複数のイメージセンサを空間的に同じ位置に配置することは難しく、両センサの観察位置が異なってくる。そのため、特許文献１では、プローブにおける両センサの長軸方向のずれや回転方向のずれを修正する技術が提案されている。

特開２００５−１５２６２６号公報 特開２００６−１６２４８５号公報

上述したような画像診断装置では、通常、血管内においてプローブを回転動作及び軸方向動作させながら、送受信部が超音波又は光を送受信することで断層画像の生成を行なう。そのため、この回転動作及び軸方向動作に際して、回転軸の方向に直交する方向に対してＩＶＵＳ用の送受信部及びＯＣＴ用の送受信部が異なる向きにそれぞれ傾けて配置されている場合（すなわち、一方をプローブの先端側に傾けて配置し、もう一方をプローブの基端側に傾けて配置した場合）、超音波断層画像と光断層画像とにおいて切り出される断面の角度が異なってくる。

このような場合、超音波断層画像及び光断層画像の観察角度がそれぞれ異なっているため、画像処理によって補正を行なうのは難しい。特に、高解像度な断層画像であればあるほど、このような観察角度を合わせることが望ましい。

また、各イメージセンサからの信号（エネルギー）の送信角度は、プローブの境界条件により最適な角度がそれぞれに決まってくる。異なる角度で各信号が送信される場合、それらの信号は、観察範囲の（深度方向に沿って）中央付近で交差させる方がより近い観察断面を切り出すことができる。しかし、そのような構成において、回転軸の方向に直交する方向に対してＩＶＵＳ用の送受信部及びＯＣＴ用の送受信部が異なる向きにそれぞれ傾けて配置されている場合、センサ間距離が長くなる。そのため、プローブの血管内の通過性が悪くなってしまう。

本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、複数の送受信部を用いて、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、その観察角度を合わせるようにした技術を提供することを目的とする。

上記課題を解決するため、本発明の一態様は、画像診断装置のアダプタ部に着脱可能に構成され、生体管腔内に挿入されるプローブであって、前記生体管腔内への信号の送受信により断層画像を取得する複数の送受信部と、前記アダプタ部から回転駆動力を受けて前記複数の送受信部を回転させる駆動シャフトとを具備し、前記複数の送受信部は、前記回転の軸方向と直交する方向に対して前記プローブの先端側又は前記プローブの基端側のいずれかの方向のうち同じ方向へ前記信号を送信するように、前記軸方向と直交する方向に対する角度が調整されて前記軸方向に沿ってそれぞれ配置されている。

本発明によれば、複数の送受信部を用いて生成された断層画像それぞれの観察断層を合わせられる。

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。 図１に示すプローブ１０１の構成の一例を示す図である。 図２に示すイメージングコア２２０の断面構成の一例を示す図である。 超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０の位置関係の一例を示す図である。 超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０の位置関係の一例を示す図である。 超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０のエネルギー送信方向の一例を示す図である。 超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０のエネルギー送信方向の一例を示す図である。 超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０の回転角方向における位置関係の一例を示す図である。 超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０の回転角方向における位置関係の一例を示す図である。 超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０の回転角方向における位置関係の一例を示す図である。 図１に示す画像診断装置１００の機能的な構成の一例を示す図である。 変形例の一例を示す図である。 変形例の一例を示す図である。 変形例の一例を示す図である。 変形例の一例を示す図である。

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。

図１は、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。

画像診断装置１００は、ＩＶＵＳの機能とＯＣＴの機能とを備えて構成される。すなわち、画像診断装置１００は、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。

ここで、画像診断装置１００は、プローブ１０１と、スキャナ／プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備えて構成されており、スキャナ／プルバック部１０２及び操作制御装置１０３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１０１は、血管等の生体管腔（以下、単に、体腔と呼ぶ場合もある）内に直接挿入され、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、このような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（アダプタ部）１０２は、プローブ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、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、超音波断層画像や光断層画像を生成する。超音波断層画像は、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、当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により生成される。また、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。

次に、図２を用いて、図１に示すプローブ１０１の構成の一例について説明する。図２には、プローブ１０１の全体構成と、その先端部の断面構成とが示される。

プローブ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、送受信部２２１と、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。ここで、送受信部２２１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設けられている。また、駆動シャフト２２２は、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、当該境界部は、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。また、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１０１を形成している。

送受信部２２１は、体腔内組織に向けて超音波及び測定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ており、その基端側は、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。

補強コイル２３２は、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、且つ、回転を効率良く伝送できる特性を持つ、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。

次に、図３を用いて、図２に示すイメージングコア２２０の断面構成の一例について説明する。

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（図３の一点鎖線上）において軸方向に沿って配置されている。

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。

超音波送受信部３１０は、プローブ１０１の先端側に、また、光送受信部３２０は、プローブ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度となるようにハウジング２２３内に取り付けられている。

ここで、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０を、駆動シャフト２２２の軸方向に対して９０度に配置した場合、カテーテルシース２０１からの反射光の強度が強くなり、得られる断層画像への反射ノイズの影響が強くなる。そのため、これら送受信部は、プローブ１０１の先端側及び基端側のいずれかに傾きを持たせて配置させることが望ましい。

また、これら送受信部を、異なる方向（プローブ１０１の先端側、プローブ１０１の基端側）にそれぞれ傾けて配置した場合には、超音波断層画像と光断層画像とにおいて切り出される観察断面の角度が異なり、観察断面の不一致が生じる。

そこで、本実施形態においては、これら送受信部を、駆動シャフト２２２の軸方向に沿って同じ方向に傾きを持たせて配置する。より具体的には、図４Ａに示すように、超音波送受信部３１０は、プローブ１０１の先端側に向けて、駆動シャフト２２２の軸方向と直交する方向に対してα度傾けて配置し、また、光送受信部３２０は、プローブ１０１の先端側に向けて、駆動シャフト２２２の軸方向と直交する方向に対してβ度傾けて配置する。

なお、本実施形態においては、α及びβは、同一の値とする。ここでは、説明を分かり易くするため、α及びβの角度を大きく図示（後述する図４Ｂ、図５Ａ及び図５Ｂについても同様）しているが、実際には、α及びβともに、４度、８度等が設定される。

勿論、これら送受信部の配置構成は、図４Ａに示す構成に限られず、例えば、図４Ｂに示すように、超音波送受信部３１０を、プローブ１０１の基端側に向けて、駆動シャフト２２２の軸方向と直交する方向に対してα度傾けて配置し、また、光送受信部３２０を、プローブ１０１の基端側に向けて、駆動シャフト２２２の軸方向と直交する方向に対してβ度傾けて配置するようにしても良い。

また更に、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０を、図５Ａや図５Ｂに示すような構成で配置しても良い。図４Ｂ、図５Ａ及び図５Ｂの場合にも、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、駆動シャフト２２２の軸方向に沿って同じ方向に傾きを持つように配置されているため、上記図４Ａの場合と同様に、超音波断層画像と光断層画像とにおいて切り出される観察断面の角度をできる限り等しくさせられる。これにより、両画像における観察断面を一致させることができる。

次に、駆動シャフト２２２の回転軸に略直交する面における超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０の位置関係の一例について説明する。

ここで、図６は、駆動シャフト２２２の回転軸に略直交する面における超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０の位置関係を示している。なお、いずれの図においても、図中左側に示す図は、超音波送受信位置１１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構成を示し、図中右側に示す図は、光送受信位置１２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構成を示す。

この場合、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、回転中心軸上に配置されている。光送信方向（回転角方向）３２０ａは、光送受信位置１２で回転中心軸に略直交する面で切断した場合に、光送受信部３２０から送信される光の進行方向を示しており、また、超音波送信方向（回転角方向）３１０ａは、超音波送受信位置１１で回転中心軸に略直交する面で切断した場合に、超音波送受信部３１０から送信される超音波の進行方向を示している。

ここで、光送信方向３２０ａ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）は、θとなる。つまり、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０は、回転角方向に沿って互いにθ（この場合、１８０度）ずれて配置されている。

なお、本実施形態においては、超音波送受信部３１０の超音波送信方向３１０ａと光送受信部３２０の光送信方向３２０ａとは、回転角方向においてどのような位置関係にあっても良く、例えば、図７Ａに示す位置関係で、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０を配置しても良い。

上述した図６及び図７Ａで説明した構成においては、光送受信部３２０及び超音波送受信部３１０を同一の軸上（回転中心軸上）に配置している。これは、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。なお、これら送受信部は、必ずしも同一の軸上に配置する必要もなく、例えば、図７Ｂに示すように、回転中心軸から距離ｒ離れた位置にこれら送受信部を配置するようにしても良い。このような位置関係の場合には、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できるため、同一の軸上に配置した場合と同様に、超音波断層画像の画像中心と光断層画像の画像中心とを一致させることができる。

次に、図８を用いて、図１に示す画像診断装置１００の機能的な構成の一例について説明する。上述した通り、画像診断装置１００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構成で実現される。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、ここではその説明については省略する。

（１）まず、ＩＶＵＳ機能に係わる機能的な構成について説明する。

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。そのため、サンプリング周波数は、特に、これに限られない。

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なう。また、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）続いて、波長掃引型ＯＣＴ機能に係わる機能的な構成について説明する。

波長掃引光源（Swept Laser）５０８は、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なうことができる。

ポリゴンミラー５０９は、例えば、３２面体のミラーが使用され、その回転数は、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、高速及び高出力の波長掃引が可能となる。

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及び第６のシングルモードファイバ５４６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５４０の光カップラ部５４１より先端側の第６のシングルモードファイバ５４６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から体腔内の生体組織に対してラジアル走査しながら照射される。そして、生体組織の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部がイメージングコア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。更に、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及び反対側の先端には、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１０１を交換して使用した場合の個々のプローブ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化手段を備えている。

第３のシングルモードファイバ５４４及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化手段として機能する。更に、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及びレンズ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６のシングルモードファイバ５４６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ない、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、これに限られない。

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。

このような処理を経て、画像診断装置１００（ＬＣＤモニタ１１３）においては、超音波断層画像及び光断層画像をユーザに向けて表示する。なお、これら断層画像の表示態様としては、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するようにしても良いし、また、画像中心が一致するように重畳して表示するようにしても良いし、特に、その手法は問わない。

以上説明したように本実施形態によれば、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０を、駆動シャフト２２２の軸方向に沿って同じ方向に傾きを持たせて配置する。これにより、超音波断層画像及び光断層画像における観察断面（切り出し断面）の角度をできる限り等しくできる。

以上が本発明の代表的な実施形態の例であるが、本発明は、上記及び図面に示す実施形態に限定することなく、その要旨を変更しない範囲内で適宜変形して実施できるものである。ここで、いくつか変形例を挙げて説明する。

（変形例１）
例えば、上述した実施形態においては、駆動シャフト２２２の軸方向と直交する方向に対して、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０を同じ角度を有するようにそれぞれ配置する場合について説明したが（α＝β）、これに限られない。例えば、図９に示すように、超音波送受信部３１０の傾け角度よりも、光送受信部３２０の傾け角度を大きくしても良い（α＜β）。この場合、プローブ１０１の基端側に設けられる光送受信部３２０から送信される光と、プローブ１０１の先端側に設けられる超音波送受信部３１０から送信される超音波とが観察範囲の中央付近（回転軸から距離Ｚ離れた位置）で交差するため、ほぼ同じ位置の断層画像を取得できることになる。

なお、各々の信号（光、超音波）には、最適な傾き（α、β）がある。そのため、この最適な角度によって各信号のセンサ間距離（超音波送受信部３１０と光送受信部３２０との間の距離）が一義的に決まるので、これらセンサを軸方向に沿って同じ方向に交差させる構成を採ることで、軸方向に沿って異なる方向に交差させる構成よりも、センサ間距離を短くできる。

（変形例２）
また、上述した実施形態においては、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場合について説明したが、これに限られない。すなわち、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良い。

（変形例３）
変形例２の構成に対して変形例１で説明した構成を適用しても良い。具体的には、超音波送受信部３１０及び光送受信部３２０がプローブ１０１の先端側に傾けて配置されている場合には、プローブ１０１の先端側に設けられる光送受信部３２０の（軸方向に直交方向に対する）傾け角度よりも、プローブ１０１の基端側に設けられる超音波送受信部３１０の傾け角度を大きくしても良い。

図１０を用いて、このバリエーションについて簡単に説明する。ここでは、プローブ１０１の先端側に設けられる送受信部を第１の送受信部２１とし、プローブ１０１の基端側に設けられる送受信部を第２の送受信部２２として説明する。

第１の送受信部２１及び第２の送受信部２２がプローブ１０１の先端側に傾けて設けられる場合、符号３１に示すように、第１の送受信部２１及び第２の送受信部２２の角度は、α＜βとすれば良い。また、符号３２に示すように、第１の送受信部２１及び第２の送受信部２２の回転角方向が約１８０度異なっているような場合であっても、第１の送受信部２１及び第２の送受信部２２の角度は、符号３１で説明した場合と同様に、α＜βとすれば良い。

これに対して、第１の送受信部２１及び第２の送受信部２２がプローブ１０１の基端側に傾けて設けられる場合には、符号３３に示すように、第１の送受信部２１及び第２の送受信部２２の角度は、α＞βとすれば良い。また、符号３４に示すように、第１の送受信部２１及び第２の送受信部２２の回転角方向が約１８０度異なっているような場合であっても、第１の送受信部２１及び第２の送受信部２２の角度は、符号３３で説明した場合と同様に、α＞βとすれば良い。

（変形例４）
また、上述した実施形態においては、複数の送受信部をプローブ内に設ける構成の一例として、超音波送受信部と光送受信部とをプローブ内に設ける場合について説明したが、これに限られない。例えば、図１１（ａ）に示すように、光送受信部を複数設けても良い。なお、この場合、各光送受信部に対応して光ファイバケーブルも複数設けられる。

図１１（ａ）の構成においては、同じ信号、すなわち、同じエネルギー（この場合、光）を複数方向へ送信するため、単位時間当たりに取得できる断層画像が増え、断層画像の取得を高速化できる。なお、光送受信部４１及び光送受信部４２は、軸方向に沿って同じ方向に傾きを持たせて配置されていれば良く、軸方向と直交する方向に対する角度（α、β）は、同じであっても良いし、また、図１１（ｂ）に示すように、それぞれ異なっていても良い（この場合、光送受信部４２の傾き（すなわち、β）を大きくしている）。同じ信号を複数方向へ送信する構成においては、それぞれの送受信部によって異なる観察断面を取得するのが望ましいので、その点に留意して送受信部の角度を調整すれば良い。

なお、ここでは、光送受信部を複数設ける場合を例に挙げて説明したが、勿論、超音波送受信部を複数設けるようにしても良い。この場合にも上記同様に、断層画像の取得を高速化できる。

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。

本願は、２０１２年３月２８日提出の日本国特許出願特願２０１２−０７２８５７号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 (9)

1. 画像診断装置のアダプタ部に着脱可能に構成され、生体管腔内に挿入されるプローブであって、
   前記生体管腔内への信号の送受信により断層画像を取得する複数の送受信部と、
   前記アダプタ部から回転駆動力を受けて前記複数の送受信部を回転させる駆動シャフトと
   を具備し、
   前記複数の送受信部は、
   前記回転の軸方向と直交する方向に対して前記プローブの先端側又は前記プローブの基端側のいずれかの方向のうち同じ方向へ前記信号を送信するように、前記軸方向と直交する方向に対する角度が調整されて前記軸方向に沿ってそれぞれ配置されている
   ことを特徴とするプローブ。
2. 前記プローブの先端側へ前記信号を送信するように前記角度が調整されて前記複数の送受信部が配置されている場合、前記プローブの基端側に配置される送受信部の前記角度は、前記プローブの先端側に配置されるもう一方の送受信部の前記角度以上にし、
   前記プローブの基端側へ前記信号を送信するように前記角度が調整されて前記複数の送受信部が配置されている場合、前記プローブの先端側に配置される送受信部の前記角度は、前記プローブの基端側に配置されるもう一方の送受信部の前記角度以上にする
   ことを特徴とする請求項１記載のプローブ。
3. 前記複数の送受信部の前記角度は、同一である
   ことを特徴とする請求項１又は２記載のプローブ。
4. 前記プローブの先端側へ前記角度が調整されて前記複数の送受信部が配置されている場合、前記プローブの基端側に配置される送受信部の前記角度は、前記プローブの先端側に配置されるもう一方の送受信部の前記角度よりも大きく、
   前記プローブの基端側へ前記角度が調整されて前記複数の送受信部が配置されている場合、前記プローブの先端側に配置される送受信部の前記角度は、前記プローブの基端側に配置されるもう一方の送受信部の前記角度よりも大きい
   ことを特徴とする請求項１又は２記載のプローブ。
5. 前記プローブの先端側へ前記角度が調整されて前記複数の送受信部が配置されている場合、前記プローブの基端側に配置される送受信部は、前記プローブの先端側に配置されるもう一方の送受信部から送信される前記信号により走査される前記生体管腔内の位置と同じ位置を走査するようにその角度が調整されて配置されており、
   前記プローブの基端側へ前記角度が調整されて前記複数の送受信部が配置されている場合、前記プローブの先端側に配置される送受信部は、前記プローブの基端側に配置されるもう一方の送受信部から送信される前記信号により走査される前記生体管腔内の位置と同じ位置を走査するようにその角度が調整されて配置されている
   ことを特徴とする請求項４記載のプローブ。
6. 前記複数の送受信部は、
   超音波の送受信を行なう超音波送受信部と光の送受信を行なう光送受信部とを含む
   ことを特徴とする請求項１から５のいずれか１項に記載のプローブ。
7. 前記複数の送受信部は、
   光の送受信を行なう複数の光送受信部を含む
   ことを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載のプローブ。
8. 前記複数の送受信部は、
   超音波の送受信を行なう複数の超音波送受信部を含む
   ことを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載のプローブ。
9. 請求項１から８のいずれか１項に記載のプローブが取り付けられる前記アダプタ部を備え、前記プローブにおいて送受信された信号を用いて、前記生体管腔内の断層画像を生成する
   ことを特徴とする画像診断装置。