WO2011039956A1 - 画像診断装置及びその制御方法 - Google Patents

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WO2011039956A1
WO2011039956A1 PCT/JP2010/005605 JP2010005605W WO2011039956A1 WO 2011039956 A1 WO2011039956 A1 WO 2011039956A1 JP 2010005605 W JP2010005605 W JP 2010005605W WO 2011039956 A1 WO2011039956 A1 WO 2011039956A1
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transmission
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末原達
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テルモ株式会社
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    • G02B6/24—Coupling light guides
    • G02B6/36—Mechanical coupling means
    • G02B6/3604—Rotary joints allowing relative rotational movement between opposing fibre or fibre bundle ends

Definitions

  • the present invention relates to an image diagnostic apparatus and a control method thereof.
  • an image diagnostic apparatus such as an optical coherence tomography diagnostic apparatus (OCT) or an optical coherence tomography diagnostic apparatus (OFDI) using wavelength sweep
  • transmission / reception is performed to transmit / receive light as a probe inserted into a body cavity such as a blood vessel.
  • An optical probe unit in which a unit and an optical fiber are incorporated is used (see, for example, Japanese Patent Laid-Open No. 2000-097845).
  • the distal direction in the body cavity and the opposite direction (axial direction) while rotating the transmission / reception unit while the optical probe unit is inserted into the body cavity Move to move to.
  • the diagnostic imaging apparatus is usually provided with a scanner / pullback unit.
  • the scanner / pullback unit includes a transmission / reception unit built in the optical probe unit, a rotation drive unit that rotates the optical fiber while moving it in the axial direction, and a fixed optically connected to the main body control unit of the diagnostic imaging apparatus.
  • the optical coupling unit transmits light between the rotation driving unit and the fixed unit.
  • the scanner / pullback unit having such an optical coupling unit, when the optical axis on the rotation drive unit side and the optical axis on the fixed unit side are shifted, the measurement light from the main body control unit is transmitted to the transmission / reception unit in radial scanning. This makes it impossible to transmit accurately and the reflected light from the transmission / reception unit cannot be accurately transmitted to the main body control unit, resulting in a problem that the quality of the generated tomographic image is deteriorated. It becomes.
  • the conventional diagnostic imaging apparatus is not configured to be able to confirm the deviation between the optical axis on the rotation drive unit side and the optical axis on the fixed part side in the optical coupling unit.
  • the resulting tomographic image quality could be degraded.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to make it possible to check the optical axis shift of the optical coupling unit in the scanner / pullback unit in the diagnostic imaging apparatus.
  • an image diagnostic apparatus comprises the following arrangement. That is, A probe having a transmission / reception unit that continuously transmits light transmitted from the light source into the body cavity and continuously receives reflected light from the body cavity is connected, and the body cavity is axially rotated while rotating the transmission / reception unit. An image diagnostic apparatus that generates a tomographic image in the body cavity based on the acquired reflected light by acquiring reflected light from the transmission / reception unit while moving, Of the reflected light acquired from the transmitting / receiving unit at each rotation angle of the transmitting / receiving unit during rotation, the intensity of the reflected light acquired by the light transmitted to the transmitting / receiving unit being reflected by the transmitting / receiving unit is extracted. Extraction means; Determination means for determining whether or not the intensity of each reflected light extracted by the extraction means is within a predetermined fluctuation range at each rotation angle of the transmission / reception unit.
  • the diagnostic imaging apparatus it is possible to confirm the deviation of the optical axis of the optical coupling unit in the scanner / pullback unit.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of the diagnostic imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnostic apparatus 100.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a functional configuration of the optical coherence tomographic image diagnosis apparatus 100 using wavelength sweeping.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating the overall configuration of the optical probe unit.
  • FIG. 5A is a diagram illustrating a configuration of a tip portion of the optical probe portion.
  • FIG. 5B is a diagram illustrating a configuration of a tip portion of the optical probe portion.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating the overall configuration of the imaging core.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a configuration of a rear end portion of the optical probe portion.
  • FIG. 8A is a diagram illustrating a configuration of an optical coupling unit in the scanner / pullback unit.
  • FIG. 8B is a diagram illustrating a configuration of an optical coupling unit in the scanner / pullback unit.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a detailed configuration of the signal processing unit and related functional blocks.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating an example of line data used for generating a tomographic image.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating the relationship between the coupling state of the optical coupling unit and the temporal change in the reflection intensity from the lens surface.
  • FIG. 12 is a flowchart showing the flow of the coupling state inspection process.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of an image diagnostic apparatus (an optical coherent tomographic image diagnostic apparatus or an optical coherent tomographic image diagnostic apparatus using wavelength sweep) 100 according to the first embodiment of the present invention.
  • the diagnostic imaging apparatus 100 includes an optical probe unit 101, a scanner / pullback unit 102, and an operation control device 103, and the scanner / pullback unit 102 and the operation control device 103 include a signal line 104. Connected by.
  • the optical probe unit 101 is directly inserted into a body cavity such as a blood vessel and measures the state inside the body cavity using an imaging core described later.
  • the scanner / pullback unit 102 is configured to be detachable from the optical probe unit 101, and regulates the radial operation of the imaging core in the optical probe unit 101 when driven by a built-in motor.
  • the operation control device 103 has a function for inputting various set values and a function for processing data obtained by measurement and displaying it as a tomographic image when performing intra-body optical coherence tomography diagnosis.
  • reference numeral 111 denotes a main body control unit that processes data obtained by measurement and outputs a processing result.
  • Reference numeral 111-1 denotes a printer / DVD recorder, which prints a processing result in the main body control unit 111 or stores it as data.
  • Reference numeral 113 denotes an LCD monitor as a display device, which displays a processing result in the main body control unit 111.
  • the low-coherence light source 209 is a low-interference light source such as an ultra-bright light emitting diode.
  • the low-coherence light source 209 outputs low-coherence light that exhibits coherence only in a short distance range where the wavelength is about 1310 nm and the coherence distance (coherent length) is about several ⁇ m to several tens of ⁇ m. .
  • the difference between the two optical path lengths from the divided point to the mixed point is within a short distance range of about several ⁇ m to several tens of ⁇ m. Will be detected as interference light. If the optical path length difference is larger than that, it will not be detected as interference light.
  • the light of the low-coherence light source 209 is incident on one end of the first single mode fiber 228 and transmitted to the tip surface side.
  • the first single mode fiber 228 is optically coupled to the second single mode fiber 229 and the third single mode fiber 232 at an intermediate optical coupler unit 208.
  • the optical coupler unit is an optical component that can divide one optical signal into two or more outputs, or combine two or more input optical signals into one output, and has low interference.
  • the light from the light source 209 can be transmitted by being divided into a maximum of three optical paths by the optical coupler unit 208.
  • a scanner / pullback unit 102 is provided on the distal end side of the optical coupler unit 208 of the first single mode fiber 228.
  • an optical rotary joint (optical coupling unit) 203 that couples a non-rotating unit (fixed unit) and a rotating unit (rotary driving unit) and transmits light. Is provided.
  • the distal end side of the fourth single mode fiber 230 in the optical rotary joint 203 is detachably connected to the fifth single mode fiber 231 of the optical probe unit 101 via the adapter 202.
  • the light from the low-coherence light source 209 is transmitted to the fifth single mode fiber 231 that is inserted into the imaging core 201 that repeatedly transmits and receives light and can be driven to rotate.
  • the light transmitted to the fifth single mode fiber 231 is irradiated from the distal end side of the imaging core 201 to the living tissue in the blood vessel while performing a radial operation. Then, a part of the reflected light scattered on the surface or inside of the living tissue is taken in by the imaging core 201, returns to the first single mode fiber 228 side through the reverse optical path, and a part of the reflected light is reflected by the optical coupler unit 208. 2 moves to the single mode fiber 229 side. And it is radiate
  • the photodetector for example, photodiode 210.
  • the rotational drive unit side of the optical rotary joint 203 is rotationally driven by the radial scanning motor 205 of the rotational drive device 204.
  • the rotation angle of the radial scanning motor 205 is detected by the encoder unit 206.
  • the scanner / pullback unit 102 includes a linear drive device 207, and moves in the axial direction (the distal direction in the body cavity and the opposite direction) of the imaging core 201 based on an instruction from the signal processing unit 214 (axial operation). ).
  • the axial movement is realized by the linear drive device 207 moving the scanner including the optical rotary joint 203 based on a control signal from the signal processing unit 214.
  • the catheter sheath of the optical probe unit 101 remains fixed in the blood vessel, and only the imaging core 201 stored in the catheter sheath moves in the axial direction, so that the axial operation can be performed without damaging the blood vessel wall. Done.
  • an optical path length variable mechanism 216 that changes the optical path length of the reference light is provided on the tip side (reference optical path) of the optical coupler unit 208 of the second single mode fiber 229.
  • This optical path length variable mechanism 216 replaces the optical probe unit 101 with first optical path length changing means that changes the optical path length corresponding to the examination range in the depth direction of the living tissue (the direction in which the measurement light is emitted) at high speed. And second optical path length changing means for changing the optical path length corresponding to the variation in length so as to be able to absorb variations in length of the individual optical probe sections 101 when used.
  • a mirror 219 is disposed via a collimating lens 221 that is mounted on the uniaxial stage 220 together with the tip of the third single mode fiber 232 and that is movable in the direction indicated by the arrow 223. Further, a galvanometer 217 capable of turning by a minute angle is attached as a first optical path length changing means via a lens 218 corresponding to the mirror 219 (diffraction grating). The galvanometer 217 is rotated at high speed in the direction of the arrow 222 by the galvanometer controller 224.
  • the galvanometer 217 reflects light by a mirror of the galvanometer, and is configured to rotate the mirror attached to the movable part at high speed by applying an AC drive signal to the galvanometer functioning as a reference mirror.
  • a drive signal is applied from the galvanometer controller 224 to the galvanometer 217, and the optical signal is rotated in the direction of the arrow 222 at a high speed by the drive signal, so that the optical path length of the reference light is within the examination range in the depth direction of the living tissue. It will change at high speed by the corresponding optical path length.
  • One period of the change in the optical path difference is a period for acquiring interference light for one line.
  • the uniaxial stage 220 functions as a second optical path length changing unit having a variable range of the optical path length that can absorb the variation in the optical path length of the optical probe unit 101. Further, the uniaxial stage 220 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the optical probe unit 101 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length is minutely changed by the uniaxial stage 220, thereby setting the state to interfere with the reflected light from the surface position of the living tissue. can do.
  • the light whose optical path length is changed by the optical path length variable mechanism 216 is mixed with the light obtained from the first single mode fiber 228 side by the optical coupler unit 208 provided in the middle of the third single mode fiber 232.
  • the light is received by the photodiode 210 as interference light.
  • the interference light received by the photodiode 210 in this way is photoelectrically converted and amplified by the amplifier 211.
  • the signal is input to the demodulator 212, and the demodulator 212 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and the output is input to the A / D converter 213.
  • the A / D converter 213 samples the interference light signal for 200 points, for example, and generates one line of digital data (“interference light data”).
  • the sampling frequency is a value obtained by dividing the time of one scanning of the optical path length by 200.
  • the line-by-line interference light data generated by the A / D converter 213 is input to the signal processing unit 214.
  • the signal processing unit 214 converts the interference light data in the depth direction of the living tissue into a video signal to generate a tomographic image at each position in the blood vessel, and the LCD monitor 215 (see FIG. 1) at a predetermined frame rate. (Corresponding to number 113).
  • the signal processing unit 214 is further connected to the optical path length adjusting means control device 226.
  • the signal processing unit 214 controls the position of the uniaxial stage 220 via the optical path length adjusting unit controller 226.
  • the signal processing unit 214 is connected to the motor control circuit 225 and controls the rotational drive of the radial scanning motor 205.
  • the signal processing unit 214 is connected to a galvanometer controller 224 that controls scanning of the optical path length of the reference mirror (galvanometer mirror), and the galvanometer controller 224 outputs a drive signal to the signal processing unit 214.
  • the motor control circuit 225 synchronizes with the galvanometer controller 224 by using this drive signal.
  • FIG. 3 is a diagram showing a functional configuration of the optical coherence tomography diagnostic apparatus 100 using wavelength sweep.
  • a wavelength swept light source 308 using a sweep laser is a type of extended-cavity laser that includes an optical fiber 316 and a polygon scanning filter (308b) coupled in a ring shape with an SOA 315 (semiconductor optical amplifier).
  • the light output from the SOA 315 travels through the optical fiber 316 and enters the polygon scanning filter 308b.
  • the light whose wavelength is selected here is amplified by the SOA 315 and finally output from the coupler 314.
  • the wavelength is selected by a combination of the diffraction grating 312 for separating light and the polygon mirror 309.
  • the light split by the diffraction grating 312 is condensed on the surface of the polygon mirror 309 by two lenses (310, 311).
  • the time sweep of the wavelength can be performed by rotating the polygon mirror 309. .
  • the polygon mirror 309 for example, a 32-hedron mirror is used, and the rotation speed is about 50000 rpm.
  • the wavelength sweeping method combining the polygon mirror 309 and the diffraction grating 312 enables high-speed, high-output wavelength sweeping.
  • the light of the wavelength swept light source 308 output from the Coupler 314 is incident on one end of the first single mode fiber 330 and transmitted to the distal end side.
  • the first single mode fiber 330 is optically coupled to the second single mode fiber 337 and the third single mode fiber 331 at an intermediate optical coupler unit 334. Accordingly, the light incident on the first single mode fiber 330 is divided into a maximum of three optical paths by the optical coupler unit 334 and transmitted.
  • An optical rotary joint (optical cup) that transmits light by coupling a non-rotating part (fixed part) and a rotating part (rotational drive part) to the tip side of the optical coupler part 334 of the first single mode fiber 330.
  • a ring portion 303 is provided in the rotary drive device 204.
  • the distal end side of the fourth single mode fiber 335 in the optical rotary joint (optical coupling unit) 303 is detachably connected to the fifth single mode fiber 336 of the optical probe unit 101 via the adapter 302. Yes.
  • the light from the wavelength swept light source 308 is transmitted to the fifth single mode fiber 336 that is inserted into the imaging core 301 and can be driven to rotate.
  • the transmitted light is irradiated from the distal end side of the imaging core 301 to the living tissue in the body cavity while performing a radial operation.
  • a part of the reflected light scattered on the surface or inside of the living tissue is taken in by the imaging core 301 and returns to the first single mode fiber 330 side through the reverse optical path.
  • a part of the optical coupler unit 334 moves to the second single mode fiber 337 side, is emitted from one end of the second single mode fiber 337, and is received by a photodetector (eg, a photodiode 319).
  • the rotational drive unit side of the optical rotary joint 303 is rotationally driven by the radial scanning motor 305 of the rotational drive device 304. Further, the rotation angle of the radial scanning motor 305 is detected by the encoder unit 306. Further, the scanner / pullback unit 102 includes a linear drive device 307 and regulates the axial operation of the imaging core 301 based on an instruction from the signal processing unit 323.
  • an optical path length variable mechanism 325 for finely adjusting the optical path length of the reference light is provided at the tip of the third single mode fiber 331 opposite to the optical coupler section 334.
  • the optical path length variable mechanism 325 changes the optical path length corresponding to the variation in length so that the variation in length of each optical probe unit 101 when the optical probe unit 101 is replaced and used can be absorbed.
  • Optical path length changing means is provided.
  • the third single mode fiber 331 and the collimating lens 326 are provided on a uniaxial stage 332 that is movable as indicated by an arrow 333 in the optical axis direction, and form optical path length changing means.
  • the uniaxial stage 332 functions as an optical path length changing unit having a variable range of the optical path length that can absorb the variation in the optical path length of the optical probe unit 101. Further, the uniaxial stage 332 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the optical probe unit 101 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length is minutely changed by the uniaxial stage, thereby setting the state to interfere with the reflected light from the surface position of the living tissue. It is possible.
  • the light whose optical path length is finely adjusted by the optical path length variable mechanism 325 is mixed with the light obtained from the first single mode fiber 330 side by the optical coupler unit 334 provided in the middle of the third single mode fiber 331.
  • the light is received by the photodiode 319.
  • the interference light received by the photodiode 319 in this way is photoelectrically converted, amplified by the amplifier 320, and then input to the demodulator 321.
  • the demodulator 321 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and its output is input to the A / D converter 322 as an interference light signal.
  • the A / D converter 322 samples the interference light signal for 2048 points at 180 MHz, for example, and generates one line of digital data (interference light data).
  • the sampling frequency of 180 MHz is based on the assumption that about 90% of the wavelength sweep cycle (12.5 ⁇ sec) is extracted as 2048 digital data when the wavelength sweep repetition frequency is 40 kHz.
  • the present invention is not limited to this.
  • the line-by-line interference light data generated by the A / D converter 322 is input to the signal processing unit 323.
  • the signal processing unit 323 In the measurement mode, the signal processing unit 323 generates the depth direction data by frequency-decomposing the interference light data by FFT (Fast Fourier Transform), and coordinate-transforms this to obtain a tomogram at each position in the blood vessel.
  • FFT Fast Fourier Transform
  • An image is formed and output to an LCD monitor 317 (corresponding to reference numeral 113 in FIG. 1) at a predetermined frame rate.
  • the signal processing unit 323 is further connected to the optical path length adjusting means control device 318.
  • the signal processing unit 323 controls the position of the uniaxial stage 332 via the optical path length adjusting unit control device 318.
  • the signal processing unit 323 is connected to the motor control circuit 324 and receives a video synchronization signal from the motor control circuit 324.
  • the signal processing unit 323 generates a tomographic image in synchronization with the received video synchronization signal.
  • the video synchronization signal of the motor control circuit 324 is also sent to the rotation drive device 304, and the rotation drive device 304 outputs a drive signal synchronized with the video synchronization signal.
  • the optical probe unit 101 is a long catheter sheath 401 that is directly inserted into a body cavity such as a blood vessel, and is placed on the user's hand side without being inserted into the body cavity for operation by the user.
  • Connector part 402. A guide wire lumen tube 403 is formed at the distal end of the catheter sheath 401, and the catheter sheath 401 is formed as a continuous lumen from a connection portion with the guide wire lumen tube 403 to a connection portion with the connector portion 402. (See FIGS. 5A and 5B for details).
  • an imaging core 420 including a housing 421 having a transmission / reception unit for transmitting / receiving measurement light and a drive shaft 422 for transmitting a driving force for rotating the same is provided. Is inserted through.
  • the connector portion 402 includes a proximal portion 402 a configured integrally with the proximal end of the catheter sheath 401 and a connection connector 402 b configured integrally with the proximal end of the drive shaft 422.
  • a kink protector 411 is provided at the boundary between the hand portion 402 a and the catheter sheath 401. Thereby, a predetermined rigidity is maintained, and bending (kink) due to a rapid change can be prevented.
  • connection connector 402b The base end (refer to FIG. 7 for details) of the connection connector 402b is configured to be connectable to a scanner / pullback unit 102 (refer to FIGS. 8A and 8B for details) described later.
  • FIG. 5A a housing 421 in which a transmission / reception unit 501 for transmitting measurement light and receiving reflected light is disposed inside the lumen of the catheter sheath 401, and a driving force for rotating the housing 421 is transmitted.
  • An imaging core 420 including a drive shaft 422 is inserted through almost the entire length, and forms the optical probe unit 101.
  • the transmission / reception unit 501 transmits measurement light toward the tissue in the body cavity and receives reflected light from the tissue in the body cavity.
  • the drive shaft 422 is formed in a coil shape, and a signal line (single-mode optical fiber) is disposed therein.
  • the housing 421 has a shape having a notch in a part of a short cylindrical metal pipe, and is formed by cutting out from a metal lump, MIM (metal powder injection molding) or the like.
  • the housing 421 has a transmission / reception unit 501 inside, and the base end side is connected to the drive shaft 422.
  • a short coil-shaped elastic member 502 is provided on the tip side.
  • the elastic member 502 is formed by forming a stainless steel wire in a coil shape, and the elastic member 502 is disposed on the distal end side to prevent the catheter core from being caught when the imaging core 420 is moved back and forth.
  • Reference numeral 503 denotes a reinforcing coil, which is provided for the purpose of preventing rapid bending of the distal end portion of the catheter sheath 401.
  • the guide wire lumen tube 403 has a guide wire lumen into which a guide wire can be inserted.
  • the guide wire lumen tube 403 receives a guide wire previously inserted into a body cavity such as a blood vessel, and is used to guide the catheter sheath 401 to the affected area using the guide wire.
  • the drive shaft 422 is capable of rotating and axially moving the transmitting / receiving unit 501 with respect to the catheter sheath 401.
  • the drive shaft 422 is made of a metal wire such as stainless steel that is flexible and can transmit rotation well. It is composed of multiple multilayer close-contact coils and the like.
  • FIG. 5B schematically shows a cross-sectional configuration of the imaging core 420.
  • a side-illuminated ball lens (transmission / reception unit) 501 is disposed in the housing 421, and an optical fiber including a clad unit 506 and a core unit 505 in the drive shaft 422. 504 is arranged.
  • the measurement light transmitted from the transmission / reception unit 501 passes through the inner surface of the catheter sheath and the outer surface of the catheter sheath, and is irradiated onto the living tissue in the body cavity (see arrow 510).
  • FIG. 6 is a diagram illustrating the overall configuration of the imaging core 420.
  • an optical adapter (details will be described later) and the optical in the rotation drive unit.
  • a connector device 600 for transmitting the rotational drive force from the rotational drive unit to the drive shaft 422 is attached.
  • the connector device 600 includes a connector fixing member 603 in which an APC optical connector (not shown) is disposed, and a flange 602 for rotatably fixing the connector fixing member 603 inside the base end side of the connection connector 402b. .
  • the drive shaft 422 shall be joined with the APC optical connector arrange
  • connection connector Configuration Next, a cross-sectional configuration of the connection connector 402b will be described with reference to FIG.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing the internal configuration of the base end side of the connection connector 402b.
  • an optical fiber connector (APC optical connector) 701 is disposed at the base end of the connection connector 402b, so that the optical fiber 504 is connected to the rotation drive unit in the scanner / pullback unit 102. It is optically connected to the arranged optical adapter.
  • the APC optical connector 701 is joined to the drive shaft 422 via the connection pipe 601.
  • the APC optical connector 701 is disposed inside a hollow cylindrical connector fixing member 603, and holds and fixes the end portion of the optical fiber 504 provided with a ferrule 702 at the tip.
  • the end portion (connection surface) of the optical fiber 504 is an APC type in which a predetermined inclination angle is formed with respect to the light traveling direction (rotational axis direction) in order to prevent noise from being generated by reflection of light at the end surface.
  • the connector fixing member 603 has a disk-shaped flange 602 at the end on the tip side, and is rotatably held inside the housing 703 of the connection connector 402b.
  • the connector fixing member 603 aligns the APC optical connector 701 in the circumferential direction in cooperation with the adapter fixing member when coupled with the optical adapter.
  • FIG. 8A and 8B are diagrams showing the internal configuration of the scanner / pullback unit 102.
  • the left side of the drawing is a rotation driving unit
  • the right side of the drawing is a fixing unit.
  • reference numeral 801 denotes a housing of the scanner / pullback unit 102, and the housing 703 of the connection connector 402b is fitted to the inner surface.
  • Reference numeral 802 denotes an optical adapter coupled to the APC optical connector 701.
  • Reference numeral 803 denotes an adapter fixing member having a hollow cylindrical shape, and the optical adapter 802 is fixed therein so as not to be relatively rotatable.
  • the adapter fixing member 803 aligns the APC optical connector 701 in the circumferential direction in cooperation with the connector fixing member 603 when coupled to the APC optical connector 701.
  • the adapter fixing member 803 includes a protective tube 806 that defines the outer surface, and a main body 807 that is fixed to the inner surface of the protective tube 806 and defines the inner surface of the adapter fixing member 803.
  • a pair of claws 804 are formed on the inner surface of the adapter fixing member 803.
  • the pair of claws 804 are engaged with the APC optical connector 701 to firmly integrate the APC optical connector 701 and the optical adapter 802.
  • the optical adapter 802 is formed with a female structure hole 805 for receiving the ferrule 702 of the APC optical connector 701.
  • lens fixing sleeve 811 is a lens fixing sleeve support, and an optical lens 813 is fixed inside by a lens fixing sleeve 812. It is assumed that the lens fixing sleeve 812 is fixed to the lens fixing sleeve support portion 811 by a set screw 814 so that the position can be adjusted.
  • a lens fixing portion 818 is arranged on the fixing portion of the scanner / pullback portion 102, and a collimator lens 815 is fixed on the lens fixing portion 818.
  • the collimator lens 815 is connected to the optical fiber 816.
  • the reflected light emitted from the ferrule 702 of the APC optical connector 701 enters the connected optical fiber 816 via the optical lens 813 and the collimator lens 815.
  • the measurement light guided from the optical fiber 816 is emitted from the collimator lens 815 and is incident on the ferrule 702 of the APC optical connector 701 of the rotation drive unit through the optical lens 813 in a non-contact manner.
  • the scanner / pullback unit 102 is formed with an optical coupling unit that transmits light in a non-contact manner between the rotation driving unit and the fixed unit.
  • FIG. 8B is a diagram schematically showing the optical coupling portion.
  • the optical axis 821 defined by the position of the lens fixing sleeve 812 on the rotational drive unit side is usually coincident with the rotational axis 822 of the rotational drive unit, and the lens is fixed on the fixed unit side. It coincides with the optical axis 820 defined by the position of the portion 818.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a detailed configuration of the signal processing units 214 and 323 and related functional blocks.
  • the interference light data generated by the A / D converters 213 and 322 is output from the encoder unit 206 or 306 of the radial scanning motor 205 or 305 output from the motor control circuit 225 or 324 in the line memory unit 901. After processing so that the number of lines per rotation of the radial scanning motor is 512, the number of lines is output to the subsequent line data generation unit 902.
  • the line data generation unit 902 generates line data by performing line addition averaging processing, filtering processing, logarithmic conversion processing, and the like on the interference light data, and generating interference light intensity data in the depth direction of the living tissue. Thereafter, the generated line data is output to the signal post-processing unit 903 in the subsequent stage.
  • the signal post-processing unit 903 performs contrast adjustment, luminance adjustment, gamma correction, frame correlation, sharpness processing, and the like on the line data, and outputs the result to the image construction unit (DSC) 904.
  • the image construction unit 904 generates a tomographic image by performing R ⁇ conversion on the polar coordinate line data string, converts it to a video signal, and displays the tomographic image on the LCD monitor 215 or 317.
  • a tomographic image is generated from 512 lines, but the number of lines is not limited to this.
  • the lens surface reflection signal extraction is further performed as a function (coupling state inspection function) for inspecting the coupling state in the optical coupling unit.
  • the coupling state inspection function realized by the lens surface reflection signal extraction unit 905 and the determination unit 906 will be described in detail with reference to FIGS. 10 and 11.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating line data processed in the signal processing units 214 and 323. 10, the horizontal axis represents position information and the vertical axis represents intensity (that is, FIG. 10 represents the intensity distribution of interference light from the transmission / reception position to a position in a predetermined depth direction in the body cavity. ).
  • the line data generated based on the interference light acquired from the transmitting / receiving unit 501 shown in FIG. 5B is a signal from inside the catheter sheath 401 and a signal from outside the catheter sheath 401 as shown in FIG. It can be roughly divided into signals including information to be used.
  • the signal from the catheter sheath 401 further includes 1) a signal from the surface of the lens (transmission / reception unit 501), 2) a signal from the inner surface of the catheter sheath 401, and 3) a signal from the outer surface of the catheter sheath 401.
  • a signal from the surface of the lens transmission / reception unit 501
  • a signal from the inner surface of the catheter sheath 401 receives and processes the signals from the outer surface of the catheter sheath 401.
  • the signal from the lens surface has a constant intensity regardless of the state of the optical probe unit 101 (generation of stack, blood intrusion into the catheter sheath 401, vibration of the transmitting / receiving unit, etc.).
  • the signal from the lens surface can be said to be a signal representing the coupling state of the optical coupling unit of the scanner / pullback unit 102.
  • the lens surface reflection signal extraction unit 905 extracts the intensity of the signal from the lens surface from the line data output from the signal post-processing unit 903.
  • the lens surface reflection signal extraction unit 905 extracts the signal intensity from the lens surface at least for line data of one rotation of the transmission / reception unit (that is, 512 lines). Thereby, the change in the intensity of the signal from the lens surface in one rotation of the transmission / reception unit can be determined.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating the relationship between the coupling state in the optical coupling unit and the change in the intensity of the signal from the lens surface in one rotation of the transmission / reception unit.
  • the optical axis 821 defined by the position of the lens fixing sleeve 812 on the rotation driving unit side coincides with the rotation axis 822 of the rotation driving unit, and the lens fixing unit 818 on the fixing unit side.
  • regulated by the position of this is shown.
  • the lens fixing sleeve 812 has a rotation angle regardless of the rotation angle on the rotation drive unit side.
  • the cross-sectional position always coincides with the cross-sectional position of the lens fixing portion 818 (see (b) of FIG. 11A).
  • the intensity of the signal from the lens surface is constant regardless of the rotation angle on the rotation drive unit side (see (c) of FIG. 11A).
  • FIG. 11B shows that the optical axis 821 defined by the position of the lens fixing sleeve 812 on the rotation drive unit side is deviated from the rotation axis 822 of the rotation drive unit. This shows a case where the lens is fixed with respect to the optical axis 820 defined by the position of the lens fixing portion 818.
  • the intensity of the signal from the lens surface varies periodically according to the rotation angle on the rotation drive unit side (see (c) of FIG. 11B).
  • the optical axis 821 defined by the position of the lens fixing sleeve 812 on the rotation drive unit side is displaced at a predetermined angle with respect to the rotation axis 822 of the rotation drive unit.
  • the optical axis 820 defined by the position of the lens fixing part 818 on the fixing part side is displaced at a predetermined angle is shown.
  • the optical axis 821 and the rotation axis 822 are displaced at a predetermined angle, and as a result, the optical axis 821 is displaced at a predetermined angle with respect to the optical axis 820.
  • the cross section of the lens fixing sleeve 812 always faces a predetermined angle with respect to the cross section of the lens fixing portion 818 depending on the rotation angle on the rotation driving unit side (see (b) of FIG. 11C). ).
  • the intensity of the signal from the lens surface decreases as a whole and periodically varies according to the rotation angle on the rotation drive unit side (see (c) of FIG. 11C). .
  • the determination unit 906 has a predetermined range of the fluctuation range (difference between the maximum value and the minimum value) of the signal intensity from the lens surface extracted by the lens surface reflection signal extraction unit 905.
  • a threshold is provided, and when the fluctuation range exceeds a predetermined threshold, it is determined that the coupling state is abnormal, and an alarm is output to the LCD monitors 215 and 317.
  • FIG. 12 is a flowchart showing the flow of the coupling state inspection process in the diagnostic imaging apparatus 100 according to the present embodiment.
  • step S1201 the determination unit 906 reads a threshold value registered in advance in the control unit 907.
  • step S1202 the lens surface reflection signal extraction unit 905 extracts the intensity of the signal from the lens surface based on the line data output from the signal post-processing unit 903. It is assumed that the intensity of the signal from the lens surface extracted at this time is at least for one rotation of the transmission / reception unit (for 512 line data).
  • step S1203 the determination unit 906 determines whether the fluctuation range of the signal intensity extracted in step S1202 exceeds the threshold range read in step S1201.
  • step S1203 If it is determined in step S1203 that the fluctuation range of the signal intensity does not exceed the threshold range, the process proceeds to step S1205, where it is determined that the coupling state of the optical coupling unit is normal, and the coupling state inspection process is performed. Exit.
  • step S1203 determines whether the fluctuation range of the signal intensity exceeds the threshold range. If it is determined in step S1203 that the fluctuation range of the signal intensity exceeds the threshold range, the process proceeds to step S1204, where it is determined that the coupling state of the optical coupling unit is abnormal, and the process proceeds to step S1206. move on.
  • step S1206 the determination unit 906 outputs an alarm to the LCD monitors 215 and 317, notifies the user, and then ends the coupling state inspection process.
  • the tomographic image when the tomographic image is captured, it is possible to confirm the coupling state of the optical coupling unit by executing the coupling state inspection process in advance.
  • the user rotates the optical axis 821 of the lens fixing sleeve 812 by adjusting the position of the lens fixing sleeve 812 with the set screw 814. Part of the rotating shaft 822. This makes it possible to match the optical axis 820 defined by the position of the lens fixing portion 818 on the fixing portion side.
  • the intensity of the signal from the lens surface is extracted over at least one rotation of the transmission / reception unit from the generated line data, and the transmission / reception unit It was set as the structure which determines the fluctuation range of the said intensity
  • the fluctuation range difference between the maximum value and the minimum value of the intensity of the signal from the lens surface is calculated.
  • the present invention is not limited to this.
  • a configuration may be adopted in which an average value of reflected signals for one rotation of the transmission / reception unit is obtained and a difference between the average value and a maximum value or a minimum value is calculated. Or it is good also as a structure which calculates the dispersion
  • the intensity of the signal to be extracted is not limited to one rotation of the transmission / reception unit, but may be a plurality of rotations or a predetermined time.
  • the determination result in the determination unit 906 is output to the LCD monitors 215 and 317, but the present invention is not limited to this.
  • a graph ((C) of (A) to (C) of FIG. 11) showing the change in the intensity of each signal with respect to each rotational position of the transmission / reception unit 501 extracted by the lens surface reflection signal extraction unit 905 is generated.
  • the graph may be output to the LCD monitors 215 and 317.
  • the lens fixing sleeve 812 is premised on the assumption that the optical axis 820 defined by the position of the lens fixing portion 818 on the fixing portion side coincides with the rotation shaft 822 of the rotation driving portion.
  • the position of the lens fixing sleeve 812 is set to the set screw.
  • this invention is not limited to this.
  • the lens fixing portion 818 may be fixed so as to be position adjustable.
  • the user can make the optical axis 821 and the optical axis 820 coincide with each other by adjusting the position of the lens fixing portion 818 in response to an alarm output indicating that the coupling state is abnormal. .

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Abstract

　画像診断装置において、スキャナ／プルバック部における光カップリング部の光軸のずれを確認できるようにする。本発明に係る画像診断装置は、光源より伝送された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送受信部を有するプローブを接続し、該送受信部を回転させながら、該送受信部より反射光を取得することで、該取得した反射光に基づいて該体腔内の断層画像を生成可能であり、回転中の前記送受信部の各回転角度において該送受信部より取得した前記反射光のうち、該送受信部まで伝送された光が該送受信部において反射することで取得された反射光の強度を抽出する手段（９０５）と、前記送受信部の各回転角度において、前記抽出された各反射光の強度が、所定の変動幅の範囲にあるか否かを判定する手段（９０６）とを備えることを特徴とする。

Description

画像診断装置及びその制御方法
　本発明は、画像診断装置及びその制御方法に関するものである。
　従来より、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）や波長掃引利用の光干渉断層診断装置（ＯＦＤＩ）等の画像診断装置では、血管等の体腔内に挿入されるプローブとして、光の送受信を行う送受信部と光ファイバとが内蔵された光プローブ部を使用している（例えば、特開２０００－０９７８４５号参照）。
　画像診断装置では、送受信部により体腔内をラジアル走査するために、光プローブ部を体腔内に挿入させた状態で、送受信部を回転させながら、体腔内の末梢方向およびその反対方向（軸方向）に移動させる動作を行う。
　このような送受信部のラジアル動作を実現するために、画像診断装置には、通常、スキャナ／プルバック部が備えられている。そして、スキャナ／プルバック部には、光プローブ部に内蔵された送受信部及び光ファイバを軸方向に移動させながら回転させる回転駆動部と、画像診断装置の本体制御部に光学的に接続された固定部とが備えられており、回転駆動部と固定部との間では、光カップリング部による光の伝送が行われている。
　このような光カップリング部を有するスキャナ／プルバック部では、回転駆動部側の光軸と固定部側の光軸とがずれると、ラジアル走査において、本体制御部からの測定光を送受信部に対して正確に伝送することができなくなり、また、送受信部からの反射光を本体制御部に対して正確に伝送することができなくなるため、生成される断層画像の画質が低下するといった不具合が生じることとなる。
　このため、ラジアル走査を行うにあたっては、事前に光カップリング部における回転駆動部側の光軸と、固定部側の光軸とが一致していることを確認できることが望ましい。
　しかしながら、従来の画像診断装置では、光カップリング部における回転駆動部側の光軸と固定部側の光軸とのずれを確認することが可能な構成となっておらず、光軸のずれに起因する断層画像の画質の低下を招く可能性があった。
　本発明は上記課題に鑑みてなされたものであり、画像診断装置において、スキャナ／プルバック部における光カップリング部の光軸のずれを確認できるようにすることを目的とする。
　上記の目的を達成するために本発明に係る画像診断装置は以下のような構成を備える。即ち、
　光源より伝送された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送受信部を有するプローブを接続し、該送受信部を回転させながら体腔内を軸方向に移動させつつ、該送受信部より反射光を取得することで、該取得した反射光に基づいて該体腔内の断層画像を生成する画像診断装置であって、
　回転中の前記送受信部の各回転角度において該送受信部より取得した前記反射光のうち、該送受信部まで伝送された光が該送受信部において反射することで取得された反射光の強度を抽出する抽出手段と、
　前記送受信部の各回転角度において、前記抽出手段により抽出された各反射光の強度が、所定の変動幅の範囲にあるか否かを判定する判定手段とを備える。
　本発明によれば、画像診断装置において、スキャナ／プルバック部における光カップリング部の光軸のずれを確認することができるようになる。
　本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付すものとする。
　添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
図１は、本発明の第１の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。 図２は、光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。 図３は、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。 図４は、光プローブ部の全体構成を示す図である。 図５Ａは、光プローブ部の先端部の構成を示す図である。 図５Ｂは、光プローブ部の先端部の構成を示す図である。 図６は、イメージングコアの全体構成を示す図である。 図７は、光プローブ部の後端部の構成を示す図である。 図８Ａは、スキャナ／プルバック部における光カップリング部の構成を示す図である。 図８Ｂは、スキャナ／プルバック部における光カップリング部の構成を示す図である。 図９は、信号処理部の詳細構成ならびに関連する機能ブロックを示した図である。 図１０は、断層画像の生成に用いられるラインデータの一例を示す図である。 図１１は、光カップリング部のカップリング状態とレンズ表面からの反射強度の時間変化との関係を示す図である。 図１２は、カップリング状態検査処理の流れを示すフローチャートである。
　以下、必要に応じて添付図面を参照しながら本発明の実施形態を詳細に説明する。
　［第１の実施形態］
　＜１．画像診断装置の外観構成＞
　図１は本発明の第１の実施形態にかかる画像診断装置（光干渉断層画像診断装置または波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置）１００の外観構成を示す図である。
　図１に示すように、画像診断装置１００は、光プローブ部１０１と、スキャナ／プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線１０４により接続されている。
　光プローブ部１０１は、直接血管等の体腔内に挿入され、後述するイメージングコアを用いて体腔内部の状態を測定する。スキャナ／プルバック部１０２は、光プローブ部１０１と着脱可能に構成されており、内蔵されたモータが駆動することで光プローブ部１０１内のイメージングコアのラジアル動作を規定する。
　操作制御装置１０３は、体腔内光干渉断層診断を行うにあたり、各種設定値を入力するための機能や、測定により得られたデータを処理し、断層画像として表示するための機能を備える。
　操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部であり、測定により得られたデータを処理したり、処理結果を出力したりする。１１１－１はプリンタ／ＤＶＤレコーダであり、本体制御部１１１における処理結果を印刷したり、データとして記憶したりする。
　１１２は操作パネルであり、ユーザは該操作パネル１１２を介して、各種設定値及び指示の入力を行う。１１３は表示装置としてのＬＣＤモニタであり、本体制御部１１１における処理結果を表示する。
　＜２．光干渉断層画像診断装置の機能構成＞
　次に、本実施形態にかかる画像診断装置１００のうち、光干渉断層画像診断装置の主たる機能構成について図２を用いて説明する。
　２０９は超高輝度発光ダイオード等の低干渉性光源である。低干渉性光源２０９は、その波長が１３１０ｎｍ程度で、その可干渉距離（コヒーレント長）が数μｍ～１０数μｍ程度であるような短い距離範囲でのみ干渉性を示す低干渉性光を出力する。
　このため、この光を２つに分割した後、再び混合した場合には分割した点から混合した点までの２つの光路長の差が数μｍ～１０数μｍ程度の短い距離範囲内の場合には干渉光として検出されることとなり、それよりも光路長の差が大きい場合は干渉光として検出されることがない。
　低干渉性光源２０９の光は、第１のシングルモードファイバ２２８の一端に入射され、先端面側に伝送される。第１のシングルモードファイバ２２８は、途中の光カップラ部２０８で第２のシングルモードファイバ２２９及び第３のシングルモードファイバ２３２と光学的に結合されている。
　光カップラ部とは、１つの光信号を２つ以上の出力に分割したり、入力された２つ以上の光信号を１つの出力に結合したりすることができる光学部品であり、低干渉性光源２０９の光は、当該光カップラ部２０８により最大で３つの光路に分割して伝送されうる。
　第１のシングルモードファイバ２２８の光カップラ部２０８より先端側には、スキャナ／プルバック部１０２が設けられている。スキャナ／プルバック部１０２の回転駆動装置２０４内には、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）２０３が設けられている。
　更に、光ロータリジョイント２０３内の第４のシングルモードファイバ２３０の先端側は、光プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ２３１と、アダプタ２０２を介して着脱自在に接続されている。これにより光の送受信を繰り返すイメージングコア２０１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２３１に、低干渉性光源２０９からの光が伝送される。
　第５のシングルモードファイバ２３１に伝送された光は、イメージングコア２０１の先端側から血管内の生体組織に対してラジアル動作しながら照射される。そして、生体組織の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部はイメージングコア２０１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２２８側に戻り、光カップラ部２０８によりその一部が第２のシングルモードファイバ２２９側に移る。そして、第２のシングルモードファイバ２２９の一端から出射され、光検出器（例えばフォトダイオード２１０）にて受光される。
　なお、光ロータリジョイント２０３の回転駆動部側は回転駆動装置２０４のラジアル走査モータ２０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ２０５の回転角度は、エンコーダ部２０６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２０７を備え、信号処理部２１４からの指示に基づいて、イメージングコア２０１の軸方向（体腔内の末梢方向およびその反対方向）の移動（軸方向動作）を規定している。軸方向動作は、信号処理部２１４からの制御信号に基づいて、直線駆動装置２０７が光ロータリジョイント２０３を含むスキャナを移動させることにより実現される。
　この際、光プローブ部１０１のカテーテルシースは血管内に固定されたままで、カテーテルシース内に格納されているイメージングコア２０１のみが軸方向に移動することで、血管壁を傷つけることなく軸方向動作が行われる。
　一方、第２のシングルモードファイバ２２９の光カップラ部２０８より先端側（参照光路）には、参照光の光路長を変える光路長の可変機構２１６が設けてある。
　この光路長の可変機構２１６は生体組織の深さ方向（測定光の出射の方向）の検査範囲に相当する光路長を高速に変化させる第１の光路長変化手段と、光プローブ部１０１を交換して使用した場合の個々の光プローブ部１０１の長さのばらつきを吸収できるように、その長さのバラツキに相当する光路長を変化させる第２の光路長変化手段とを備えている。
　第３のシングルモードファイバ２３２の先端に対向して、この先端とともに１軸ステージ２２０上に取り付けられ、矢印２２３に示す方向に移動自在のコリメートレンズ２２１を介して、ミラー２１９が配置されている。また、このミラー２１９（回折格子）と対応するレンズ２１８を介して微小角度回動可能なガルバノメータ２１７が第１の光路長変化手段として取り付けられている。このガルバノメータ２１７はガルバノメータコントローラ２２４により、矢印２２２方向に高速に回転される。
　ガルバノメータ２１７はガルバノメータのミラーにより光を反射させるものであり、参照ミラーとして機能するガルバノメータに交流の駆動信号を印加することによりその可動部分に取り付けたミラーを高速に回転させるように構成されている。
　つまり、ガルバノメータコントローラ２２４より、ガルバノメータ２１７に対して駆動信号が印加され、該駆動信号により矢印２２２方向に高速に回転することで、参照光の光路長が、生体組織の深さ方向の検査範囲に相当する光路長だけ高速に変化することとなる。この光路差の変化の一周期が一ライン分の干渉光を取得する周期となる。
　一方、１軸ステージ２２０は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ部１０１の光路長のバラツキを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する第２の光路長変化手段として機能する。さらに、１軸ステージ２２０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、光プローブ部１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージ２２０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できる。
　光路長の可変機構２１６で光路長が変えられた光は第３のシングルモードファイバ２３２の途中に設けられた光カップラ部２０８で第１のシングルモードファイバ２２８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２１０にて受光される。
　このようにしてフォトダイオード２１０にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２１１により増幅される。
　その後、復調器２１２に入力され、復調器２１２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Ａ／Ｄ変換器２１３に入力される。
　Ａ／Ｄ変換器２１３では、干渉光信号を例えば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（「干渉光データ」）を生成する。この場合、サンプリング周波数は、光路長の１走査の時間を２００で除した値となる。
　Ａ／Ｄ変換器２１３で生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部２１４に入力される。信号処理部２１４では生体組織の深さ方向の干渉光データをビデオ信号に変換することにより、血管内の各位置での断層画像を生成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ２１５（図１の参照番号１１３に対応する）に出力する。
　信号処理部２１４は、更に光路長調整手段制御装置２２６と接続されている。信号処理部２１４は光路長調整手段制御装置２２６を介して１軸ステージ２２０の位置の制御を行う。また、信号処理部２１４はモータ制御回路２２５と接続され、ラジアル走査モータ２０５の回転駆動を制御する。
　また、信号処理部２１４は、参照ミラー（ガルバノメータミラー）の光路長の走査を制御するガルバノメータコントローラ２２４と接続されており、ガルバノメータコントローラ２２４は信号処理部２１４へ駆動信号を出力する。モータ制御回路２２５では、この駆動信号を用いることによりガルバノメータコントローラ２２４との同期をとっている。
　＜３．波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置の機能構成＞
　次に、本実施形態にかかる画像診断装置１００のうち、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置の主たる機能構成について図３を用いて説明する。
　図３は、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。
　３０８は波長掃引光源であり、Ｓｗｅｐｔ　Ｌａｓｅｒが用いられる。Ｓｗｅｐｔ　Ｌａｓｅｒを用いた波長掃引光源３０８は、ＳＯＡ３１５（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ　ｏｐｔｉｃａｌ　ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）とリング状に結合された光ファイバ３１６とポリゴンスキャニングフィルタ（３０８ｂ）よりなる、Ｅｘｔｅｎｄｅｄ－ｃａｖｉｔｙ　Ｌａｓｅｒの一種である。
　ＳＯＡ３１５から出力された光は、光ファイバ３１６を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂに入り、ここで波長選択された光は、ＳＯＡ３１５で増幅され、最終的にｃｏｕｐｌｅｒ３１４から出力される。
　ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂでは、光を分光する回折格子３１２とポリゴンミラー３０９との組み合わせで波長を選択する。具体的には、回折格子３１２により分光された光を２枚のレンズ（３１０、３１１）によりポリゴンミラー３０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー３０９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３０８ｂから出力されることとなるため、ポリゴンミラー３０９を回転させることで、波長の時間掃引を行うことができる。
　ポリゴンミラー３０９は、例えば、３２面体のミラーが使用され、回転数が５００００ｒｐｍ程度である。ポリゴンミラー３０９と回折格子３１２とを組み合わせた波長掃引方式により、高速、高出力の波長掃引が可能である。
　Ｃｏｕｐｌｅｒ３１４から出力された波長掃引光源３０８の光は、第１のシングルモードファイバ３３０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３３０は、途中の光カップラ部３３４において第２のシングルモードファイバ３３７及び第３のシングルモードファイバ３３１と光学的に結合されている。従って、第１のシングルモードファイバ３３０に入射された光は、この光カップラ部３３４により最大で３つの光路に分割されて伝送される。
　第１のシングルモードファイバ３３０の光カップラ部３３４より先端側には、非回転部（固定部）と回転部（回転駆動部）との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント（光カップリング部）３０３が回転駆動装置２０４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）３０３内の第４のシングルモードファイバ３３５の先端側は、光プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ３３６とアダプタ３０２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３０１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３３６に、波長掃引光源３０８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３０１の先端側から体腔内の生体組織に対してラジアル動作しながら照射される。そして、生体組織の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部がイメージングコア３０１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３３０側に戻る。さらに、光カップラ部３３４によりその一部が第２のシングルモードファイバ３３７側に移り、第２のシングルモードファイバ３３７の一端から出射され、光検出器（例えばフォトダイオード３１９）にて受光される。
　なお、光ロータリジョイント３０３の回転駆動部側は回転駆動装置３０４のラジアル走査モータ３０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ３０５の回転角度は、エンコーダ部３０６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３０７を備え、信号処理部３２３からの指示に基づいて、イメージングコア３０１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３３１の光カップラ部３３４と反対側の先端には、参照光の光路長を微調整する光路長の可変機構３２５が設けられている。
　この光路長の可変機構３２５は光プローブ部１０１を交換して使用した場合の個々の光プローブ部１０１の長さのばらつきを吸収できるように、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３３１およびコリメートレンズ３２６は、その光軸方向に矢印３３３で示すように移動自在な１軸ステージ３３２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３３２は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ部１０１の光路長のばらつきを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する光路長変化手段として機能する。さらに、１軸ステージ３３２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、光プローブ部１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージにより光路長を微小変化させることにより、生体組織の表面位置からの反射光と干渉させる状態に設定することが可能である。
　光路長の可変機構３２５で光路長が微調整された光は第３のシングルモードファイバ３３１の途中に設けた光カップラ部３３４で第１のシングルモードファイバ３３０側から得られた光と混合されて、フォトダイオード３１９にて受光される。
　このようにしてフォトダイオード３１９にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ３２０により増幅された後、復調器３２１に入力される。この復調器３２１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３２２に入力される。
　Ａ／Ｄ変換器３２２では、干渉光信号を例えば１８０ＭＨｚで２０４８ポイント分サンプリングして、１ラインのデジタルデータ（干渉光データ）を生成する。なお、サンプリング周波数を１８０ＭＨｚとしたのは、波長掃引の繰り返し周波数を４０ｋＨｚにした場合に、波長掃引の周期（１２．５μｓｅｃ）の９０％程度を２０４８点のデジタルデータとして抽出することを前提としたものであり、特にこれに限定されるものではない。
　Ａ／Ｄ変換器３２２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３２３に入力される。測定モードの場合、信号処理部３２３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断層画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ３１７（図１の参照番号１１３に対応する）に出力する。
　信号処理部３２３は、更に光路長調整手段制御装置３１８と接続されている。信号処理部３２３は光路長調整手段制御装置３１８を介して１軸ステージ３３２の位置の制御を行う。また、信号処理部３２３はモータ制御回路３２４と接続され、モータ制御回路３２４のビデオ同期信号を受信する。信号処理部３２３では、受信したビデオ同期信号に同期して断層画像の生成を行う。
　また、このモータ制御回路３２４のビデオ同期信号は、回転駆動装置３０４にも送られ、回転駆動装置３０４はビデオ同期信号に同期した駆動信号を出力する。
　＜４．光プローブ部の全体構成＞
　次に光プローブ部１０１の全体構成について図４を用いて説明する。図４に示すように、光プローブ部１０１は、直接血管等の体腔内に挿入される長尺のカテーテルシース４０１と、ユーザが操作するために体腔内に挿入されずユーザの手元側に配置されるコネクタ部４０２とにより構成される。カテーテルシース４０１の先端には、ガイドワイヤルーメン用チューブ４０３が形成されており、カテーテルシース４０１は、ガイドワイヤルーメン用チューブ４０３との接続部分からコネクタ部４０２との接続部分にかけて連続する管腔として形成されている（なお、詳細は図５Ａ及び図５Ｂ参照）。
　カテーテルシース４０１の管腔内部には、測定光を送受信する送受信部を備えるハウジング４２１と、それを回転させるための駆動力を伝送する駆動シャフト４２２とを備えるイメージングコア４２０がカテーテルシース４０１のほぼ全長にわたって挿通されている。
　コネクタ部４０２は、カテーテルシース４０１の基端に一体化して構成された手元部４０２ａと駆動シャフト４２２の基端に一体化して構成された接続コネクタ４０２ｂとからなる。
　手元部４０２ａとカテーテルシース４０１の境界部には、耐キンクプロテクタ４１１が設けられている。これにより所定の剛性が保たれ、急激な変化による折れ曲がり（キンク）を防止することができる。
　接続コネクタ４０２ｂの基端（詳細は図７参照）は、後述するスキャナ／プルバック部１０２（詳細は図８Ａ及び図８Ｂ参照）と接続可能に構成されている。
　＜５．光プローブ部の先端部の構成＞
　次に、光プローブ部１０１の先端部の構成について図５Ａ及び図５Ｂを用いて説明する。図５Ａに示すように、カテーテルシース４０１の管腔内部には、測定光を送信し、反射光を受信する送受信部５０１が配されたハウジング４２１と、それを回転させるための駆動力を伝送する駆動シャフト４２２とを備えるイメージングコア４２０がほぼ全長にわたって挿通されており、光プローブ部１０１を形成している。
　送受信部５０１では、体腔内組織に向けて測定光を送信するとともに、体腔内組織からの反射光を受信する。
　駆動シャフト４２２はコイル状に形成され、その内部には信号線（シングルモードの光ファイバ）が配されている。
　ハウジング４２１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４２１は、内部に送受信部５０１を有し、基端側は駆動シャフト４２２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５０２が設けられている。
　弾性部材５０２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５０２が先端側に配されることで、イメージングコア４２０を前後移動させる際にカテーテルシース内での引っかかりを防止する。
　５０３は補強コイルであり、カテーテルシース４０１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４０３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４０３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４０１を患部まで導くのに使用される。
　駆動シャフト４２２は、カテーテルシース４０１に対して送受信部５０１を回転動作及び軸方向動作させることが可能であり、柔軟で、かつ回転をよく伝送できる特性をもつ、例えば、ステンレス等の金属線からなる多重多層密着コイル等により構成されている。
　また、図５Ｂは、イメージングコア４２０の断面構成を模式的に示したものである。図５Ｂに示すように、ハウジング４２１内には、側方照射型のボールレンズ（送受信部）５０１が配され、駆動シャフト４２２内には、クラッド部５０６とコア部５０５とから構成される光ファイバ５０４が配されている。なお、送受信部５０１から送信された測定光は、カテーテルシース内面、カテーテルシース外面を通って、体腔内の生体組織に照射される（矢印５１０参照）。
　＜６．イメージングコア全体の構成＞
　次に、イメージングコア４２０の全体構成について説明する。図６は、イメージングコア４２０の全体構成を示す図である。図６に示すように、イメージングコア４２０の基端側には、接続コネクタ４０２ｂがスキャナ／プルバック部１０２の回転駆動部に接続された際に、回転駆動部内の光アダプタ（詳細は後述）と光学的に接続されるとともに、回転駆動部からの回転駆動力を駆動シャフト４２２に伝達するためのコネクタ装置６００が取り付けられている。
　コネクタ装置６００は、内部にＡＰＣ光コネクタ（不図示）が配置されたコネクタ固定部材６０３と、コネクタ固定部材６０３を接続コネクタ４０２ｂの基端側内部において回転自在に固定するためのフランジ６０２とを備える。
　なお、駆動シャフト４２２は、接続パイプ６０１を介してコネクタ装置６００内に配置されたＡＰＣ光コネクタと接合されているものとする。
　＜７．接続コネクタの構成＞
　次に、接続コネクタ４０２ｂの断面構成について図７を用いて説明する。図７は接続コネクタ４０２ｂの基端側の内部構成を示す断面図である。
　図７に示すように、接続コネクタ４０２ｂの基端には、光ファイバ用のコネクタ（ＡＰＣ光コネクタ）７０１が配置されており、これにより光ファイバ５０４はスキャナ／プルバック部１０２内の回転駆動部に配された光アダプタと光学的に接続される。
　ＡＰＣ光コネクタ７０１は、接続パイプ６０１を介して駆動シャフト４２２と接合されている。また、ＡＰＣ光コネクタ７０１は、中空の円筒形状をしたコネクタ固定部材６０３の内部に配置されており、先端にフェルール７０２が設けられた光ファイバ５０４の端部を保持固定している。光ファイバ５０４の端部（接続面）は端面での光の反射によりノイズが発生することを防ぐため、光の進行方向（回転軸方向）に対して、所定の傾斜角度が形成されたＡＰＣタイプに加工されている。コネクタ固定部材６０３は、先端側端部に円盤状のフランジ６０２を有しており、接続コネクタ４０２ｂのハウジング７０３内部に、回転自在に保持されている。
　コネクタ固定部材６０３は、光アダプタとの結合に際してアダプタ固定部材と協働してＡＰＣ光コネクタ７０１の周方向の位置合わせを行う。
　＜８．スキャナ／プルバック部１０２の内部構成＞
　次に、スキャナ／プルバック部１０２の内部構成について説明する。図８Ａ及び図８Ｂはスキャナ／プルバック部１０２の内部構成を示す図である。図８Ａ及び図８Ｂにおいて、紙面左側は回転駆動部であり、紙面右側は固定部である。
　図８Ａにおいて、８０１はスキャナ／プルバック部１０２のハウジングであり、内面に接続コネクタ４０２ｂのハウジング７０３が嵌合する。８０２はＡＰＣ光コネクタ７０１と結合される光アダプタである。８０３はアダプタ固定部材であり、中空の円筒形状をしており、内部に光アダプタ８０２が相対回転不可能なように固定される。アダプタ固定部材８０３は、ＡＰＣ光コネクタ７０１との結合に際してコネクタ固定部材６０３と協働してＡＰＣ光コネクタ７０１の周方向の位置合わせを行う。
　アダプタ固定部材８０３は、外表面を規定する保護管８０６と、保護管８０６の内面に固定され、アダプタ固定部材８０３の内表面を規定する本体８０７とから構成されている。
　アダプタ固定部材８０３の内表面には一対の爪８０４が形成されている。一対の爪８０４は、ＡＰＣ光コネクタ７０１と係合し、ＡＰＣ光コネクタ７０１と光アダプタ８０２とを強固に一体化するものである。
　なお、光アダプタ８０２には、ＡＰＣ光コネクタ７０１のフェルール７０２を受け入れるメス型構造の穴８０５が形成されている。
　８１１はレンズ固定スリーブ支持部であり、内部には、レンズ固定スリーブ８１２により光学レンズ８１３が固定されている。なお、レンズ固定スリーブ８１２は、レンズ固定スリーブ支持部８１１に対して、セットスクリュー８１４により位置調整可能に固定されているものとする。
　一方、スキャナ／プルバック部１０２の固定部には、レンズ固定部８１８が配されており、レンズ固定部８１８には、コリメータレンズ８１５が固定されている。また、コリメータレンズ８１５は、光ファイバ８１６と接続されている。これにより、ＡＰＣ光コネクタ７０１のフェルール７０２より放射された反射光は、光学レンズ８１３、コリメータレンズ８１５を介して、接続された光ファイバ８１６に入射されることとなる。一方、光ファイバ８１６より導光された測定光は、コリメータレンズ８１５から出射され、光学レンズ８１３を介して、非接触で回転駆動部のＡＰＣ光コネクタ７０１のフェルール７０２に入射されることとなる。
　つまり、スキャナ／プルバック部１０２には、回転駆動部と固定部との間で、非接触により光の伝送を行う光カップリング部が形成されている。
　図８Ｂは当該光カップリング部を模式的に表した図である。図８Ｂに示すように、回転駆動部側のレンズ固定スリーブ８１２の位置により規定される光軸８２１は、通常、回転駆動部の回転軸８２２と一致しており、かつ、固定部側のレンズ固定部８１８の位置により規定される光軸８２０と一致している。
　＜９．信号処理部２１４、３２３の詳細構成＞
　次に、図９を用いて、画像診断装置１００の信号処理部２１４、３２３における処理の概要について説明する。図９は、信号処理部２１４、３２３の詳細構成ならびに関連する機能ブロックを示した図である。
　Ａ／Ｄ変換器２１３、３２２で生成された干渉光データは、ラインメモリ部９０１において、モータ制御回路２２５、３２４から出力されるラジアル走査モータ２０５または３０５のエンコーダ部２０６または３０６の信号を用いてラジアル走査モータ１回転あたりのライン数が５１２本となるように処理された後、後段のラインデータ生成部９０２に出力される。
　ラインデータ生成部９０２では、干渉光データに対してライン加算平均処理、フィルタ処理、対数変換処理等を施し、生体組織の深さ方向の干渉光強度データを生成することで、ラインデータを生成した後、該生成したラインデータを後段の信号後処理部９０３に出力する。信号後処理部９０３では、ラインデータに対してコントラスト調整、輝度調整、ガンマ補正、フレーム相関、シャープネス処理等を行い、画像構築部（ＤＳＣ）９０４に出力する。
　画像構築部９０４では、極座標のラインデータ列をＲθ変換するこで断層画像を生成した後、ビデオ信号に変換し、該断層画像をＬＣＤモニタ２１５または３１７に表示する。なお、本実施形態では一例として、５１２ラインから断層画像を生成することとしているが、このライン数に限定されるものではない。
　更に、本実施形態に係る画像診断装置１００の信号処理部２１４、３２３では、更に、光カップリング部におけるカップリング状態を検査するための機能（カップリング状態検査機能）として、レンズ表面反射信号抽出部９０５と判定部９０６とを備える。以下、図１０及び図１１を参照しながら、レンズ表面反射信号抽出部９０５及び判定部９０６により実現されるカップリング状態検査機能について詳説する。
　＜１０．カップリング状態検査機能（レンズ表面反射信号抽出部）の説明＞
　図１０は、信号処理部２１４、３２３において処理されるラインデータを示す図である。図１０において、横軸は位置情報であり縦軸は強度を示している（つまり、図１０は、送受信位置から体腔内の所定の深さ方向の位置までの干渉光の強度分布を示している）。
　図５Ｂに示す送受信部５０１より取得された干渉光に基づいて生成されたラインデータは、図１０に示すように、カテーテルシース４０１内からの信号とカテーテルシース４０１外からの信号であって診断に用いられる情報が含まれる信号とに大別することができる。
　このうちカテーテルシース４０１内からの信号には、更に、１）レンズ（送受信部５０１）表面からの信号と、２）カテーテルシース４０１内面からの信号と、３）カテーテルシース４０１外面からの信号とが含まれている。
　このうち、レンズ表面からの信号は、光プローブ部１０１の状態（スタックの発生、カテーテルシース４０１内への血液の侵入、送受信部の振動等）に関わらず、一定の強度となる。換言すると、レンズ表面からの信号は、スキャナ／プルバック部１０２の光カップリング部のカップリング状態を表す信号ということができる。
　そこで、レンズ表面反射信号抽出部９０５では、信号後処理部９０３より出力されたラインデータのうち、レンズ表面からの信号の強度を抽出する。なお、レンズ表面反射信号抽出部９０５におけるレンズ表面からの信号の強度の抽出は、少なくとも、送受信部１回転分（つまり、５１２本分）のラインデータに対して行う。これにより、送受信部１回転におけるレンズ表面からの信号の強度の変化を判別することができる。
　＜１１．カップリング状態検査機能（判定部）の説明＞
　図１１は、光カップリング部におけるカップリング状態と、送受信部１回転におけるレンズ表面からの信号の強度の変化との関係を示した図である。
　図１１の（Ａ）は、回転駆動部側のレンズ固定スリーブ８１２の位置により規定される光軸８２１と、回転駆動部の回転軸８２２とが一致し、かつ、固定部側のレンズ固定部８１８の位置により規定される光軸８２０と一致している場合を示している。
　図１１の（Ａ）の（ａ）に示すように、光軸８２０と光軸８２１と回転軸８２２とが一致している場合、回転駆動部側の回転角度に関わらず、レンズ固定スリーブ８１２の断面位置と、レンズ固定部８１８の断面位置とは常に一致する（図１１の（Ａ）の（ｂ）参照）。
　この場合、レンズ表面からの信号の強度は、回転駆動部側の回転角度に関わらず一定となる（図１１の（Ａ）の（ｃ）参照）。
　一方、図１１の（Ｂ）は、回転駆動部側のレンズ固定スリーブ８１２の位置により規定される光軸８２１が、回転駆動部の回転軸８２２に対してずれており、その結果、固定部側のレンズ固定部８１８の位置により規定される光軸８２０に対してずれている場合について示している。
　図１１の（Ｂ）の（ａ）に示すように、光軸８２１と回転軸８２２とが平行にずれ、その結果、光軸８２０と光軸８２１とが平行にずれている場合、回転駆動部側の回転角度によって、レンズ固定スリーブ８１２の断面位置と、レンズ固定部８１８の断面位置とは、常に平行にずれることとなる（図１１の（Ｂ）の（ｂ）参照）。
　この場合、レンズ表面からの信号の強度は、回転駆動部側の回転角度に応じて、周期的に変動することとなる（図１１の（Ｂ）の（ｃ）参照）。
　また、図１１の（Ｃ）は、回転駆動部側のレンズ固定スリーブ８１２の位置により規定される光軸８２１が、回転駆動部の回転軸８２２に対して、所定の角度をもってずれており、その結果、固定部側のレンズ固定部８１８の位置により規定される光軸８２０に対して、所定の角度をもってずれている場合を示している。
　図１１の（Ｃ）の（ａ）に示すように、光軸８２１と回転軸８２２とが所定の角度をもってずれ、その結果、光軸８２１が光軸８２０に対して所定の角度をもってずれている場合、回転駆動部側の回転角度によって、レンズ固定スリーブ８１２の断面は、レンズ固定部８１８の断面に対して、常に所定の角度を向くこととなる（図１１の（Ｃ）の（ｂ）参照）。
　この場合、レンズ表面からの信号の強度は、全体として低下するとともに、回転駆動部側の回転角度に応じて、周期的に変動することとなる（図１１の（Ｃ）の（ｃ）参照）。
　このような特性をふまえ、判定部９０６では、レンズ表面反射信号抽出部９０５において抽出された、レンズ表面からの信号の強度の変動幅（最大値と最小値との差分）について、所定の範囲の閾値を設け、変動幅が所定の閾値を超えた場合に、カップリング状態が異常であると判定し、ＬＣＤモニタ２１５、３１７に警報を出力する。
　＜１２．カップリング状態検査処理の流れ＞
　次に、カップリング状態検査処理の流れについて図１２を用いて説明する。図１２は、本実施形態に係る画像診断装置１００におけるカップリング状態検査処理の流れを示すフローチャートである。
　操作パネル１１２において光カップリング部のカップリング状態検査処理開始指示が入力されると、図１２に示すカップリング状態検査処理が開始される。
　ステップＳ１２０１では、制御部９０７に予め登録されている閾値を判定部９０６が読み出す。
　ステップＳ１２０２では、レンズ表面反射信号抽出部９０５が、信号後処理部９０３より出力されたラインデータに基づいて、レンズ表面からの信号の強度を抽出する。なお、このとき抽出するレンズ表面からの信号の強度は、少なくとも、送受信部１回転分（ラインデータ５１２本分）であるとする。
　ステップＳ１２０３では、判定部９０６が、ステップＳ１２０２において抽出された信号強度の変動幅が、ステップＳ１２０１において読み出された閾値の範囲を超えているか否かを判定する。
　ステップＳ１２０３において、信号強度の変動幅が閾値の範囲を超えていないと判定した場合には、ステップＳ１２０５に進み、光カップリング部のカップリング状態が正常であると判定し、カップリング状態検査処理を終了する。
　一方、ステップＳ１２０３において、信号強度の変動幅が閾値の範囲を超えていると判定した場合には、ステップＳ１２０４に進み、光カップリング部のカップリング状態が異常であると判定し、ステップＳ１２０６に進む。
　ステップＳ１２０６では、判定部９０６が、ＬＣＤモニタ２１５、３１７に、警報を出力し、ユーザに報知した後、カップリング状態検査処理を終了する。
　このように、断層画像を撮像するにあたり、事前にカップリング状態検査処理を実行することにより、光カップリング部のカップリング状態を確認することが可能となる。なお、カップリング状態検査処理の結果、警報が出力された場合には、ユーザは、セットスクリュー８１４によりレンズ固定スリーブ８１２の位置を調整することにより、レンズ固定スリーブ８１２の光軸８２１を、回転駆動部の回転軸８２２と一致させる。これにより、固定部側のレンズ固定部８１８の位置により規定される光軸８２０と一致させることが可能となる。
　以上の説明から明らかなように、本実施形態に係る画像診断装置では、生成されたラインデータのうち、レンズ表面からの信号の強度を、少なくとも、送受信部１回転分にわたって抽出し、送受信部の回転角度に対する当該強度の変動幅を判定する構成とした。
　この結果、スキャナ／プルバック部における光カップリング部の光軸のずれを確認することが可能となった。
　［第２の実施形態］
　上記第１の実施形態では、光カップリング部のカップリング状態の異常を検出するにあたり、レンズ表面からの信号の強度の変動幅（最大値と最小値との差分）を算出する構成としたが、本発明はこれに限定されない。
　例えば、送受信部１回転分の反射信号の強度の平均値を求め、当該平均値と、最大値または最小値との差分を算出する構成としても良い。あるいは、送受信部１回転分の信号の強度のばらつきを算出する構成としてもよい。
　なお、抽出する信号の強度は、送受信部１回転分に限定されず、複数回転分であってもよいし、所定時間分であってもよい。
　また、上記第１の実施形態では、判定部９０６における判定結果をＬＣＤモニタ２１５、３１７に出力する構成としたが本発明はこれに限定されない。例えば、レンズ表面反射信号抽出部９０５において抽出された、送受信部５０１の各回転位置に対する、各信号の強度の変化を示すグラフ（図１１の（Ａ）～（Ｃ）の（ｃ））を生成し、当該グラフをＬＣＤモニタ２１５、３１７に出力するように構成してもよい。
　更に、上記第１の実施形態では、固定部側のレンズ固定部８１８の位置により規定される光軸８２０と回転駆動部の回転軸８２２とが一致していることを前提とし、レンズ固定スリーブ８１２の位置により規定される光軸８２１が、回転軸８２２に対してずれていることに起因して、光軸８２１と光軸８２０とがずれていた場合に、レンズ固定スリーブ８１２の位置をセットスクリュー８１４を用いて調整する構成としたが、本発明はこれに限定されない。
　レンズ固定部８１８の位置により規定される光軸８２０が回転軸８２２に対してずれる場合を想定し、レンズ固定部８１８も位置調整可能に固定するように構成してもよい。この場合、ユーザは、カップリング状態が異常である旨の警報の出力に対して、レンズ固定部８１８の位置を調整することで、光軸８２１と光軸８２０とを一致させることが可能となる。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。
　本願は、２００９年９月３０日提出の日本国特許出願特願２００９－２２７８４０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 (10)

  1. 　光源より伝送された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送受信部を有するプローブを接続し、該送受信部を回転させながら、該送受信部より反射光を取得することで、該取得した反射光に基づいて該体腔内の断層画像を生成する画像診断装置であって、
    　回転中の前記送受信部の各回転角度において該送受信部より取得した前記反射光のうち、該送受信部まで伝送された光が該送受信部において反射することで取得された反射光の強度を抽出する抽出手段と、
    　前記送受信部の各回転角度において、前記抽出手段により抽出された各反射光の強度が、所定の変動幅の範囲にあるか否かを判定する判定手段と
    　を備えることを特徴とする画像診断装置。
  2. 　前記判定手段により所定の変動幅の範囲にないと判定された場合に、前記プローブの接続位置におけるカップリングに異常があるとして、警報を出力する出力手段を更に備えることを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
  3. 　前記送受信部の各回転角度に対する、前記抽出手段により抽出された各反射光の強度の変化を示すグラフを生成する生成手段を更に備えることを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
  4. 　前記送受信部は、前記光源より伝送される光を、体腔内に送信するための反射部を備え、前記抽出手段は、前記反射部の反射面からの反射光の強度を抽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。
  5. 　前記判定手段は、少なくとも、前記送受信部１回転分に対して、前記抽出手段により抽出された各反射光の強度が、所定の変動幅の範囲にあるか否かを判定することを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
  6. 　光源より伝送された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送受信部を有するプローブを接続し、該送受信部を回転させながら、該送受信部より反射光を取得することで、該取得した反射光に基づいて該体腔内の断層画像を生成する画像診断装置の制御方法であって、
    　回転中の前記送受信部の各回転角度において該送受信部より取得した前記反射光のうち、該送受信部まで伝送された光が該送受信部において反射することで取得された反射光の強度を抽出する抽出工程と、
    　前記送受信部の各回転角度において、前記抽出工程において抽出された各反射光の強度が、所定の変動幅の範囲にあるか否かを判定する判定工程と
    　を備えることを特徴とする画像診断装置の制御方法。
  7. 　前記判定工程において所定の変動幅の範囲にないと判定された場合に、前記プローブの接続位置におけるカップリングに異常があるとして、警報を出力する出力工程を更に備えることを特徴とする請求項６に記載の画像診断装置の制御方法。
  8. 　前記送受信部の各回転角度に対する、前記抽出工程において抽出された各反射光の強度の変化を示すグラフを生成する生成工程を更に備えることを特徴とする請求項６に記載の画像診断装置の制御方法。
  9. 　前記送受信部は、前記光源より伝送される光を、体腔内に送信するための反射部を備え、前記抽出工程は、前記反射部の反射面からの反射光の強度を抽出することを特徴とする請求項６に記載の画像診断装置の制御方法。
  10. 　前記判定工程は、少なくとも、前記送受信部１回転分に対して、前記抽出工程において抽出された各反射光の強度が、所定の変動幅の範囲にあるか否かを判定することを特徴とする請求項６に記載の画像診断装置の制御方法。
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