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WO2008044539A1 - Optical interference image diagnosing apparatus, and its processing method - Google Patents

Optical interference image diagnosing apparatus, and its processing method Download PDF

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Publication number
WO2008044539A1
WO2008044539A1 PCT/JP2007/069259 JP2007069259W WO2008044539A1 WO 2008044539 A1 WO2008044539 A1 WO 2008044539A1 JP 2007069259 W JP2007069259 W JP 2007069259W WO 2008044539 A1 WO2008044539 A1 WO 2008044539A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
light
optical
intensity distribution
unit
measurement
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2007/069259
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Kazuhiro Hirota
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Terumo Corp
Original Assignee
Terumo Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Terumo Corp filed Critical Terumo Corp
Publication of WO2008044539A1 publication Critical patent/WO2008044539A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/6852—Catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0062—Arrangements for scanning
    • A61B5/0066—Optical coherence imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence

Definitions

  • the present invention relates to an optical coherence tomographic image diagnostic apparatus, and more particularly to a calibration process in an optical coherent fault image diagnostic apparatus.
  • an optical interference slice image diagnostic apparatus for diagnosing arteriosclerosis, preoperative diagnosis at the time of endovascular treatment using a high-functional force tail such as a balloon catheter, a stent, or for confirming postoperative results (OCT: Optical Coherent Tomography) is used.
  • An optical coherence tomography diagnostic apparatus divides low-coherence light output from a light source into measurement light and reference light, and emits the distal force through the optical fiber inside the catheter, and then biological tissue The reflected light reflected by the light is received by the same optical fiber, and the reflected light and the reference light are caused to interfere inside the apparatus, so that the interference intensity of the measurement light from the same optical path length as the reference light, that is, the light reflection The strength is acquired.
  • the reference light is reflected by the mirror and the position of the mirror is moved back and forth so that the optical path length of the reference light is scanned and synchronized therewith.
  • the reflection intensity distribution in the depth direction is obtained.
  • Optical coherence tomography diagnostic equipment using wavelength sweep repeatedly scans the wavelength of the emitted light, and scans the optical path length of the reference light from the frequency distribution of the interfering light and obtains the measurement light and A reflection intensity distribution in the measurement light emission direction (depth direction) is obtained based on a point having the same optical path difference from the reference light.
  • the optical coherence tomography diagnostic apparatus is generally configured to obtain a reflection intensity distribution in the depth direction in the living body by causing the measurement light and the reference light to interfere with each other. Therefore, it is necessary to appropriately calibrate the optical path difference between the measurement light and the reference light. Ie depth When displaying the reflected intensity distribution in the direction, it is necessary to adjust the optical path length corresponding to the predetermined reference point (zero point). Normally, the catheter can be replaced each time it is used to prevent infection. There are individual differences in the catheter, and the optical path length (ie, optical fiber length) from the light source inside the device to the exit position of the catheter tip is different. It is a force that is small but has variations.
  • the optical path difference was calibrated while viewing the cross-sectional image.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and in an optical coherence tomography diagnostic apparatus, calibration of an optical path difference between measurement light and reference light can be performed accurately and easily. Like this.
  • an optical coherence tomography diagnostic apparatus has the following configuration. That is,
  • the measurement light While irradiating the measurement light to the measurement object, the measurement light is connected to an optical probe that receives the reflected light from the measurement object, and the light output from the light source is divided into the measurement light and the reference light, and the reflected light and An optical coherence tomography diagnostic apparatus that obtains a reflection intensity distribution in an emission direction of the optical probe by causing interference with the reference light and forms an image of the measurement object.
  • An extraction means for extracting an intensity distribution for a unit; and a predetermined reference position in the emission direction of the optical probe, which is determined based on the intensity distribution extracted by the extraction means, does not match the predetermined position,
  • Recognition means for recognizing a distance between a reference position and the predetermined position as a shift amount;
  • Adjusting means for adjusting the optical path length of the measurement light or the reference light based on the deviation amount.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of an optical coherence tomography diagnosis apparatus (100) that is an optical coherence tomography diagnosis apparatus according to a first embodiment.
  • FIG. 2 is a schematic diagram for explaining the outline of the operation of the catheter section 101 and the cross-sectional image generation process during optical coherence tomography diagnosis.
  • FIG. 3 is a schematic diagram for explaining the outline of the operation of the catheter section 101 and the cross-sectional image generation process at the time of optical coherence tomography diagnosis.
  • FIG. 4 is a diagram showing a functional configuration of the optical coherence tomography diagnostic apparatus 100.
  • FIG. 5 is a diagram showing a detailed configuration of a signal processing unit 314 and functional blocks related to calibration.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of a reflection intensity distribution in the depth direction displayed on the LCD monitor 327.
  • FIG. 7 is a diagram showing the correspondence between the configuration of the tip of the optical probe 101 and the three peaks of reflection intensity.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a configuration of a signal processing unit of an optical coherence tomography diagnosis apparatus that is an optical coherence tomography diagnosis apparatus according to a second embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram showing an example of an LCD monitor screen on which a cursor 801 for designating a position indicating reflection from the optical system surface is displayed.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a configuration of a signal processing unit of an optical coherence tomography diagnosis apparatus that is an optical coherence tomography diagnosis apparatus according to a third embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of an optical coherence tomography diagnosis apparatus (100) that is an optical coherence tomography diagnosis apparatus according to the first embodiment.
  • the optical coherence tomography diagnosis apparatus (100) includes a catheter unit 101 as an optical probe, a scanner / pullback unit 102, and an operation control unit 103, and includes a scanner / proneback unit 102. And the operation control device 103 are connected by a signal line 104.
  • the catheter unit 101 has a long main body inserted directly into a blood vessel, and measures an internal state of the blood vessel using an optical system (not shown) passed through the lumen of the catheter unit 101.
  • the scanner / pullback unit 102 defines a radial scan of the optical system in the catheter unit 101.
  • the operation control device 103 includes a function for inputting various setting values and a mechanism for processing data obtained by measurement and displaying the data as a cross-sectional image when performing 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 1111 denotes a printer and a DVD recorder, which print (output) processing results in the main body control unit 111 and store them as data.
  • Reference numeral 112 denotes an operation panel, and the user inputs various setting values via the operation panel 112.
  • Reference numeral 113 denotes an LCD monitor that displays a processing result in the main body control unit 111.
  • 2 and 3 are schematic diagrams for explaining the outline of the operation of the catheter unit 101 and the cross-sectional image generation process at the time of optical coherence tomography diagnosis.
  • 2 and 3 are a perspective view and a cross-sectional view, respectively, of a blood vessel (measurement target) with the catheter 101 inserted therein.
  • 201 indicates a cross section of the blood vessel in which the catheter unit 101 is inserted.
  • An optical system (not shown) is passed through the catheter portion 101 to the vicinity of the tip, and a linear drive device (not shown) is rotated while rotating in the direction of arrow 202 by a radial scanning motor (not shown). As shown, the direction proceeds to the direction of arrow 203 (the long axis direction of the catheter portion 101). Meanwhile, the optical system emits measurement light and receives reflected light at each rotation angle.
  • lines 1, 2,..., 512 indicate the emission direction of the measurement light at each rotation angle.
  • 512 times of light emission / light reception are intermittently performed while the optical system rotates 360 degrees on the predetermined blood vessel cross section 201. Note that the number of light emission / light reception times during the 360-degree rotation is not limited to this and can be arbitrarily set.
  • a scan that repeats light emission / light reception while rotating the optical system in this manner is generally referred to as "radial scan (radial scan)".
  • Reference numeral 309 denotes a light source such as an ultra-high luminance light emitting diode.
  • the light source 309 emits low-coherence light that exhibits coherence only in a short distance range in which the wavelength is about 1310 nm and the coherence distance (coherent length) is about several m to about several tens of m. Output.
  • the low coherence light output from the light source 309 is incident on one end of the first single mode fiber 328, and is transmitted to the front end face side as measurement light.
  • the first single mode fiber 328 is optically coupled to the second single mode fiber 329 at an intermediate optical coupler unit 308. Therefore, the optical coupler unit 308 branches the signal into two and transmits it.
  • An optical rotary joint 303 that couples between the non-rotating part and the rotating part and transmits the measurement light is provided on the tip side of the optical coupler part 308 of the first single mode fiber 328! /, Ru
  • the connector portion 302 of the catheter portion 101 is detachably connected to the distal end of the third single mode fiber 330 passed through the optical rotary joint 303.
  • the third single mode fiber 330 is connected to the catheter portion 1 via the connector portion 302.
  • the measurement light from the light source 309 is transmitted to the fourth single mode fiber 331 that can be rotationally driven.
  • the transmitted measurement light is deflected laterally by deflecting means such as a mirror provided at the distal end portion 301 of the optical system, and is radially scanned in the direction of the living tissue (measurement target) in the body cavity. Emitted. Then, a part of the reflected light scattered on the surface of the living tissue side or inside is taken in by the front end 301, returns to the first single mode fiber 328 side through the reverse optical path, and part thereof by the optical coupler 308. Moves to the second single mode fiber 329 side, and enters one of the second single mode fibers 329 into a photodetector (for example, a photodiode 310).
  • a photodetector for example, a photodiode 310
  • the rotating part side of the optical rotary joint 303 is rotationally driven by a radial scanning motor 305 of a rotational drive device 304. Further, the rotation angle of the radial scanning motor 305 is detected by the encoder unit 306. Furthermore, the optical rotary joint 303 includes a linear drive device 307, and based on an instruction from the signal processing unit 314, the operation (axial direction in the distal direction in the body cavity and the opposite direction) of the catheter unit 101 is inserted. Movement). The axial movement is realized by the operation of the linear drive device 303 based on the control signal from the signal processing unit 314.
  • the radial scanning motor 305 and the linear drive device 307 may be detachably connected or may be configured integrally. Further, the axial movement by the linear drive device 307 can be realized by a ball screw or the like.
  • an optical path length variable mechanism 316 that changes the optical path length of the reference light is provided on the distal end side of the optical coupler section 308 of the second single mode fiber 329.
  • the optical path length variable mechanism 316 includes a first optical path length changing means that changes the optical path length corresponding to the examination range in the depth direction (outgoing direction) of the living tissue (measurement target) at high speed, and the catheter unit 101.
  • the individual differences in the length of each optical system (mainly optical fiber 331) included in the catheter section 101 when the tube is used (variation in the optical path length from the light source to the emission position of the optical system)
  • the second optical path length changing means optical path length adjusting means for changing the optical path length corresponding to the variation in the length is provided so that it can be absorbed.
  • the single-axis stay is opposed to the tip of the second single mode fiber 329 and the tip.
  • a grating 319 is arranged via a collimating lens 321 that is mounted on the die 320 and is movable in the direction indicated by an arrow 323.
  • a galvanometer mirror 317 capable of turning by a minute angle is attached as a first optical path length changing means via a lens 318 corresponding to the grating 319 (diffraction grating).
  • the galvanometer mirror 317 is rotated at a high speed in the direction of an arrow 322 by a galvanometer controller 324.
  • the galvanometer mirror 317 reflects the reference light by the mirror of the galvanometer, and by applying an AC drive signal to the galvanometer that functions as a mirror for the reference light, the mirror received in the movable part at high speed. It is configured to rotate.
  • a drive signal is applied to the galvanometer from the galvanometer controller 324 and rotated at high speed in the direction of the arrow 322 by the drive signal, so that the optical path length of the reference light is the depth of the living tissue. It will change at a high speed by the amount corresponding to the direction inspection range.
  • One period of this change in optical path difference is the period for acquiring interference light for one line (one unit).
  • the uniaxial stage 320 has a second optical path length change that has a variable range of optical path lengths that can absorb variations in optical path length for each optical system included in the catheter unit 101.
  • Means optical path length adjusting means.
  • the single-axis stage 320 also has a function as an adjusting means for adjusting the offset. For example, even when the tip of the optical probe 301 is not in close contact with the surface of the living tissue, the optical path length can be changed minutely by the single-axis stage 320 so as to interfere with the surface position of the living tissue. It becomes possible.
  • the reference light whose optical path length is changed by the optical path length variable mechanism 316 is obtained from the first single mode fiber 338 side by the optical coupler unit 308 provided in the middle of the second single mode fiber 329.
  • the light is mixed (interfered) with the reflected light and received by the photodiode 310.
  • the demodulator 312 After being amplified by 311, it is input to the demodulator 312.
  • the demodulator 312 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and its output is input to the A / D converter 313.
  • the interference optical signal is sampled for 200 points, and one line of data is decoded. Digital data (interference light data) is generated.
  • the sampling frequency is the value obtained by dividing the scanning time of the optical path length by 200.
  • the line-by-line interference light data (line data) generated by the A / D converter 313 is input to the signal processing unit 314.
  • This signal processing unit 314 converts the line data in the depth direction (outgoing direction) into a video signal to form cross-sectional images at each position in the blood vessel, and the LCD monitor 327 (Fig. 1 (corresponding to 113 of 1).
  • the signal processing unit 314 is connected to the optical path length adjusting unit control device 326 and controls the position of the single-axis stage 320 via the optical path length adjusting unit control device 326.
  • the signal processing unit 314 is connected to the motor control circuit 325 and controls the rotational drive of the radial scanning motor 305.
  • the signal processing unit 314 is connected to a galvanometer controller 324 that controls scanning of the optical path length of the reference light mirror (galvanometer mirror 317).
  • a drive signal is output from the galvanometer controller 324 to the signal processing unit 314, and the motor control device 325 is synchronized with the galvanometer controller 324 based on this drive signal.
  • the signal processing unit 314 is connected to an input device 328 (corresponding to the operation panel 112 in FIG. 1), and can accept various instructions from the user.
  • FIG. 5 shows a detailed configuration of the signal processing unit 314 and functional blocks related to calibration.
  • the line data generated by the A / D conversion unit 313 is output from the radial scanning motor 1 using the signal of the encoder unit 306 of the radial scanning motor 305 output from the motor control circuit 325 in the line memory unit 401. After being processed so that the number of lines per rotation is 512, it is output to the line data generation unit 402 in the subsequent stage.
  • the line data generation unit 402 performs line addition averaging processing, filter processing, logarithmic conversion, and the like, and outputs the result to the signal post-processing unit 403 at the subsequent stage.
  • the signal post-processing unit 403 performs contrast adjustment, brightness adjustment, gamma correction, frame correlation, sharpness processing, etc. It is output to the image construction unit (DSC) 404.
  • DSC image construction unit
  • the image construction unit 404 converts the polar coordinate line data string into a video signal, and displays the blood vessel cross-sectional image on the LCD monitor 327.
  • an example of constructing an image from 512 lines is shown. This is not limited to this number of lines.
  • the line data output from the line data generation unit 402 is input to the line data extraction unit 405.
  • the line data extraction unit 405 extracts one line (one unit) of predetermined line data from the plurality of line data.
  • the extracted line data for one line is displayed on the line data graph display unit 406 of the LCD monitor 327 as a reflection intensity distribution in the depth direction at a predetermined rotation angle.
  • the optical system of the optical probe (catheter unit) varies in optical path length for each individual, the user is displayed on the line data graph display unit 406 of the LCD monitor 327. Based on the reflection intensity distribution, the deviation amount of the optical path difference is read. Specifically, by using the cursor moving unit 408 of the input device 328, the cursor displayed on the LCD monitor is moved to a predetermined reference position (described later), and the position of the cursor is read. The amount of displacement can be read.
  • the cursor moving unit 408 may be a keyboard, a mouse, a trackball, or the like.
  • the read deviation amount is input via the optical path difference deviation amount input unit 407 of the input device 328.
  • the input deviation amount is transmitted to the optical path length adjusting means control device 326 via the control unit 406, and the second optical path length changing means (optical path length adjusting means) is operated based on the deviation amount.
  • the variation in the optical path length for each optical probe is absorbed.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of the reflection intensity distribution in the depth direction (outgoing direction) displayed on the line data graph display unit 406 of the LCD monitor 327.
  • the horizontal axis indicates the distance in the depth direction (unit: m), and the vertical axis indicates the reflection intensity.
  • the zero point on the horizontal axis indicates a position that optically matches the initial length of the optical path length on the reference light side in the optical path on the measurement light side. This position corresponds to the tip of the central axis of the optical system when the optical system length of the optical probe (catheter part 101) is an ideal length (length without deviation), in other words, the optical axis is laterally moved.
  • the position where the reflective surface to be deflected to the position is assumed Is shown.
  • FIG. 6 shows a reflection intensity distribution in a state before the catheter unit 101 is inserted into a blood vessel. Normally, when low coherence light is emitted / received with the catheter 101 not inserted into the blood vessel, three reflection intensity peaks appear as shown in FIG.
  • FIG. 7 is a diagram showing the correspondence between the configuration of the distal end portion of the catheter portion 101 and the three peaks of the reflection intensity.
  • the distal end portion of the catheter portion 101 is covered with a light-transmitting catheter sheath 601, and an optical fiber 602 (corresponding to the single mode fiber 331) is placed inside the catheter sheath 601.
  • An optical lens 603 for condensing the emitted light and an optical mirror 604 for deflecting the traveling direction of the light by reflecting the collected light by about 90 degrees and emitting it toward the living tissue are arranged. Being! /
  • the light reflected at the reflection position 608 of the optical mirror 604 is partially reflected on the optical system surface 605, the catheter sheath inner surface 606, and the catheter sheath outer surface 607 before being emitted toward the living tissue. Will be reflected.
  • the first peak indicates a position (reference position) indicating reflection from the optical system surface 605 (that is, the position of the emission end from the optical system).
  • the ideal distance from the zero point on the horizontal axis to the first peak in Fig. 6 is ideally equal to the distance from the optical mirror 604 to the optical system surface 605 (the radius of the optical lens 603). Deviations due to individual differences in the length of the optical system of the optical probe (category part 101) occur.
  • the optical path length on the reference light side may be adjusted by the amount of this deviation.
  • the position showing reflection from the optical system surface 605 is the foremost of the three top peaks appearing in the reflection intensity distribution (the shallowest position in the depth direction, in other words, the This is the peak (peak 1) position at the position close to the mouth point.
  • a cursor 502 for reading the position of peak 1 is displayed and can be arbitrarily moved via the curry moving unit 408. Further, the current position of the force 1 502 is displayed in the cursor position display field 503. Therefore, the operator moves the cursor 502 to the position of peak 1 (reference position: a position indicating reflection from the optical system surface 605), and reads the numerical value displayed in the cursor position display field 503 to The position of 1 can be accurately recognized.
  • the position of peak 1 reference position: position showing reflection from the optical system surface 605
  • the lens radius of the optical science lens 603 is assumed to be a 0.99 am, it forces the amount of deviation of the optical path difference is 70 mu m s Wakakaru.
  • the user inputs “70” to the deviation amount input ff 510 via the optical path difference deviation amount input unit 407 of the input device 328 and presses the OK button 511.
  • the deviation amount input via the optical path difference deviation input unit 407 of the input device 328 is transmitted to the optical path length adjusting means controller 326 via the control unit 406, and the optical path length adjustment is performed. Is called.
  • the force for adjusting the optical path length by moving the collimating lens 321 is not limited to this, and the galvanometer mirror 317 may be moved. Further, the optical path length on the measurement light side may be adjusted on the reference light side. In that case, it is desirable to provide the optical path length adjusting unit in the scanner / pullback unit 102.
  • the configuration is such that the line data for one line is extracted and displayed, so that the user only compares it with the lens radius of a known optical lens.
  • the shift amount of the optical path difference is recognized with high accuracy.
  • an input of a deviation amount recognized by the user is accepted, and the deviation amount according to the accepted deviation amount is accepted.
  • the optical path length adjusting means By configuring the optical path length adjusting means to operate, it is possible to easily calibrate the optical path difference.
  • the deviation amount of the optical path difference read by the user is manually input based on the reflection intensity distribution in the depth direction displayed on the line data graph display section of the LCD monitor 328.
  • Force S the present invention is not particularly limited to this.
  • the amount of deviation is automatically calculated. Do it like that.
  • FIG. 8 is a diagram showing a configuration of the signal processing unit 701 of the optical coherence tomography diagnosis apparatus 100 that is the optical coherence tomography diagnosis apparatus according to the present embodiment. Note that functions that are the same as those of the signal processing unit 314 shown in the first embodiment are given the same reference numerals, and descriptions thereof are omitted. Here, differences from the signal processing unit 314 will be mainly described.
  • the line data extracted by the line data extraction unit 405 is displayed on the line data graph display unit 406 of the LCD monitor 327 as a reflection intensity distribution in the depth direction. At this time, a cursor for designating a position indicating reflection from the optical system surface 605 is also displayed.
  • 801 in FIG. 9 is a diagram showing an example of a screen of the LCD monitor on which a cursor 802 for designating a position indicating reflection from the optical system surface 605 is displayed.
  • the input device 328 is provided with a cursor moving unit 408, which can move the cursor 802 displayed on the LCD monitor.
  • the user moves the cursor 802 to a position indicating reflection from the optical system surface 605 and presses an OK button 803.
  • the cursor moving unit 408 may be a keyboard, a mouse, a trackball, or the like.
  • the input device 328 reads the position where the cursor 802 is displayed and transmits it to the control unit 406. Specifically, information of 220 in is transmitted to the control unit 401.
  • the optical path difference deviation calculation unit 702 of the control unit 406 calculates the difference between the preset lens radius of the optical lens and the position of the curry 802 transmitted from the input device 328. The amount of deviation is calculated. For example, 150 m is set as the lens radius of the optical lens. If it is set, 70 in is calculated as the deviation.
  • the calculated deviation amount is transmitted to the optical path length adjusting means control device 326, and in response thereto, the optical path length adjustment is automatically performed.
  • the user moves the cursor with respect to the displayed line data for one line, and shows the reflection from the optical system surface. It is possible to automatically calibrate the optical path difference simply by specifying the position.
  • the force that the user designates a position indicating reflection from the optical system surface is not particularly limited to this.
  • FIG. 10 is a diagram showing a configuration of the signal processing unit 901 of the optical coherence tomography diagnosis apparatus 100 that is the optical coherence tomography diagnosis apparatus according to the present embodiment. Note that functions that are the same as those of the signal processing unit 701 shown in the second embodiment are given the same reference numerals, and descriptions thereof are omitted. Here, the description will focus on differences from the signal processing unit 701.
  • the line data extracted by the line data extraction unit 405 is input to the optical path difference detection unit 902.
  • the optical path difference detection unit 902 extracts the top three peaks having the highest reflection intensity from the input line data. Furthermore, among the extracted peaks, the peak with the closest reflection position (the peak at the shallowest position in the depth direction) is extracted.
  • the position of the extracted peak in the depth direction is detected.
  • the deviation of the optical path difference is calculated by reading the lens radius of the optical lens set (stored) in advance and taking the difference from the detected position.
  • the calculated deviation amount is transmitted to the optical path length adjusting unit control device 326 via the control unit, and optical path length adjustment is performed.
  • the user can automatically acquire at least one line of data before inserting the catheter unit 101 into the blood vessel.
  • the optical path difference for each optical probe can be calibrated.
  • the reflection position is the most prominent among them.
  • the force S for extracting the position of a previous peak and the present invention is not particularly limited to this.
  • the peak position with the maximum reflection intensity may be extracted.
  • the peak position with the reflection position closest to the peak having the reflection intensity equal to or higher than a predetermined value may be extracted.
  • the calibration is performed with the position showing the reflection from the optical system surface as the reference position.
  • the present invention is not limited to this, and the reflection from the catheter sheath inner surface or the catheter sheath outer surface is performed. Make sure to calibrate using the indicated position as the reference position. In this case, out of the top three peaks with the highest reflection intensity, the position of the second or third peak showing the reflection is extracted, and the difference from the preset catheter sheath inner or outer diameter is compared. The amount of deviation is calculated.
  • the optical path difference calibration in the optical coherence tomography diagnosis apparatus has been described.
  • the present invention is not particularly limited to this, and the optical coherence tomography diagnosis apparatus using wavelength sweeping may be different. It's possible to apply it.
  • the second optical path length changing means is provided as the optical path length variable mechanism. (That is, it does not have the first optical path length changing means). For this reason, the deviation amount of the optical path difference output from the signal processing units 314, 701, 901 is transmitted to the optical path length adjusting means control device 326, and the second optical path length changing means (optical path length adjusting means) operates. As a result, optical path length calibration is realized.
  • the optical path length adjustment is performed with the radius of the optical lens 603 as a known value.
  • the present invention is not necessarily limited to this, for example, a prism that connects the tip of the optical system with a lens.
  • the distance from the reflection part of the optical element to the measurement light emitting end can be set to a known value.
  • the optical probe is a device that does not reflect the measurement light
  • the reference light side optical path length initial value from the measurement light and reference light branching section (optical coupler section 308) to the reference light mirror is obtained. If it is held as a known value, the optical path length from the measurement light and reference light branch to the measurement light side optical system exit end The deviation can be measured and adjusted (calibrated).

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Description

明 现 曞
光干枉断局画像蚺断装眮およびその凊理方法
技術分野
[0001] 本発明は、光干枉断局画像蚺断装眮に関するものであり、曎に詳しくは、光干枉断 局画像蚺断装眮における校正凊理に関するものである。
背景技術
[0002] 埓来より、動脈硬化の蚺断や、バルヌンカテヌテル、ステント等の高機胜力テヌテ ルによる血管内治療時の術前蚺断、あるいは、術埌の結果確認のために光干枉断 局画像蚺断装眮OCT : Optical Coherent Tomography)が䜿甚されおいる。
[0003] 光干枉断局画像蚺断装眮は、光源から出力される䜎干枉性光を枬定光ず参照光ず に分割し、枬定光をカテヌテル内郚の光ファむバを介しお先端力 出射した埌、生䜓 組織より反射された反射光を同じ光ファむバで受光し、装眮内郚においお該反射光ず 参照光ずを干枉させるこずで、参照光ず同じ光路長からの枬定光の干枉匷床、すなわ ち、光反射匷床を取埗するものである。
[0004] ここで、光干枉断局画像蚺断装眮の内郚では、参照光をミラヌで反射させるずずも に、ミラヌの䜍眮を前埌に移動させるこずで、参照光の光路長を走査し、それに同期 させお干枉光を埗るこずで、深さ方向の反射匷床分垃を埗おいる。そしお、これらの凊 理を、円呚方向の各䜍眮で行うこずで぀たり、ラゞアル走査させるこずにより血管断 面画像を生成しおいる。
[0005] 曎に、最近では、䞊蚘光干枉断局画像蚺断装眮の改良版ずしお、波長掃匕を利甚 したものも登堎しおきおいる。波長掃匕を利甚した光干枉断局画像蚺断装眮は、出 射する光の波長を繰り返し掃匕するこずで、参照光の光路長を走査するこずなぐ埗ら れた干枉光の呚波数分垃から、枬定光ず参照光ずの光路差が同じ点を基準ずした枬 定光の出射方向深さ方向の反射匷床分垃を埗るものである。
[0006] このように、光干枉断局画像蚺断装眮は、䞀般に、枬定光ず参照光ずを干枉させる こずにより生䜓内の深さ方向の反射匷床分垃を埗る構成ずなっおいるため、実甚䞊は 、枬定光ず参照光ずの光路差を適宜校正するこずが必芁ずなっおくる。すなわち、深さ 方向の反射匷床分垃衚瀺を行う堎合、所定の基準点 (れロ点に察応する光路長の 調敎が必芁ずなっおくる。通垞、カテヌテルは感染予防のため 1回䜿甚するごずに取 り替えられる力 カテヌテルには個䜓差があり、装眮内郚の光源からカテヌテル先端 の出射䜍眮たでの光路長すなわち、光ファむバ長には埮小ながらばら぀きがある 力 である。
[0007] そこで、珟圚、䜿甚されおいる光干枉断局画像蚺断装眮では、はじめに校正しおい ない状態で枬定を行い、深さ方向にオフセットがかかった画像を衚瀺させた埌、該画 像䞭のカテヌテル衚面を衚すリング圢状の埄が、想定される画像䞭のカテヌテルの 倧きさず䞀臎するように、参照光を反射させるミラヌ参照ミラヌの䜍眮を前埌に移動 させるこずで校正を行っお!/、る。
発明の開瀺
発明が解決しょうずする課題
[0008] しかしながら、䞊述のように断面画像を芋ながら光路差の校正䜜業を行ったのでは
、粟床の高い校正を行うこずは困難であるうえ、䜜業性も悪い。このため、簡単な䜜業 で粟床の高い校正を行うこずが可胜な光干枉断局画像蚺断装眮が望たれおいる。
[0009] 本発明は、䞊蚘課題に鑑みおなされたものであり、光干枉断局画像蚺断装眮にお いお、枬定光ず参照光ずの光路差の校正を粟床よぐか぀容易に行うこずができるよう にする。
課題を解決するための手段
[0010] 䞀態様ずしお光干枉断局画像蚺断装眮は以䞋のような構成を備える。即ち、
枬定光を枬定察象に照射する䞀方、該枬定察象からの反射光を受光する光プロ䞀 ブず接続され、光源から出力される光を前蚘枬定光ず参照光ずに分割し、前蚘反射光 ず前蚘参照光ずを干枉させるこずで前蚘光プロヌブの出射方向における反射匷床分 垃を取埗し、前蚘枬定察象の画像を圢成する光干枉断局画像蚺断装眮であっお、 前蚘反射匷床分垃のうち、 1単䜍分の匷床分垃を抜出する抜出手段ず、 前蚘抜出手段により抜出された匷床分垃に基づいお刀別される、前蚘光プロヌブ の出射方向における所定の基準䜍眮が、所定䜍眮ず䞀臎しない堎合に、前蚘基準 䜍眮ず前蚘所定䜍眮ずの距離を、ずれ量ずしお認識する認識手段ず、 前蚘ずれ量に基づいお、前蚘枬定光たたは参照光の光路長を調敎する調敎手段 ずを備える。
発明の効果
[0011] このような態様によれば、光干枉断局画像蚺断装眮においお、枬定光ず参照光ずの 光路差の校正を粟床よくか぀容易に行うこず力 Sできるようになる。
[0012] その他の特城及び利点は、添付図面を参照ずした以䞋の説明により明らかになる であろう。なお、添付図面においおは、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号 を付す。
図面の簡単な説明
[0013] [図 1]図 1は、第 1の実斜圢態にかかる光干枉断局画像蚺断装眮である、光干枉断局 蚺断装眮100)の倖芳構成を瀺す図である。
[図 2]図 2は、光干枉断局蚺断時のカテヌテル郚 101の動䜜ず断面画像の生成工皋 の抂芁を説明するための暡匏図である。
[図 3]図 3は、光干枉断局蚺断時のカテヌテル郚 101の動䜜ず断面画像の生成工皋 の抂芁を説明するための暡匏図である。
[図 4]図 4は、光干枉断局蚺断装眮 100の機胜構成を瀺す図である。
[図 5]図 5は、信号凊理郚 314の詳现構成ならびに校正に関連する機胜ブロックを瀺 した図である。
[図 6]図 6は、 LCDモニタ 327に衚瀺された深さ方向の反射匷床分垃の䞀䟋を瀺す 図である。
[図 7]図 7は、光プロヌブ 101の先端郚の構成ず、反射匷床の 3぀のピヌクずの察応 関係に぀いお瀺した図である。
[図 8]図 8は、第 2の実斜圢態にかかる光干枉断局画像蚺断装眮である、光干枉断局 蚺断装眮の信号凊理郚の構成を瀺す図である。
[図 9]図 9は、光孊系衚面からの反射を瀺す䜍眮を指定するためのカヌ゜ル 801が衚 瀺された LCDモニタの画面の䞀䟋を瀺す図である。
[図 10]図 10は、第 3の実斜圢態にかかる光干枉断局画像蚺断装眮である、光干枉 断局蚺断装眮の信号凊理郚の構成を瀺す図である。 発明を実斜するための最良の圢態
[0014] 以䞋、必芁に応じお添付図面を参照しながら各実斜圢態を詳现に説明する。
[0015] [第 1の実斜圢態]
1.光干枉断局画像蚺断装眮の倖芳構成
図 1は第 1の実斜圢態にかかる光干枉断局画像蚺断装眮である、光干枉断局蚺断 装眮100)の倖芳構成を瀺す図である。
[0016] 図 1に瀺すように、光干枉断局蚺断装眮100)は、光プロヌブずしおのカテヌテル 郚 101ず、スキャナ/プルバック郚 102ず、操䜜制埡装眮 103ずを備え、スキャナ/プ ノレバック郚 102ず操䜜制埡装眮 103ずは、信号線 104により接続されおいる。
[0017] カテヌテル郚 101は、その長尺な本䜓が盎接血管内に挿入され、カテヌテル郚 10 1のルヌメン内に揷通された光孊系䞍図瀺を甚いお血管内郚の状態を枬定する。 スキャナ/プルバック郚 102は、カテヌテル郚 101内の光孊系のラゞアル走查を芏 定しおいる。
[0018] 操䜜制埡装眮 103は、光干枉断局蚺断を行うにあたり、各皮蚭定倀を入力するた めの機胜や、枬定により埗られたデヌタを凊理し、断面画像ずしお衚瀺するための機 倉を備える。
[0019] 操䜜制埡装眮 103においお、 111は本䜓制埡郚であり、枬定により埗られたデヌタ を凊理したり、凊理結果を出力する。 111 1はプリンタ及び DVDレコヌダであり、本 䜓制埡郚 111における凊理結果を印刷出力したり、デヌタずしお蚘憶したりする。
[0020] 112は操䜜パネルであり、ナヌザは該操䜜パネル 112を介しお、各皮蚭定倀の入 力を行う。 113は LCDモニタであり、本䜓制埡郚 111における凊理結果を衚瀺する。
[0021] 2.カテヌテル郚の動䜜ず断面画像の生成工皋の抂芁
図 2、図 3は光干枉断局蚺断時のカテヌテル郚 101の動䜜ず断面画像の生成工皋 の抂芁を説明するための暡匏図である。図 2、図 3はそれぞれカテヌテル郚 101が揷 入された状態の血管 (枬定察象の斜芖図および断面図である。
[0022] 図 2においお、 201はカテヌテル郚 101が揷入された血管断面を瀺しおいる。カテ 䞀テル郚 101はその先端付近たで、内郚に光孊系䞍図瀺が揷通されおおり、ラゞ アル走査モヌタ䞍図瀺により矢印 202方向に回転しながら、盎線駆動装眮䞍図 瀺により矢印 203方向カテヌテル郚 101の長軞方向に進む。その間、光孊系か らは、各回転角床にお枬定光の出射及び反射光の受光が行われる。
[0023] 図 3においお、ラむン 1、 2、 · ' · 512は各回転角床における枬定光の出射方向を瀺 しおいる。本実斜圢態では、光孊系が所定の血管断面 201にお 360床回動する間に 、 512回の光の出射/受光が断続的に行われる。なお、 360床回動する間における 光の出射/受光回数は特にこれに限られず、任意に蚭定可胜であるものずする。
[0024] このように光孊系を回転させながら光の出射/受光を繰り返すスキャン走査を、 䞀般に「ラゞアルスキャン (ラゞアル走査」ず!/、う。
[0025] 3.光干枉断局蚺断装眮のシステム構成
次に、光干枉断局蚺断装眮 100の機胜構成に぀いお図 4を甚いお説明する。
[0026] 309は超高茝床発光ダむオヌド等の光源である。本実斜圢態においお光源 309は 、その波長が 1310nm皋床で、その可干枉距離コヒヌレント長が数 m〜 10数 m皋床であるような短い距離範囲でのみ干枉性を瀺す䜎干枉性光を出力する。
[0027] このため、この䜎干枉性光を 2぀に分岐した埌、再び混合した堎合には分岐した点 力、ら混合した点たでの 2぀の光路長の差が 17 m皋床の短い距離範囲内の堎合に は干枉光ずしお怜出され、それよりも光路長の差が倧き!/、堎合には干枉光が怜出さ れなレ、。
[0028] 光源 309より出力される䜎干枉性光は、第 1のシングルモヌドファむバ 328の䞀端 に入射され、枬定光ずしお先端面偎に䌝送される。第 1のシングルモヌドファむバ 328 は、途䞭の光カップラ郚 308で第 2のシングルモヌドファむバ 329ず光孊的に結合さ れおいる。埓っお、この光カップラ郚 308で 2぀に分岐されお䌝送される。
[0029] 第 1のシングルモヌドファむバ 328の光カップラ郚 308より先端偎には、非回転郚ず 回転郚ずの間を結合し、枬定光を䌝送する光ロヌタリゞョむント 303が蚭けられお!/、る
〇
[0030] 曎に、光ロヌタリゞョむント 303内に揷通された第 3のシングルモヌドファむバ 330の 先端には、カテヌテル郚 101のコネクタ郚 302が着脱自圚に接続されおいる。これに より、カテヌテル郚 101は、スキャナ及びプルバック郚 102から取り倖すこずができる。 たた、第 3のシングルモヌドファむバ 330は、コネクタ郚 302を介しお、カテヌテル郚 1 01内に揷通された光孊系の構成芁玠である第 4のシングルモヌドファむバ 331に光 孊的に接続される。これにより、回転駆動可胜な第 4のシングルモヌドファむバ 331に 、光源 309からの枬定光が䌝送される。
[0031] 䌝送された枬定光は、光孊系の先端郚 301に蚭けられたミラヌ等の偏向手段によ り偎方ぞ偏向させられ、䜓腔内の生䜓組織 (枬定察象)方向にラゞアル走査しながら 出射される。そしお、生䜓組織偎の衚面あるいは内郚で散乱した反射光の䞀郚は先 端郚 301により取り蟌たれ、逆の光路を経お第 1のシングルモヌドファむバ 328偎に 戻り、光カップラ郚 308によりその䞀郚が第 2のシングルモヌドファむバ 329偎に移り 、第 2のシングルモヌドファむバ 329の䞀端から光怜出噚 (䟋えばフォトダむオヌド 31 0)に入射される。なお、光ロヌタリゞョむント 303の回転郚偎は回転駆動装眮 304の ラゞアル走査モヌタ 305により回転駆動される。たた、ラゞアル走査モヌタ 305の回 転角床は、゚ンコヌダ郚 306により怜出される。曎に、光ロヌタリゞョむント 303は、盎 線駆動装眮 307を備え、信号凊理郚 314からの指瀺に基づいお、カテヌテル郚 101 の揷入方向䜓腔内の末梢方向およびその反察方向の動䜜 (軞方向移動を芏定 する。軞方向移動は、信号凊理郚 314からの制埡信号に基づいお、盎線駆動装眮 3 07が動䜜するこずにより実珟される。
[0032] なお、ラゞアル走査モヌタ 305ず盎線駆動装眮 307ずは着脱可胜に接続されおい おも、䞀䜓的に構成されおいおもよい。たた、盎線駆動装眮 307による軞方向移動は 、ボヌルネゞ等により実珟するこずができる。
[0033] たた、第 2のシングルモヌドファむバ 329の光カップラ郚 308より先端偎には、参照 光の光路長を倉える光路長の可倉機構 316が蚭けおある。
[0034] この光路長の可倉機構 316は生䜓組織 (枬定察象の深さ方向出射方向の怜査 範囲に盞圓する光路長を高速に倉化させる第 1の光路長倉化手段ず、カテヌテル郚 101を亀換しお䜿甚した堎合の該カテヌテル郚 101に含たれる個々の光孊系䞻に 光ファむバ 331)の長さの個䜓差 (光源から光孊系の出射䜍眮たでの光路長のばら぀ きを吞収できるように、その長さのばら぀きに盞圓する光路長を倉化させる第 2の光 路長倉化手段 (光路長調敎手段)ずを備えお!/、る。
[0035] 第 2のシングルモヌドファむバ 329の先端に察向しお、この先端ずずもに 1軞ステヌ ã‚ž 320䞊に取り付けられ、矢印 323に瀺す方向に移動自圚のコリメヌトレンズ 321を 介しお、グレヌティング 319が配眮されおいる。たた、このグレヌティング 319 (回折栌 子ず察応するレンズ 318を介しお埮小角床回動可胜なガルバノメヌタミラヌ 317が 第 1の光路長倉化手段ずしお取り付けられおいる。このガルバノメヌタミラヌ 317はガ ノレバノメヌタコントロヌラ 324により、矢印 322方向に高速に回転される。
[0036] ガルバノメヌタミラヌ 317はガルバノメヌタのミラヌにより参照光を反射させるもので あり、参照光甚のミラヌずしお機胜するガルバノメヌタに亀流の駆動信号を印加する こずによりその可動郚分に採りうけたミラヌを高速に回転させるよう構成されおいる。
[0037] ぀たり、ガルバノメヌタコントロヌラ 324より、ガルバノメヌタに察しお駆動信号が印 加され、該駆動信号により矢印 322方向に高速に回転させられるこずで、参照光の光 路長は、生䜓組織の深さ方向の怜査範囲に盞圓する分だけ高速に倉化するこずずな る。この光路差の倉化の 1呚期が 1ラむン分1単䜍分の干枉光を取埗する呚期ずな
[0038] 䞀方、 1軞ステヌゞ 320はカテヌテル郚 101を亀換した堎合に、カテヌテル郚 101 に含たれる光孊系ごずの光路長のばら぀きを吞収できるだけの光路長の可倉範囲を 有する第 2の光路長倉化手段光路長調敎手段を備える。さらに、 1軞ステヌゞ 320 はオフセットを調敎する調敎手段ずしおの機胜も備えおいる。䟋えば、光プロヌブ 30 1の先端が生䜓組織の衚面に密着しおいない堎合でも、 1軞ステヌゞ 320により光路 長を埮小倉化させるこずにより、生䜓組織の衚面䜍眮から干枉する状態に蚭定するこ ずが可胜ずなる。
[0039] 光路長の可倉機構 316で光路長が倉えられた参照光は第 2のシングルモヌドファ ィバ 329の途䞭に蚭けた光カップラ郚 308で第 1のシングルモヌドファむバ 338偎か ら埗られた反射光ず混合 (干枉されお、フォトダむオヌド 310にお受光される。
[0040] フォトダむオヌド 310にお受光された光反射光ず参照光は光電倉換され、アンプ
311により増幅された埌、埩調噚 312に入力される。この埩調噚 312では干枉した光 の信号郚分のみを抜出する埩調凊理を行い、その出力は A/D倉換噚 313に入力 される。
[0041] 八/0倉換噚313では、干枉光信号を 200ポむント分サンプリングしお 1ラむンのデ ゞタルデヌタ干枉光デヌタを生成する。サンプリング呚波数は、光路長の 1走査の 時間を 200で陀した倀である。
[0042] A/D倉換噚 313で生成されたラむン単䜍の干枉光デヌタラむンデヌタは、信号 凊理郚 314に入力される。この信号凊理郚 314では深さ方向出射方向のラむンデ ヌタをビデオ信号に倉換するこずにより、血管内の各䜍眮での断面画像を圢成し、所 定のフレヌムレヌトで LCDモニタ 327 (図 1の 113に察応に出力する。
[0043] なお、信号凊理郚 314は光路長調敎手段制埡装眮 326ず接続されおおり、光路長 調敎手段制埡装眮 326を介しお 1軞ステヌゞ 320の䜍眮の制埡を行う。たた、信号凊 理郹 314はモヌタ制埡回路 325ず接続されおおり、ラゞアル走査モヌタ 305の回転 駆動を制埡する。
[0044] さらに、信号凊理郚 314は、参照光甚のミラヌガルバノメヌタミラヌ 317)の光路長 の走査を制埡するガルバノメヌタコントロヌラ 324ず接続されおいる。ガルバノメヌタコ ントロヌラ 324から信号凊理郚 314に察しおは駆動信号が出力されおおり、モヌタ制 埡装眮 325はこの駆動信号に基づいおガルバノメヌタコントロヌラ 324ず同期をず぀ おいる。
[0045] 曎に、信号凊理郚 314は入力装眮 328 (図 1の操䜜パネル 112に察応ず接続され おおり、ナヌザからの各皮指瀺を受け付けるこずができる。
[0046] 4.信号凊理郚の詳现構成
次に図 5を甚いお、光干枉断局蚺断装眮の信号凊理郚における校正機胜に぀い お説明する。図 5には、信号凊理郚 314の詳现構成ならびに校正に関連する機胜ブ ロックが瀺されおいる。
[0047] A/D倉換郚 313で生成されたラむンデヌタは、ラむンメモリ郚 401においお、モヌ タ制埡回路 325から出力されるラゞアル走査モヌタ 305の゚ンコヌダ郚 306の信号 を甚いお、ラゞアル走査モヌタ 1回転あたりのラむン数が 512本ずなるように凊理され た埌、埌段のラむンデヌタ生成郚 402に出力される。
[0048] ラむンデヌタ生成郚 402では、ラむン加算平均凊理、フィルタヌ凊理、察数倉換等 が行われ、埌段の信号埌凊理郚 403に出力される。信号埌凊理郚 403では、コントラ スト調敎、茝床調敎、ガンマ補正、フレヌム盞関、シャヌプネス凊理等が行われ、画 像構築郚DSC) 404に出力される。
[0049] 画像構築郚 404では、極座暙のラむンデヌタ列から、ビデオ信号に倉換し、 LCD モニタ 327に血管断面画像を衚瀺する。なお、ここでは䞀䟋ずしお、 512ラむンから画 像を構築する䟋を瀺しおレ、る力 このラむン数に限定されるものではなレ、。
[0050] 校正を行うモヌドでは、ラむンデヌタ生成郚 402より出力されたラむンデヌタがラむ ンデヌタ抜出郚 405に入力される。ラむンデヌタ抜出郚 405では、耇数のラむンデヌ タのうち、所定のラむンデヌタ 1ラむン分1単䜍分を抜出する。抜出された 1ラむン分 のラむンデヌタは、所定の回転角床における深さ方向の反射匷床分垃ずしお LCDモ ナタ 327のラむンデヌタグラフ衚瀺郚 406に衚瀺される。
[0051] 䞊述のように、光プロヌブカテヌテル郚の光孊系は、個䜓ごずに光路長にばら぀ きがあるため、ナヌザは、 LCDモニタ 327のラむンデヌタグラフ衚瀺郚 406に衚瀺さ れた反射匷床分垃に基づいお、光路差のずれ量を読み取る。具䜓的には、入力装 眮 328のカヌ゜ル移動郚 408を甚いお、 LCDモニタ䞊に衚瀺されるカヌ゜ルを所定 の基準䜍眮埌述たで移動させ、該カヌ゜ルの䜍眮を読み取るこずで、光路差のず れ量を読み取るこずができる。なお、カヌ゜ル移動郚 408ずしおは、キヌボヌド、マり ス、トラックボヌル等が考えられる。
[0052] 読み取぀たずれ量は、入力装眮 328の光路差ずれ量入力郚 407を介しお入力さ れる。入力されたずれ量は、制埡郚 406を介しお光路長調敎手段制埡装眮 326に送 信され、該ずれ量に基づいお、第 2の光路長倉化手段光路長調敎手段が動䜜す るこずで、光プロヌブごずの光路長のばら぀きが吞収される。
[0053] 5.ラむンデヌタ抜出郚にお抜出される反射匷床分垃及びずれ量の入力方法
図 6の 501は、 LCDモニタ 327のラむンデヌタグラフ衚瀺郚 406に衚瀺された深さ 方向出射方向の反射匷床分垃の䞀䟋を瀺す図である。暪軞は深さ方向の距離 単䜍は m)を、瞊軞は反射匷床をそれぞれ瀺しおいる。ここで、暪軞のれロ点は、 枬定光偎の光路における参照光偎の光路長の初期長ず光孊的に䞀臎する䜍眮を瀺 しおいる。この䜍眮は、光プロヌブカテヌテル郚 101)の光孊系の長さが理想の長さ (ずれのない長さであった堎合の光孊系の䞭心軞の先端、蚀い換えれば、光軞を 偎方ぞ偏向させる反射衚面の䜍眮埌述する光孊ミラヌ 604の䜍眮が想定される䜍 眮を瀺しおいる。
[0054] なお、図 6の䟋は、カテヌテル郚 101が血管に揷入される前の状態における、反射 匷床分垃を瀺しおいる。通垞、カテヌテル郚 101が血管に揷入されおいない状態で 、䜎干枉性光の出射/受光を行った堎合、図 6のように、反射匷床のピヌクが 3぀あ らわれるこずずなる。
[0055] ここで、図 7を甚いお、反射匷床の 3぀のピヌクに぀いお簡単に説明する。図 7は、 カテヌテル郚 101の先端郚の構成ず、反射匷床の 3぀のピヌクずの察応関係に぀い お瀺した図である。
[0056] 同図に瀺すように、カテヌテル郚 101の先端郚は、光透過性のカテヌテルシヌス 6 01で芆われ、カテヌテルシヌス 601の内郚には、光ファむバ 602 (シングルモヌドフ アむバ 331に察応より攟射された光を集光させる光孊レンズ 603ず、集光された光を 反射するこずで光の進行方向を玄 90床偏向させ、生䜓組織に向かっお出射するため の光孊ミラヌ 604ずが配されお!/、る。
[0057] このため、光孊ミラヌ 604の反射䜍眮 608にお反射した光は、生䜓組織に向かっお 出射される前に、光孊系衚面 605、カテヌテルシヌス内面 606、カテヌテルシヌス 倖面 607におその䞀郚が反射するこずずなる。
[0058] このため、生䜓組織がない状態䜓腔内に挿入されおいない状態では、深さ方向 の反射匷床分垃には、図 6、図 7に瀺すような 3぀のピヌクが生じるこずずなる。ここで 、最初のピヌクは光孊系衚面 605 (すなわち、光孊系からの出射端の䜍眮)からの反 射を瀺す䜍眮基準䜍眮を瀺すものである。図 6における暪軞のれロ点から最初の ピヌクたでの距離は、本来であれば、光孊ミラヌ 604から光孊系衚面 605たでの距離 (光孊レンズ 603の半埄に等しいのが理想である力 䞀般には光プロヌブカテ䞀 テル郚 101)の光孊系の長さの個䜓差に起因するずれが生じる。光孊レンズ 603の 半埄は既知であるので、最初のピヌクの䜍眮基準䜍眮ず、れロ点からの距離が光 孊レンズ 603の半埄に盞圓する䜍眮 (所定䜍眮ずのずれ2点間の距離がずれ量 ずしお認識される。したがっお、このずれ量の分、参照光偎の光路長を調敎すればよ い。なお、光孊系衚面 605からの反射を瀺す䜍眮は、反射匷床分垃内に珟れた䞊 䜍 3぀のピヌクのうち、最も手前深さ方向においお最も浅い䜍眮、蚀い換えれば、れ 口点に近い䜍眮にあるピヌクピヌク 1)の䜍眮である。
[0059] 再び図 6に戻る。図 6の䟋では、ピヌク 1の䜍眮を読み取るためのカヌ゜ル 502が衚 瀺されおおり、カヌカレ移動郚 408を介しお任意に移動させるこずができる。たた、力 䞀゜ル 502の珟圚䜍眮はカヌ゜ル䜍眮衚瀺欄 503に衚瀺される。このため、操䜜者 は、ピヌク 1の䜍眮基準䜍眮光孊系衚面 605からの反射を瀺す䜍眮にカヌ゜ル 5 02を移動させ、カヌ゜ル䜍眮衚瀺欄 503に衚瀺された数倀を読み取るこずで、ピヌク 1の䜍眮を正確に認識するこずができる。なお、図 6の䟋では、ピヌク 1の䜍眮基準 䜍眮光孊系衚面 605からの反射を瀺す䜍眮は、 220 mを瀺しおいる。ここで、光 孊レンズ 603のレンズ半埄が 150 a mであったずするず、光路差のずれ量は 70 ÎŒ m であるこず力 sゎカゝる。
[0060] そこで、ナヌザは入力装眮 328の光路差ずれ量入力郚 407を介しお、ずれ量入力 ff 510に" 70"ず入力し、 OKボタン 511を抌䞋する。
[0061] 䞊述のように入力装眮 328の光路差ずれ量入力郚 407を介しお入力されたずれ量 は、制埡郚 406を介しお光路長調敎手段制埡装眮 326に送信され、光路長調敎が 行われる。
[0062] このようにしお光路差のずれ量 70 H m分の光路差調敎を行うこずで、画像䞊での光 孊系衚面の䜍眮は、䞭心から 150 inの円ずしお衚瀺されるこずずなり、それずずもに、 画像の䞭心はカテヌテルの軞䞭心ず䞀臎するこずになる。したがっお、䞭心䜍眮が校 正された正し!/、画像蚀!/、換えれば、オフセットの無!/、正し!/、画像が描出される。
[0063] なお、本実斜圢態では、コリメヌトレンズ 321を移動させるこずで、光路長を調敎す るこずずしおいる力 本発明はこれに限られず、ガルバノメヌタミラヌ 317を移動させる ようにしおもよい。たた、参照光偎ではなぐ枬定光偎の光路長を調敎するようにしお もよい。その堎合、光路長調敎郚は、スキャナ/プルバック郚 102に蚭けるこずが望た しい。
[0064] 以䞊の説明から明らかなように、本実斜圢態によれば、 1ラむン分のラむンデヌタを 抜出し衚瀺する構成ずするこずで、ナヌザが既知の光孊レンズのレンズ半埄ず察比す るだけで、粟床よく光路差のずれ量を認識するこずが可胜ずなる。
[0065] たた、ナヌザが認識したずれ量の入力を受け付け、該受け付けたずれ量に応じお 光路長調敎手段を動䜜させる構成ずするこずにより、光路差の校正を容易に行うこず が可胜ずなる。
[0066] [第 2の実斜圢態]
䞊蚘第 1の実斜圢態では、 LCDモニタ 328のラむンデヌタグラフ衚瀺郚に衚瀺され た深さ方向の反射匷床分垃に基づいお、ナヌザが読み取った光路差のずれ量を手 動で入力する構成ずした力 S、本発明は特にこれに限定されるものではない。䟋えば、 LCDモニタ 328に衚瀺された深さ方向の反射分垃匷床の䞭から、光孊系衚面 605 力、らの反射を瀺す䜍眮をマりス等を甚いお指定するこずで、ずれ量を自動的に算出 するようにしおあよレボ。
[0067] 図 8は、本実斜圢態にかかる光干枉断局画像蚺断装眮である、光干枉断局蚺断装 眮 100の信号凊理郚 701の構成を瀺す図である。なお、䞊蚘第 1の実斜圢態におい お瀺した信号凊理郚 314ず重耇する機胜に぀いおは、同じ参照番号を付すこずずし、 説明を省略する。ここでは、信号凊理郚 314ず異なる点を䞭心に説明する。
[0068] ラむンデヌタ抜出郚 405においお抜出されたラむンデヌタは、深さ方向の反射匷床 分垃ずしお LCDモニタ 327のラむンデヌタグラフ衚瀺郚 406に衚瀺される。このずき、 あわせお光孊系衚面 605からの反射を瀺す䜍眮を指定するためのカヌ゜ルが衚瀺さ れる。図 9の 801は、光孊系衚面 605からの反射を瀺す䜍眮を指定するためのカヌ ゜ル 802が衚瀺された LCDモニタの画面の䞀䟋を瀺す図である。
[0069] 入力装眮 328には、カヌ゜ル移動郚 408が配されおおり、 LCDモニタ䞊に衚瀺さ れたカヌ゜ル 802を移動させるこずができる。ナヌザは、光孊系衚面 605からの反射 を瀺す䜍眮に、カヌ゜ル 802を移動させ、 OKボタン 803を抌䞋する。なお、カヌ゜ル 移動郚 408ずしおは、キヌボヌド、マりス、トラックボヌル等が考えられる。
[0070] OKボタン 803が抌䞋されるず、入力装眮 328では、カヌ゜ル 802が衚瀺された䜍 眮を読み取り、制埡郚 406に送信する。具䜓的には、 220 inずいう情報が制埡郚 4 06に送信される。
[0071] 制埡郚 406の光路差ずれ量蚈算郚 702では、予め蚭定された光孊レンズのレンズ 半埄ず、入力装眮 328から送信されたカヌカレ 802の䜍眮ずの差を蚈算するこずで、 光路差のずれ量を算出する。䟋えば、光孊レンズのレンズ半埄ずしお 150 mが蚭 定されおいた堎合、ずれ量ずしお 70 inが算出される。
[0072] 算出されたずれ量は、光路長調敎手段制埡装眮 326に送信され、それを受けお光 路長調敎が自動的に行われる。
[0073] 以䞊の説明から明らかなように、本実斜圢態によれば、ナヌザは、衚瀺された 1ラむ ン分のラむンデヌタに察しお、カヌ゜ルを移動させ、光孊系衚面からの反射を瀺す䜍 眮を指定するだけで、自動的に光路差の校正を行うこずが可胜ずなる。
[0074] [第 3の実斜圢態]
䞊蚘第 2の実斜圢態では、光孊系衚面からの反射を瀺す䜍眮をナヌザが指定する こずずした力 本発明は特にこれに限られない。䟋えば、光孊系衚面からの反射を瀺 す䜍眮を自動的に怜出し、圓該䜍眮を自動的に読み取るようにしおもよ!/、。
[0075] 図 10は、本実斜圢態にかかる光干枉断局画像蚺断装眮である、光干枉断局蚺断 装眮 100の信号凊理郚 901の構成を瀺す図である。なお、䞊蚘第 2の実斜圢態にお いお瀺した信号凊理郚 701ず重耇する機胜に぀いおは、同じ参照番号を付すこずずし 、説明を省略する。ここでは、信号凊理郚 701ず異なる点を䞭心に説明する。
[0076] ラむンデヌタ抜出郚 405においお抜出されたラむンデヌタは、光路差怜出郚 902に 入力される。光路差怜出郚 902では、入力されたラむンデヌタの䞭から、反射匷床が 倧きい䞊䜍 3぀のピヌクを抜出する。曎に、抜出したピヌクのうち、反射䜍眮が最も手 前にあるピヌク (深さ方向の最も浅い䜍眮にあるピヌクを抜出する。
[0077] そしお、圓該抜出されたピヌクの深さ方向の䜍眮を怜出する。䞀方、予め蚭定 (蚘 憶されおいる光孊レンズのレンズ半埄を読み出し、該怜出された䜍眮ずの差分をず るこずにより、光路差のずれ量を算出する。
[0078] 算出されたずれ量は、制埡郚を介しお光路長調敎手段制埡装眮 326に送信され、 光路長調敎が行われる。
[0079] 以䞊の説明から明らかなように、本実斜圢態によれば、ナヌザは、カテヌテル郚 10 1を血管に揷入する前に、少なくずも 1ラむン分のラむンデヌタを取埗するだけで、自 動的に光プロヌブごずの光路差の校正を行うこずが可胜ずなる。
[0080] なお、本実斜圢態では、光孊系衚面からの反射を瀺す䜍眮を怜出するためのロゞ ックずしお、反射匷床が倧きい 3぀のピヌクを抜出し、その䞭から反射䜍眮が最も手 前にあるピヌクの䜍眮を抜出するこずずした力 S、本発明は特にこれに限定されない。 䟋えば、反射匷床が最倧のピヌクの䜍眮を抜出しおもよい。たた、予め定められた倀 以䞊の反射匷床を有するピヌクのうち反射䜍眮が最も手前にあるピヌクの䜍眮を抜 出しおもよい。
[0081] 曎に、本実斜圢態では、光孊系衚面からの反射を瀺す䜍眮を基準䜍眮ずしお校正 を行うこずずしたが、本発明はこれに限られず、カテヌテルシヌス内面あるいはカテヌ テルシヌス倖面からの反射を瀺す䜍眮を基準䜍眮ずしお校正を行うようにしおもょレ、 。この堎合、反射匷床が倧きい䞊䜍 3぀のピヌクのうち、反射を瀺す䜍眮が 2番目た たは 3番目のピヌクの䜍眮を抜出し、予め蚭定されたカテヌテルシヌス内埄たたは倖 埄ずの差を比范し、ずれ量を算出するこずずなる。
[0082] [第 4の実斜圢態]
䞊蚘第 1乃至第 3の実斜圢態では、光干枉断局蚺断装眮における光路差の校正 に぀いお説明したが、本発明は特にこれに限定されず、波長掃匕による光干枉断局 蚺断装眮にぉレ、おも、適甚可胜であるこずはレ、うたでもなレ、。
[0083] なお、波長掃匕による光干枉断局蚺断装眮の堎合、光源から波長掃匕された䜎干 枉光が出力される代わりに、光路長の可倉機構ずしお、第 2の光路長倉化手段しか 配されおいない぀たり、第 1の光路長倉化手段を持たない)。このため、信号凊理郚 314、 701、 901より出力される光路差のずれ量は、光路長調敎手段制埡装眮 326 に送信され、第 2の光路長倉化手段光路長調敎手段が動䜜するこずにより、光路 長の校正が実珟されるこずずなる。
[0084] [第 5の実斜圢態]
䞊蚘第 1乃至第 4の実斜圢態では、光孊レンズ 603の半埄を既知な倀ずしお光路 長調敎を行っおいたが、本発明は必ずしもこれに限定されず、䟋えば光孊系の先端 をレンズでなぐプリズムなどの別の光孊玠子ずし、該光孊玠子の反射郚から枬定光 出射端たでの距離を既知の倀ずするこずができる。たた、光プロヌブを枬定光を反射 させないタむプの装眮ずする堎合であっおも、枬定光ず参照光の分岐郚光カップラ 郚 308)から参照光甚ミラヌたでの参照光偎光路長初期倀を既知の倀ずしお保有し おおけば、枬定光ず参照光の分岐郚から枬定光偎光孊系出射端たでの光路長ずの ずれを蚈枬しお、調敎 (æ ¡æ­£)するこずが可胜ずなる。
本発明は䞊蚘実斜の圢態に制限されるものではなぐ本発明の粟神及び範囲から 離脱するこずなぐ様々な倉曎及び倉圢が可胜である。埓っお、本発明の範囲を公に するために、以䞋の請求項を添付する。

Claims

請求の範囲
[1] 枬定光を枬定察象に照射する䞀方、該枬定察象からの反射光を受光する光プロ䞀 ブず接続され、光源から出力される光を前蚘枬定光ず参照光ずに分割し、前蚘反射光 ず前蚘参照光ずを干枉させるこずで前蚘光プロヌブの出射方向における反射匷床分 垃を取埗し、前蚘枬定察象の画像を圢成する光干枉断局画像蚺断装眮であっお、 前蚘反射匷床分垃のうち、 1単䜍分の匷床分垃を抜出する抜出手段ず、 前蚘抜出手段により抜出された匷床分垃に基づいお刀別される、前蚘光プロヌブ の出射方向における所定の基準䜍眮が、所定䜍眮ず䞀臎しない堎合に、前蚘基準 䜍眮ず前蚘所定䜍眮ずの距離を、ずれ量ずしお認識する認識手段ず、
前蚘ずれ量に基づいお、前蚘枬定光たたは参照光の光路長を調敎する調敎手段 ず
を備えるこずを特城ずする光干枉断局画像蚺断装眮。
[2] 前蚘抜出手段により抜出された反射匷床分垃を衚瀺する衚瀺手段ず、
前蚘衚瀺手段により衚瀺された反射匷床分垃に基づいお操䜜者が読み取った前 蚘ずれ量を入力する入力手段ず、を曎に備え、
前蚘認識手段は、前蚘入力手段からの入力により前蚘ずれ量を認識するこずを特 城ずする請求項 1に蚘茉の光干枉断局画像蚺断装眮。
[3] 前蚘抜出手段により抜出された反射匷床分垃を衚瀺する衚瀺手段ず、
前蚘衚瀺手段により衚瀺された反射匷床分垃䞊においお、前蚘基準䜍眮を指定 する指定手段ず、を備え、
前蚘認識手段は、前蚘指定手段により指定された䜍眮ず前蚘所定䜍眮ずの間の距 離を算出するこずで、前蚘ずれ量を認識するこずを特城ずする請求項 1に蚘茉の光干 枉断局画像蚺断装眮。
[4] 前蚘抜出手段によっお抜出された反射匷床分垃に基づいお前蚘基準䜍眮の䜍眮 情報を取埗する取埗手段を曎に備え、
前蚘認識手段は、前蚘取埗手段により取埗された䜍眮情報に基づいお、前蚘ずれ 量を認識するこずを特城ずする請求項 1に蚘茉の光干枉断局画像蚺断装眮。
[5] 前蚘取埗手段は、前蚘反射匷床分垃に含たれるピヌクのうち、ピヌクの倀が倧きい 䞊䜍 3぀の䞭から、深さ方向の䜍眮が最も浅い䜍眮にあるピヌクを遞択し、該遞択さ れたピヌクの䜍眮を取埗するこずを特城ずする請求項 4に蚘茉の光干枉断局画像蚺 断装眮。
[6] 前蚘所定䜍眮が、前蚘光プロヌブに配された光孊系の出射端の䜍眮であるこずを 特城ずする請求項 1に蚘茉の光干枉断局画像蚺断装眮。
[7] 前蚘光源から出力される光は、波長掃匕された䜎干枉性光であるこずを特城ずする 請求項 1に蚘茉の光干枉断局画像蚺断装眮。
[8] 前蚘光プロヌブは、生䜓の䜓腔内に挿入される圢状および倧きさの本䜓を有する ものであり、前蚘反射匷床分垃は、前蚘枬定光の出射方向を連続的に回転させるこ ずで前蚘䜓腔内の円呚方向に耇数取埗するこずを特城ずする請求項 1に蚘茉の光干 枉断局画像蚺断装眮。
[9] 枬定光を枬定察象に照射する䞀方、該枬定察象からの反射光を受光する光プロ䞀 ブず接続され、光源から出力される光を前蚘枬定光ず参照光ずに分割し、前蚘反射光 ず前蚘参照光ずを干枉させるこずで前蚘光プロヌブの出射方向における反射匷床分 垃を取埗し、前蚘枬定察象の画像を圢成する光干枉断局画像蚺断装眮における情 報凊理方法であっお、
前蚘反射匷床分垃のうち、 1単䜍分の匷床分垃を抜出する抜出工皋ず、 前蚘抜出工皋により抜出された匷床分垃に基づいお刀別される、前蚘光プロヌブ の出射方向における所定の基準䜍眮が、所定䜍眮ず䞀臎しない堎合に、前蚘基準 䜍眮ず前蚘所定䜍眮ずの距離を、ずれ量ずしお認識する認識工皋ず、
前蚘ずれ量に基づいお、前蚘枬定光たたは参照光の光路長を調敎する調敎工皋 ず
を備えるこずを特城ずする情報凊理方法。
[10] 請求項 9に蚘茉の情報凊理方法をコンピュヌタによっお実珟させるための制埡プロ グラム。
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