(57)【要約】【課題】  着目波長掃引による予め設定した所定波長の光を検出することで得た信号を、後続する波長掃引における干渉光のサンプリングのためのトリガ信号として用いるのではなく、着目波長掃引の干渉光のサンプリングに利用できるので、より高い精度の断層像を再構築することが可能になる。【解決手段】  １回の波長掃引中における所定の波長の光をＦＢＧ２４１で反射し、それを光検出器２４２で検出する。その際の波長掃引の開始時から所定の波長の光を出射するまでの時間をΔＴとしたとき、光カップラ２２６で生成された干渉光が光検出器２１９に到達するまでΔＴだけ遅延させるため、その遅延分だけの長さの光ファイバ束２３７ａを介在させる。そして、信号処理部２２３は、光検出器２４２から検出信号が入力したときに、光検出器２１９による干渉光の有効なデータとしてサンプリングを開始する。【選択図】  図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
波長掃引による光源から出力された光を光分割機構で測定光と参照光に分割し、体内に挿入されたプローブを介して照射方向を回転させながら生体管腔内に前記測定光を出射し、得られた反射光と、前記参照光とから得られる干渉光の光強度に基づいて該生体管腔内の断面画像を生成する光干渉断層像形成装置であって、
前記光源と前記光分割機構との間に介在し、１回の波長掃引による、予め設定した所定波長の光を検出することで、前記干渉光のサンプリングのためのトリガ信号を生成する検出手段と、
前記１回の波長掃引の開始時から前記所定の波長の光を発生するまでの時間をΔＴとしたとき、該光分割機構からの前記干渉光を、当該干渉光を電気信号に変換する光検出器までの前記ΔＴだけ遅延させる遅延手段とを有し、
前記検出手段からの着目波長掃引に対して検出した前記トリガ信号を、前記光検出器による前記着目波長掃引の干渉光のサンプリングの開始信号として用いる
ことを特徴とする光干渉断層像形成装置。
【請求項２】
前記検出手段は、光源からの光を２つに分岐させる光カップラと、当該光カップラの一方の分岐先に接続された、前記所定波長の光を反射するＦＢＧ（fiber Bragg Grating)と、その反射光を検出するフォトダイオードで構成されることを特徴とする請求項１に記載の光干渉断層像形成装置。
【請求項３】
前記遅延手段は、光伝送路の光の屈折率をｎ、真空中の光の速度をｃとしたとき、（ｃ／ｎ）×ΔＴの長さの光伝送路で構成することを特徴とする請求項１に記載の光干渉断層像形成装置。
【請求項４】
前記光伝送路は光ファイバの束であることを特徴とする請求項３に記載の光干渉断層像形成装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は光干渉断層像形成装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
バルーンカテーテル、ステント等の高機能カテーテルによる血管内診療がある。この診療術前の診断、或いは、術後の経過確認のため、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ:Optical Coherence Tomography）等の画像診断装置が用いられるのが一般的になってきた。
【０００３】
この画像診断装置は、先端に光学レンズを有し、光学ミラーを取り付けた光ファイバーを内蔵したカテーテルを有する。そして、そのカテーテルを患者の血管内に挿入し、光学ミラーを回転させながら、光学ミラーを介して血管内に光を照射し、生体組織からの反射光を再度、その光学ミラーを介して受光することでラジアル走査を行い、得られた反射光を元に血管の断面画像を再構成するものである。また、ＯＣＴの改良型として、波長掃引を利用した光干渉断層診断装置（ＳＳ−ＯＣＴ:Swept-source Optical coherence Tomography）も開発されている。
【０００４】
光干渉断層診断装置の基本原理は、装置内部の光源からの出力される光を測定光と参照光に分割し、測定光を上記のカテーテルの内部の光ファイバーの光学ミラーに向けて出射する。そして、生体組織によって反射された散乱光を同じ光ファイバを介して受光し、既知の距離を経て反射した参照光との干渉光を得、その強度からカテーテル近傍の生体（血管）の断層像を得るものである（例えば、特許文献１）。
【０００５】
特に、波長掃引を利用した光干渉断層診断装置の場合は、出射する光の波長を予め定めた範囲内で繰り返し掃引することで、参照光の光路長は操作することなく、得られた干渉光の周波数分布から、測定光と参照光が同じ点を基準とした深度方向の反射強度分布を得ることができる。
【０００６】
波長掃引を利用した光干渉断層診断装置の場合、断層像の中心部（ミラー部）から放射線上に延びる直線をラインと呼び、そのライン上の複数の画素の値を、得られた波長掃引による干渉光の強度に従って算出していく。そして、このミラーの１回転分のライン（数百ライン）上の画素群を同様に算出する。当然、中心部から離れるほど、隣接するライン間の距離も離れていくので、その間の画素を補間する処理も行う。かかる処理を行って、２次元像を生成する。また、カテーテルを血管軸に沿って移動させることで、血管の軸方向に沿った３次元画像情報を得ることもできる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２００７−２６７８６７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
上記の１ライン分の干渉光を得るため、その間で波長λｓ〜λｅの間の光を発生する。そして、その光の発生の結果、得られた干渉光をサンプリングするが、この波長掃引に対するサンプリングの開始タイミングをどのようにするかが重要となる。
【０００９】
これまでは、波長掃引で出射された中で、予め設定した波長のみ光をＦＢＧ（Fiber Bragg Grating）で反射させる。そして、それを光検出器（フォトディテクタ）で検出して電気信号を生成する。そして、その電気信号を基準とし、そこから所定時間後を、次の波長掃引時における干渉光のサンプリングの開始タイミングとしていた。
【００１０】
上記を図６を用いて更に詳しく説明する。同図の最上位の図６（ａ）は、縦軸が測定光の強度を示している。そして横軸は時間軸を示すと共に、１ライン分の波長掃引の際の測定光が波長λｓからλｅに変化する様を示している。光検出器の精度を高くするため、ＦＢＧによる反射する波長を最大光強度のものに設定し、その反射光を光検出すると、同図（ｂ）に示すような信号を得ることができる。そして、その光検出時から例えばＴ３時間後に、干渉光のサンプリングを開始する信号を生成する（同図（ｃ））。そして、この信号から期間Ｔ１をサンプリングの有効範囲として決定する（同図（ｄ））。
【００１１】
しかし、本願発明者によると、波長掃引における波長λｓ、λｅ間における光強度の関係を示す、同図（ａ）に示す上に凸の形状は各ラインで実質的に同じとすることができるものの、谷の距離（時間）はバラツキがあって、一定とすることは難しい。従って、着目ラインの波長掃引から、次のラインの波長掃引に対するサンプリング開始のためのトリガ信号を生成するこれまでの手法では、ライン毎に同じ位相のサンプリング有効範囲を規定することも難しい。図６（ｅ）は、同図（ａ）と同じであり、上記のサンプリング有効範囲が波長掃引の期間に対してずれることを明瞭にするために、同図（ｄ）の直下に配置したものである。上記の理由で、ライン毎に多少のサンプリング有効期間のずれが発生し、これが画質劣化の一要因となっていた。
【００１２】
本発明は、かかる点に鑑みなされたものであり、着目波長掃引による予め設定した所定波長の光を検出することで得た信号を、後続する波長掃引における干渉光のサンプリングのためのトリガ信号として用いるのではなく、着目波長掃引の干渉光のサンプリングに利用することで、より高い精度の断層像を再構築することを可能ならしめる技術を提供しようとするものである。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
上記課題を解決するため、例えば、本発明の光干渉断層像形成装置は以下の構成を備える。すなわち、
波長掃引による光源から出力された光を光分割機構で測定光と参照光に分割し、体内に挿入されたプローブを介して照射方向を回転させながら生体管腔内に前記測定光を出射し、得られた反射光と、前記参照光とから得られる干渉光の光強度に基づいて該生体管腔内の断面画像を生成する光干渉断層像形成装置であって、
前記光源と前記光分割機構との間に介在し、１回の波長掃引による、予め設定した所定波長の光を検出することで、前記干渉光のサンプリングのためのトリガ信号を生成する検出手段と、
前記１回の波長掃引の開始時から前記所定の波長の光を発生するまでの時間をΔＴとしたとき、該光分割機構からの前記干渉光を、当該干渉光を電気信号に変換する光検出器までの前記ΔＴだけ遅延させる遅延手段とを有し、
前記検出手段からの着目波長掃引に対して検出した前記トリガ信号を、前記光検出器による前記着目波長掃引の干渉光のサンプリングの開始信号として用いることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１４】
本発明の構成によれば、着目波長掃引による予め設定した所定波長の光を検出することで得た信号を、後続する波長掃引における干渉光のサンプリングのためのトリガ信号として用いるのではなく、着目波長掃引の干渉光のサンプリングに利用できるので、より高い精度の断層像を再構築することが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】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】画像診断装置１００の機能構成を示すブロック図である。
【図３】信号処理部の機能構成を示すブロック図である。
【図４】血管内における光プローブによる回転走査、軸方向移動を、計測光の照射と反射光の取り込みを説明する図である。
【図５】血管内における光プローブの動作を説明するための模式図である。
【図６】従来の干渉光のサンプリングの原理を説明するための図である。
【図７】実施形態における干渉光のサンプリングの原理を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、添付図面に従って本発明に係る実施形態を詳細に説明する。
【００１７】
図１は本発明を具備する波長掃引型光干渉断層像形成装置（ＳＳ−ＯＣＴ装置）（以下、画像診断装置という）のシステム構成及び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とを備える。スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線／光ファイバ１０４により接続されている。光プローブ部１０１は、直接血管等の生体管腔内に挿入され、イメージングコアを用いて生体管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。
【００１８】
操作制御装置１０３は、生体管腔内光干渉断層像形成を行うにあたり、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。
【００１９】
図２は、図１に示す画像診断装置１００の機能構成図である。図示において、２０８は波長掃引光源であり、Swept Laserが用いられる。波長掃引光源２０８は、ＳＯＡ２１６（semiconductor optical amplifier）とリング状に結合された光ファイバ２１７を有する光源部（２０８ａ）とポリゴンスキャニングフィルタ（２０８ｂ）よりなる、Extended-cavity Laserの一種である。ＳＯＡ２１６から出力された光が、光ファイバ２１７を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ２０８ｂに入り、ここで波長選択された光が、ＳＯＡ２１６で増幅され、最終的にカップラ２１４から出力される。ポリゴンスキャニングフィルタ２０８ｂは、光を分光する回折格子２１２とポリゴンミラー２０９との組み合わせで波長を選択する。回折格子２１２により分光された光を２枚のレンズ（２１０、２１１）によりポリゴンミラー２０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー２０９と直交する波長の光のみ同一の光路を戻り、ポリゴンスキャニングフィルタ２０８ｂから出力されるため、ミラーを回転させることで、波長の時間掃引を行う。ポリゴンミラー２０９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２０９と回折格子２１２とを組み合わせたユニークな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。
【００２０】
カップラ２１４から出力された波長掃引光源２０８からの光は、第１のシングルモードファイバ２３０の一端に入射される。第１のシングルモードファイバ２３０は、光カップラ部２４０で２つに分岐され、一方はＦＢＧ（Fiber Bragg Grating）２４１に導かれる。実施形態におけるこのＦＢＧ２４１は、波長掃引光源２０８から波長λｓからλｅまでの波長を持つ光が出射される際の最大強度の波長のみを反射するようになっているものとする。この反射光は光カップラ２４０を介して光検出器（例えばフォトダイオード）２４２に供給され、ここで、干渉光のサンプリング開始のトリガ信号が生成され、後述の信号処理部２２３に供給される。
【００２１】
また、波長掃引光源２０８から、光カップラ２４０で分岐した光は、第２のシングルモードファイバ２３１と光学的に結合されている光カップラ２２６に導かれ、ここで、２つに分岐されて伝送される。
【００２２】
第１のシングルモードファイバ２３０の光カップラ部２２６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２３５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２３６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２３６に波長掃引光源２０８からの光が伝送される。
【００２３】
第５のシングルモードファイバ２３６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２３０側に戻り、光カップラ部２２６によりその一部が第２のシングルモードファイバ２３７側に移る。第２のシングルモードファイバ２３７において反射光は後述の参照光と混合され、干渉光として、光検出器２１９（例えばフォトダイオード）にて受光される。詳細は後述するが、この光カップラ部２２６から光検出器２１９に到達する干渉光を時間的に遅延させるため、実施形態では、第２のシングルモードファイバ２３７のファイバ束２３７ａを設けた。
【００２４】
光ロータリジョイント２０３の回転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、光ロータリジョイント２０３は、直線駆動装置２０７を備え、信号処理部２２３からの指示に基づいて、カテーテル部１０１の挿入方向（軸方向）の動作を規定している。軸方向移動は、信号処理部２２３からの制御信号に基づいて、直線駆動装置２０７内の直線駆動モータが動作することにより実現される。
【００２５】
また、第２のシングルモードファイバ２３１の光カップラ部２２６より先端側には、基準光の光路長を微調整する光路長の可変機構２２５が設けてある。この光路長の可変機構２２５は光プローブを交換して使用した場合の個々の光プローブ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光路長変化手段を備えている。第２のシングルモードファイバ２３１およびコリメートレンズ２３４は、その光軸方向に矢印２３３で示すように移動自在な１軸ステージ２３２上に設けられ、光路長調整手段を形成している。
【００２６】
具体的には、１軸ステージ２３２は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ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光路長変化手段を形成する。さらに、１軸ステージ２３２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干渉する状態に設定することが可能となる。
【００２７】
ミラー２２７，２２９及びレンズ２２８を介して、反射された光は参照光として第２のシングルモードファイバ２３１に入力される。光路長の可変機構２２５で光路長が微調整された光（参照光）は、第２のシングルモードファイバ２３１の途中に設けた光カップラ部２２６で第１のシングルモードファイバ２３０側からの光（反射光）と混合されて、干渉光となり、光検出器２１９にて受光される。光検出器２１９（詳細後述）にて受光された光は光電変換、並びに、増幅され、対数増幅器２２０に入力される。対数増幅器２２０では、干渉光を光電変換して得られた信号であって、光検出器２１９内で増幅された電気信号を対数的に増幅する。対数増幅器２２０の出力は復調器２２１に供給される。復調器２２１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２２２に入力される。
【００２８】
Ａ／Ｄ変換器２２２では、干渉光信号を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８０ｋＨｚ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。
【００２９】
Ａ／Ｄ変換器２２２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２２３に入力される。この信号処理部２２３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面画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。
【００３０】
なお、信号処理部２２３は光路長調整手段制御部２２４と接続されている。信号処理部２２３は光路長調整手段制御部２２４を介して１軸ステージ２３２の位置の制御を行う。また、信号処理部２２３はモータ制御回路２２４と接続され、断面画像を形成する際のビデオ同期信号に同期して内部のメモリに該断面画像を格納する。また、このモータ制御回路２２４のビデオ同期信号は、回転駆動装置２０４にも送られ、回転駆動装置２０４はビデオ同期信号に同期した駆動信号を出力する。更に、信号処理部２２３は、光検出器２４２から波長掃引のための所定波長検出を示す信号をトリガにし、上記の光検出器２１９乃至Ａ／Ｄ変換器２２２による干渉光のサンプリングを実行することになる。
【００３１】
図４（ａ）は光プローブ部１０１のイメージコア２０１が生体管腔内（血管内腔）に挿入され、ラジアル走査が行われる様子を説明する図である。光学ミラー４０１、光学レンズ４０２を先端に有する光ファイバ２３６により構成されるイメージングコア２０１を内蔵したカテーテルシース４０３は、例えば血管内腔に挿入される。回転駆動装置２０４は、カテーテルシース４０３内でイメージングコア２０１を矢印４０５方向に回転させ、直線駆動装置２０７は矢印４０６方向に移動させる。このとき、図４（ｂ）に示すように、波長掃引光源２０８からの測定光が光ファイバ２３６を経て、光学ミラー４０１により生体管腔へ照射される。照射された光の反射光は、光学ミラー４０１により光ファイバ２３６を経て装置へ戻される。
【００３２】
図５は血管内断層撮影時の光プローブ部１０１の動作を説明するための模式図である。図５（ａ）、（ｂ）はそれぞれ光プローブ部１０１が挿入された状態の血管の斜視図及び断面図である。図５（ａ）において、５０１は光プローブ部１０１が挿入された血管断面を示している。上述のように、光プローブ部１０１のイメージングコア２０１はその先端に光学レンズ４０２、光学ミラー４０１が取り付けられており、ラジアル走査モータ２０５により図５（ｂ）の参照符号４０５で示される方向に回転する。
【００３３】
光学レンズ４０２からは、各回転角度にて測定光の送信／受信が行われる。ライン１、２、…、５１２は各回転角度における測定光の照射方向を示している。本実施形態では、光学ミラー４０１及び光学レンズ４０２を含むイメージングコア２０１が所定の血管断面５０１の位置で３６０度回動する間に、５１２回の測定光の送信／反射光の受信が断続的に行われる。なお、３６０度回動する間における測定光の送信／受信回数は特にこれに限られず、任意に設定可能であるものとする。このように、イメージングコア２０１を回転させながら信号の送信／受信を繰り返すスキャン（走査）を、一般に「ラジアルスキャン（ラジアル走査、回転走査）」という。また、このようなイメージングコア２０１による測定光の送信／反射光の受信は、イメージングコア２０１が血管内を矢印４０６（図４（ａ）参照）の方向に進みながら行われる。
【００３４】
次に、実施形態における干渉光のサンプリング開始タイミングの決定方法を図７を参照して更に詳しく説明する。
【００３５】
図７の最上位の図７（ａ）は、波長掃引光源２０８の波長掃引によって出射される光の強度を示している。そして横軸は時間軸を示すと共に、１ライン分の波長掃引の際の測定光が波長λｓからλｅに変化する様を示している。実施形態におけるＦＢＧ２４１が反射する光の波長は、λｓ〜λｅの範囲内であれば構わない。ただし、光検出器２４２が確実に光を検出するためには、或る程度の強度の光が必要である。そこで、実施形態におけるＦＢＧ２４１が反射する光の波長は、出射光の最大強度の波長とした。従って、光検出器２４２は、各ラインについて図７（ｂ）のようなタイミングで検出信号を生成することになる。
【００３６】
先に説明したように、図７（ａ）は、理解を容易にするため、或る程度誇張しているが、各ラインの凸の山の形状は、各ライン間で相違は無い、もしくはその差は無視できるものの、山と山の間の谷の長さ（時間）は、一定とはならず、むしろ不定である。従って、今、図７（ｂ）における１つの検出信号に着目すると、この検出信号が含まれる波長掃引でのλｓ〜λｅ間で得られた干渉光をサンプリングすることができれば、各ラインでのずれの問題は解決することができる。しかし、ＦＢＧ２４１及び光検出器２４２で検出した信号に対して、波長掃引の開始タイミングは、同図７（ｃ）に示す通り時間的に期間Ｔ３だけ遡ったものである。期間Ｔ３だけ過去に遡って、図７（ｃ）の信号を生成することは、議論するまでもなく不可能である。しかし、逆に言えば、干渉光を時間Ｔ３だけ遅らせることができれば、図７（ｄ）のようなサンプリング期間を定義でき、図７（ｅ）に示すように、実質的に波長掃引期間とサンプリング期間とを一致させることができることとなる。
【００３７】
本実施形態における波長掃引型光干渉断層像形成装置（ＳＳ−ＯＣＴ装置）では、カテーテル内のミラーの回転速度は９６００ｒｐｍ、１回転で５１２回（ライン）の波長掃引を行うものとしている。かかる条件で、計算すると、図７（ｃ）における時間Ｔ３は、約６μ秒となる（勿論、この値は装置の構成に依存して決まるので、これに限定はされない）。一般的な光ファイバの屈折率ｎは約１．５であり、本実施形態で使用するファイバも同材質であるものとする。この場合、ファイバ内における光の伝搬速度ｃ’は次式で得られる（真空中の光の速度をｃとしている）。
ｃ’＝ｃ／ｎ≒３×１０8(m)／１．５＝２×１０8(m)
目標とする遅延時間は６μ秒であるので、その遅延に必要なファイバの長さＬは、
Ｌ＝２×１０8×６×１０-6＝１．２×１０3
となり、約１．２ｋｍの長さのファイバを用意すれば良いこととなる。
【００３８】
本実施形態におけるファイバ束２３７ａは、この１．２ｋｍ長のファイバで構成されるものである。なお、一般に、光ファイバ内の伝搬する光の損失は１ｋｍにつき数パーセントであるとされており、ファイバ束２３７ａに起因する干渉光の減衰による断層像に与える影響は無視できる。また、実施形態の装置の場合、ファイバ束２３７ａ以外にも、ファイバが随所に用いられているが、これらはファイバ束２３７ａと比較して十分に短いので、それらの影響も無視できる。因に、この１．２ｋｍという長さ分の光ファイバで表わされるファイバ束２３７ａの体積は、人間が手に持つことが出来る程度に十分に小さく、本体制御部１１１の筐体内にも容易に収納できる程度のものである。
【００３９】
以上の通りであるので、信号処理部２２３は、光検出器２４２から、予め設定した波長の光検出信号を入力したとき、その信号を干渉光のサンプリング開始信号として利用し、Ａ／Ｄ変換器２２２によるサンプリングを、波長送信の１周期に対応する期間（図７の期間Ｔ１）だけ実行することを繰り返せば良いこととなる。この信号処理部２２３の具体的な処理を図３を用いて説明すると次の通りである。
【００４０】
先に説明したように、光プローブ部１０１からの測定光と、光路長の可変機構２２５からの参照光は光カップラ部２２６で合わせられて、干渉光となる。この過程で、光検出器２４２は、予め設定した波長の光を検出した信号を信号処理部２２３に供給する。信号処理部２２３は、光検出器２４２からの信号を受信すると、光検出器２１９には、遅延手段であるファイバ束２３７ａの介在で、波長掃引の初期の波長λｓにおける干渉光が入射されたと見なす。すなわち、このタイミングで、光検出器２１９、対数増幅器２２０、復調器２２１、並びに、Ａ／Ｄ変換部２２２で得られた信号を有効信号とし、１波長掃引に係る時間Ｔ１だけサンプリングすることを繰り返す。Ａ／Ｄ変換部２２２では１波長掃引によって２０４８ポイント分サンプリングして、デジタルデータとして後段のラインメモリ部３０１に出力する。
【００４１】
波長掃引を利用した光干渉断層像形成装置では、ここで得られたデータをフーリエ変換することで、深度方向の反射強度分布を得ることができる。すなわち、光路長の走査をすることなく、深度方向のデータを取得することができるため、高速のデータ取得が可能になる。図３のラインメモリ部３０１は、モータ制御回路２２４から出力されるモータのエンコーダ信号をもとに、モータ１回転あたりのライン数が５１２本となるように信号を選択し、グルーピングする。すなわち、１ラインごとの干渉データが、モータ１回転あたり５１２個ずつラインデータ生成部３０２に出力される。
【００４２】
ラインデータ生成部３０２は、ＦＦＴ（高速フーリエ変換処理）を行うことで、ラインデータを生成するととともに、ライン加算平均処理、フィルター処理、対数変換等を行い、得られたラインデータを後段の後処理部に出力する。
【００４３】
後処理部３０３では、ラインデータ生成部３０２より受け取った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施し、処理結果を画像構築部３０４に出力する。画像構築部３０４は、極座標のラインデータ列をビデオ信号に変換し、ＬＣＤモニタ１１３に血管断面画像として表示する。なお、ここでは一例として、５１２ラインから画像を構築する例を示しているが、このライン数に限定されるものではない。制御部３０５は上述した各部の一連の動作を制御することになる血管断層像を得るまでの演算内容、並びに、その表示処理に関する部分は、本願発明には直接には関係しないので、ここでのこれ以上の説明は省略する。
【００４４】
以上説明したように本実施形態によれば、波長掃引を利用した光干渉断層像形成装置において、着目ライン分の波長掃引における予め設定した波長の光をサンプリング開始のための信号を次ラインの干渉光サンプリングに利用するのではなく、着目ラインに対する引波長掃引の開始時における干渉光をサンプリングに利用できるるので、各ラインにおけるサンプリングのタイミングのバラツキが発生しにくく、これまでよりも高い精度の断層像を再構成得ることが可能なる。
【００４５】
尚、本実施形態においては光ファイバ、光カプラや光サーキュレータ等の光学受動素子を用いた光学系で構成しているが、自由空間中でビームスプリッタやハーフミラー等の光学素子を用いた構成とすることも可能である。 
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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