"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。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FBGfiberBraggGrating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。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。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。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。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FBGFiberBraggGrating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。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6a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。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6e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。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。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。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。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。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。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。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、SweptLaserが用いられる。波長掃引光源208は、SOA216semiconductoropticalamplifier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、ExtendedcavityLaser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。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FBGFiberBraggGrating241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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。図4a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4b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。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5a、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5a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5bの参照符号405で示される方向に回転する。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4a参照の方向に進みながら行われる。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。図7の最上位の図7a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7bのようなタイミングで検出信号を生成することになる。先に説明したように、図7a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7b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7c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7c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7dのようなサンプリング期間を定義でき、図7e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。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7c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≒3×108/1.5=2×108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=2×108×6×106=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。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。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。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。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。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。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。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。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。"