JP2000126188A - Optical tomographic imaging apparatus - Google Patents

Optical tomographic imaging apparatus

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Atsushi Osawa
Akihiro Taguchi
Shuichi Takayama
Koji Yasunaga
邦彰 上
義直 大明
一司 大橋
篤 大澤
浩二 安永
次生 岡▲崎▼
晶弘 田口
哲丸 窪田
守 金子
修一 高山
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オリンパス光学工業株式会社
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an optical tomographic imaging apparatus for obtaining a three-dimensional tomographic image of a diseased part. SOLUTION: A low interfering phototransmitting optical fiber 92 is passed through an endoscope 72 and the back end side of the fiber 92 is connected with the apex of a vibrating fiber 33a of an optically interfering part 76 and a light of an SLD 31 generating a low interfering light modulated through the fiber 33a is guided and the guided light is radially emitted around the central axis of an inserting part 78. The light reflected from an organ is emitted into the fiber 33a through the fiber 92 and a half of the light is transferred into a fiber 33b and is guided into an interfering light detecting part with a reference light reflected by a mirror 45. The light emitted from the fiber 33b is photoelectrically converted by a PD 53 and is stored into an image memory and when image data for one frame portion are obtd., they are outputted to a VP 106 and are converted into image signals and are outputted into a monitor through a superimposing circuit 91 and an optical tomographic image being superimposed on a CCD image is displayed.

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【産業上の利用分野】本発明は、低干渉性光を用いて被検体に対する断層像を得る光断層イメージング装置に関する。 The present invention relates to an optical tomographic imaging apparatus for obtaining a tomographic image to the subject using a low-coherence light.

【0002】 [0002]

【従来の技術】従来から子宮頚癌の診断の為に、コルポスコープを用いて子宮頚部の表面の観察が行われる。 Heretofore for the diagnosis of cervical cancer, the observation of the surface of the cervix is ​​performed using a colposcope. コルポスコープでは子宮頚部の表面の形態から病変の深さ方向の浸潤度を推測したり、或いは最も進行していると思われる部位から生検を行い、組織診断により判定し、 The colposcope perform a biopsy from the site where seems from the form of the surface of the cervix or to infer the depth direction of the infiltration of the lesion, or to be most advanced, as judged by histology,
治療方針を決定していた。 It was to determine the course of treatment.

【0003】 [0003]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記方法では、正診率は悪く(ドクタの習熟度とか生検部位等に影響される)、レーザによる蒸散・円切等による治療後の残存の可能性がある等の問題点が存在する。 However [0005] In the above method, the positive diagnostic accuracy is poor (is influenced by the proficiency Toka biopsy site, etc. of the doctor), possible remaining after treatment with laser vaporization, circle cut by such problems such that there is a sex exists.

【0004】また、生検による組織採取は通常1部分のみであり、病変部分を確実には採取できない可能性がある。 [0004] In addition, the organization collected by the biopsy is usually only one part, there is a possibility that can not be taken to ensure the lesion. 病変部分を確実に採取するために、広範囲にわたる組織採取を行うとなると、多数回の生検或いはメス等による広範囲の切除が必要になり、患者の苦痛は大きくなるという欠点がある。 To ensure that collected lesion could, once extensive tissue sampling, requires extensive resection multiple biopsies or female, etc., there is a disadvantage that patient discomfort is increased.

【0005】本発明は、上述した点に鑑みてされたもので、病変の浸潤度を容易に測定できる光断層イメージング装置を提供することを目的としている。 [0005] The present invention has been in view of the above, and its object is to provide an optical tomographic imaging apparatus that can easily measure the infiltration of the lesion.

【0006】 [0006]

【課題を解決するための手段及び作用】前記目的を達成するため、本発明による光断層イメージング装置は、低干渉性光を発生する低干渉性光発生手段と、体腔内に挿入する細長な挿入部と、この挿入部を挿通し、前記低干渉性光発生手段により発生する低干渉性光を前記挿入部の先端部まで導光すると共に、被検体で反射された反射光を導光する導光部材と、前記挿入部内であって前記導光部材の先端側に配設され、前記低干渉性光発生手段により発生する低干渉性光の光軸を偏向し、該低干渉性光を前記挿入部を透過させて射出する偏向手段と、この偏向手段を制御することで被検体への光射出位置を走査する光射出走査手段と、前記導光部材で導光した反射光と前記低干渉性光から生成した基準光とを干渉させて、干渉した干渉光に対 Means and operation for solving the problems] To achieve the above object, the optical tomographic imaging apparatus according to the present invention includes a low coherence light generating means for generating a low-coherence light, Do elongated inserted into a body cavity insert and parts, inserted through the insertion portion, wherein the low-coherence light as well as light guide to the distal end of the insertion portion generated by the low-coherence light generating means, guide for guiding the light reflected by the object wherein the light member is disposed on the distal end side of the light guide member be within the insertion portion, said deflecting the optical axis of the low-coherence light generated by the low coherence light generating means, said low coherence light and deflecting means for injection by transmitting an insertion portion, the low interference this and the light emission scanning means for scanning the light exit position of the object by controlling the deflection means, the reflected light guided by the light guide member It causes interference with the reference light generated from sexual light, versus the interference with interference light する干渉信号を抽出する干渉光抽出手段と、前記基準光側又は反射光側の光伝搬時間を変化させる光伝搬時間変化手段と、前記干渉信号に対する信号処理を行うと共に、前記光伝搬時間変化手段により前記被検体の深さ方向の断層像を構築する信号処理手段と、を有することを特徴とし、断層像から病変部分の範囲を容易に知ることがでる。 And interference light extracting means for extracting an interference signal to a light propagation time varying means for varying the light propagation time of the reference light side or reflected light side, performs signal processing with respect to the interference signal, the light propagation time changing means said signal processing means for constructing a tomographic image of the subject in the depth direction, characterized by having a, it is out easily know the range of the lesion part from the tomographic image by.

【0007】 [0007]

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。 BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, an embodiment of the present invention with reference to the drawings. 図1ないし図3は本発明の第1実施形態に係り、図1は第1実施形態の光断層イメージング装置を示し、図2は走査部の構成を示し、図3はモニタに患部の像と共に、断層像が表示されることを示す。 1 to 3 relates to the first embodiment of the present invention, FIG. 1 shows an optical tomographic imaging apparatus of the first embodiment, FIG. 2 shows the configuration of the scanning unit, Figure 3, together with the affected part of the image on the monitor indicates that the tomographic image is displayed.

【0008】この第1実施形態の光断層イメージング装置1は生体の子宮頚癌等の患部3を観察可能なコルポスコープ2と、光断層イメージングを行うために低干渉性の光を発生してコルポスコープ2側に導光し、患部3側からの反射光を測定光として参照光と干渉させて検出するための光断層像観察装置4と、この光断層像観察装置4により検出された干渉信号に対する信号処理と、コルポスコープ2に取り付けたTVカメラ5に対する信号処理等を行う信号処理装置6と、信号処理装置6から出力される映像信号を表示するモニタ7とからなり、このモニタ7にはTVカメラ5で得られた患部3の(表面)観察像と低干渉性の光による光断層像とがスーパインポーズして表示されるようになっている。 [0008] The optical tomographic imaging apparatus 1 of the first embodiment has a colposcope 2 affected area 3 possible observation of the cervical cancer or the like of a living body, and generates a low-coherence light in order to perform the optical tomographic imaging Korupo guided on the scope 2 side, the optical tomographic image observing apparatus 4 for detecting by interference with the reference light reflected light from the affected part 3 side as the measuring light, it detected interference signals by the optical tomographic image observing apparatus 4 and signal processing for a signal processing unit 6 which performs signal processing such as for a TV camera 5 mounted on the colposcope 2 consists monitor 7 for displaying a video signal outputted from the signal processing unit 6, on the monitor 7 TV camera 5 obtained in the affected area of ​​3 (surface) observed image and the optical tomographic image due to the low coherence light is adapted to be displayed superimposed.

【0009】上記コルポスコープ2は双眼であり、図示しない照明手段による照明光で照明された患部3の光学像を結ぶために、鏡筒8の先端には口径の大きい共通の対物レンズ11が取り付けられ、この対物レンズ11に対向して変倍レンズ12a12b、ビームスプリッタ1 [0009] The colposcope 2 is binocular, attached to an optical image of the affected part 3 that is illuminated with the illumination light by the illumination means, not shown, the tip of the lens barrel 8 common objective lens 11 having a large diameter is is, the variable magnifying lens 12a12b to face the objective lens 11, the beam splitter 1
3a,13b、結像レンズ14a,14b、接眼レンズ15a,15bがそれぞれの光軸上に配置されている。 3a, 13b, the imaging lens 14a, 14b, eyepiece 15a, 15b are disposed on the optical axes.

【0010】上記ビームスプリッタ13aで分岐された光は結像レンズ16を介してTVカメラ5の図示しないCCDに像を結ぶ。 [0010] The beam splitter light branched by 13a is form an image on the CCD (not shown) of the TV camera 5 through an imaging lens 16. このTVカメラ5の出力信号は映像信号処理回路17に入力され、映像信号が生成され、スーパインポーズ回路18により、光断層像観察装置4側から演算装置19を経た映像信号と混合された後、モニタ7に出力され、モニタ7には例えば図3(b)のように表示される。 The output signal of the TV camera 5 is inputted to the video signal processing circuit 17, a video signal is generated by superimposing circuit 18, after being mixed with the video signal subjected to the arithmetic unit 19 from the optical tomographic image observation device 4 is output to the monitor 7, the monitor 7 is displayed as Figure 3 (b), for example.

【0011】他方のビームスプリッタ13bは走査部2 [0011] The other beam splitter 13b scanning unit 2
1を経て光断層像観察装置4側からの光が入射されると共に、患部3側で反射された光をビームスプリッタ13 With light from an optical tomographic image observation device 4 is incident via a 1, the beam splitter 13 the light reflected by the affected part 3 side
bを経て光断層像観察装置4側に導光する。 Through b for guiding the optical tomographic image observing apparatus 4 side. この走査部21は2軸制御部22により、低干渉性の光を2次元的に走査する。 The scanning unit 21 by two-axis control unit 22, to scan the low-coherence light two-dimensionally.

【0012】上記光断層像観察装置4内には低干渉性の光を発生する光源としての超高輝度発光ダイオード(以下、SLDと略記)31が配置されている。 [0012] The above optical tomographic image observing apparatus 4 ultrabright light-emitting diode as a light source for generating a low-coherence light (hereinafter, SLD hereinafter) 31 is disposed. このSLD The SLD
31は例えば830nmの波長で、例えば可干渉距離が数10ないし数1000μm程度であり、この光はレンズ32a,偏光子32b,レンズ32cを経て所定の偏波面の直線偏光の光にされ、シングルモード光ファイバ33aの一方の端面から入射し、他方の端面(先端面と記す)側に伝送される。 31 is a wavelength of for example 830 nm, for example, the coherence length of several 10 to several 1000μm about, the optical lens 32a, the polarizer 32b, through the lens 32c is a linearly polarized light having a predetermined polarization plane, single-mode entering from one end face of the optical fiber 33a, it is transmitted to the other end surface (referred to as the distal end surface) side.

【0013】この光ファイバ33aは途中のPANDA [0013] PANDA This optical fiber 33a is in the middle of
カップラ34で他方のシングルモード光ファイバ33b The other single-mode optical fiber 33b in coupler 34
と光学的に結合されている。 It is optically coupled with. 従って、このカップラ34 Accordingly, the coupler 34
部分で2つに分岐されて伝送される。 Is transmitted is split into two parts. 光ファイバ33a Optical fiber 33a
の(カップラ34より)先端側は、ジルコン酸鉛のセラミックス(PZTと略記)35等の圧電素子に巻回されている。 (From coupler 34) the distal end side is wound around the piezoelectric element 35 such as ceramics (PZT abbreviated) of lead zirconate.

【0014】このPZT35は発振器36から駆動信号が印加され、光ファイバ33aを振動させることにより伝送される光を変調する変調器37を形成する。 [0014] The PZT35 drive signal from the oscillator 36 is applied to form a modulator 37 for modulating the light transmitted by vibrating the optical fiber 33a. この駆動信号の周波数は例えば5〜20KHzである。 The frequency of the drive signal is 5~20KHz example. 変調された光は光ファイバ33aの先端面から走査部21に出射される。 The modulated light is emitted to the scanning section 21 from the distal end face of the optical fiber 33a.

【0015】図2に示すように、走査部21には光ファイバ33aの先端面に対向して集光レンズ38が配置され、この集光レンズ38を介してミラー39に入射する。 [0015] As shown in FIG. 2, the scanning unit 21 is disposed a condensing lens 38 so as to face the front end face of the optical fiber 33a is incident on the mirror 39 through the condenser lens 38. このミラー39は第1のモータ41aの軸に設けた第1のギヤボックス41bの軸に取り付けられ、2軸制御部22で制御される第1のモータ41aの回転により矢印Y1のようにミラー39は回転される。 The mirror 39 is mounted on a shaft of the first gear box 41b provided on the shaft of the first motor 41a, the mirror 39 as shown by an arrow Y1 by the rotation of the first motor 41a which is controlled by the two-axis control unit 22 It is rotated.

【0016】また、第1のモータ41a及び第1のギヤボックス41bは支持部材41cで支持され、この支持部材41cは第1のモータ41aの軸と直交するように配置された第2のギヤボックス41dの軸に取り付けられている。 Further, the first motor 41a and the first gear box 41b is supported by the support member 41c, the support member 41c is a second gearbox which is perpendicular to the axis of the first motor 41a It is attached to 41d of the shaft. この第2のギヤボックス41dは第2のモータ41eの軸に設けてある。 The second gear box 41d is is provided on the shaft of the second motor 41e.

【0017】2軸制御部22で制御される第2のモータ41eが回転されると、ミラー39は矢印Y2のように回転される。 [0017] When the second motor 41e which is controlled by the two-axis control unit 22 is rotated, the mirror 39 is rotated as shown by an arrow Y2. ミラー39が矢印Y1及びY2のように回転されることにより、ビームスプリッタ13b側に2次元的に走査された光を導光すると共に、ビームスプリッタ13b側からの反射光を光ファイバ33aの先端面に導光する。 By the mirror 39 is rotated as shown by arrow Y1 and Y2, as well as guiding the light is two-dimensionally scanned on the beam splitter 13b side, the tip end face of the optical fiber 33a reflected light from the beam splitter 13b side guided to.

【0018】図1に示すようにビームスプリッタ13b As shown in FIG. 1 the beam splitter 13b
側に導光された光は変倍レンズ12b,対物レンズ11 Guided light is variable magnification lens 12b on the side, the objective lens 11
を介して患部3側に出射され、患部3を2次元的に走査し、患部3の内部組織などで反射された光の一部がビームスプリッタ13bを経て光ファイバ33aの先端面に導光される。 Via emitted to the affected area 3 side, scanning the affected part 3 in two dimensions, internal tissue portion of the reflected light or the like of the affected part 3 is guided to the tip end face of the optical fiber 33a through the beam splitter 13b that.

【0019】この光はカップラ34でほぼ半分が光ファイバ33bに移り、干渉光検出部44に導かれる。 [0019] The light almost half passes to the optical fiber 33b at coupler 34, is guided to the interference light detector 44. また、この光ファイバ33bはその先端面に取り付けたミラー45で反射された光(SLD31側からの光がカップラ34で分岐された参照光)も伝送し、干渉光検出部44に導く。 Further, the optical fiber 33b is light reflected by the mirror 45 attached to the distal end surface (reference light the light is branched by the coupler 34 from SLD31 side) transmits and guides the interference light detector 44. つまり、干渉光検出部44側に導かれる光は光ファイバ33a側に伝送され、患部3で反射された測定光と、ミラー45で反射された参照光とが混ざったものとなる。 That is, the light guided to the interference light detector 44 side is transmitted to the optical fiber 33a side and that the measurement light reflected by the affected part 3, the reference light reflected by the mirror 45 are mixed.

【0020】なお、光ファイバ33bにおけるミラー4 [0020] It should be noted that the mirror in the optical fiber 33b 4
5が固定された先端部とカップラ34との間には変調器37で巻回された光ファイバ33aによる光路長とか、 5 Toka optical path length by the optical fiber 33a wound in the modulator 37 between the tip and the coupler 34 fixed,
患部3側に至る光路長とをほぼ補償するための補償リング46が設けてある。 Compensation ring 46 to substantially compensate for the optical path length reaching the affected part 3 side is provided. 光ファイバ33bの後端面から出射された光はレンズ47で平行光束にされ、検光子48 Light emitted from the rear end face of the optical fiber 33b is collimated light beam by a lens 47, an analyzer 48
で上記偏波面の光成分が抽出された後、ハーフミラー4 In after the optical components of the polarization plane is extracted, the half mirror 4
9で透過光と反射光に分岐される。 It is split into transmitted light and reflected light 9.

【0021】反射光はミラー51で反射され、(さらにハーフミラー49で透過された光成分が)レンズ52で集光されて、光検出器としてのフォトダイオード(PD The light reflected is reflected by the mirror 51, (further transmitted light components by the half mirror 49) are focused by a lens 52, a photodiode serving as a light detector (PD
と略記)53で受光される。 Is received by the short) 53. 又、ハーフミラー49を透過した光はX−ステージ54に取り付けたミラー55で反射され、(さらにハーフミラー49で反射された光成分が)レンズ52で集光されて、PD53で受光される。 Further, light transmitted through the half mirror 49 is reflected by the mirror 55 attached to the X- stage 54, (further light component reflected by the half mirror 49) is focused by lens 52, is received by the PD 53. X−ステージ54は例えばステッピングモータ56 X- stage 54 is for example a stepping motor 56
によって光ファイバ33bの端面に対向する方向Xに移動され、光路長を変化できるようになっている。 So that the moved in the direction X opposite to the end face of the optical fiber 33b, can change the optical path length by.

【0022】患部3に対する光断層像を得る場合には、 [0022] In order to obtain an optical tomographic image with respect to the affected part 3,
ミラー45、55で反射された光がPD53に入射されるまでの光路長と、光ファイバ33aを経て患部3側から戻った光がミラー51で反射されてPD53に入射されるまでの光路長とが殆ど等しくなるように設定される。 The optical path length to the light reflected by the mirror 45 and 55 is incident on the PD 53, the optical path length to the light returned from the affected part 3 side via the optical fiber 33a is incident on the PD 53 is reflected by the mirror 51 There is set to almost equal.

【0023】つまり、ミラー55の位置を変化させて参照光側の光路長を変えることにより、この参照光側の光路長と等しくなる測定光側の光路長は患部3の深さ方向に変化する。 [0023] That is, by changing the optical path length of the reference light side by changing the position of the mirror 55, the optical path length of the optical path length becomes equal to the measurement light side of the reference light side is changed in the depth direction of the affected part 3 . そしてこれら光路長が殆ど等しい2つの光が干渉し、PD53で検出される。 And these optical path lengths interfere most equal two light detected by the PD 53.

【0024】なお、ハーフミラー49とミラー51までの光路長及びハーフミラー49とミラー55までの光路長は少なくとも低干渉性の光の干渉範囲より常にずれるように設定され、例えば測定されるべき光自身がハーフミラー49で透過光と反射光に分岐さらた後にハーフミラー49で混合された場合、干渉が起こらないように設定されている。 [0024] The optical path length to the optical path length and the half mirror 49 and the mirror 55 to the half mirror 49 and the mirror 51 is set to be shifted constantly than the interference range of at least the low coherent light, for example, light to be measured If itself is mixed by the half mirror 49 after was branch further into transmitted light and reflected light by the half mirror 49 is set so that the interference does not occur.

【0025】上記PD53で光電変換された信号は、信号処理装置6を構成する演算装置19の図示しないロックインアンプ等に発振器36の駆動信号又はこれと同一位相の信号が参照信号と共に入力され、PD53からの信号における参照信号と同一周波数の信号成分が抽出されるヘテロダイン検波されると共に、同じ位相の信号成分が抽出され、さらに検波増幅される。 The photoelectrically converted signal by the PD53, the signal of the drive signal to or the same phase of the lock-in amplifier or the like to the oscillator 36 (not shown) of the arithmetic unit 19 constituting the signal processing unit 6 is inputted with the reference signal, with the heterodyne detection signal component of the reference signal and the same frequency in the signal is extracted from the PD 53, the signal component of the same phase is extracted and further detection amplified. その後、演算装置19内部の図示しないコンピュータ部に入力される。 Then input into a computer unit (not shown) of the internal calculation device 19.

【0026】このコンピュータ部には、マウス57による指示座標データと倍率検出回路58から入力される倍率信号に基づき、図3(a)に示すようにモニタ7上に表示されるコルポスコープ2によるスコープ画像G1にスーパインポーズされるカーソルKの範囲の座標を演算する。 [0026] The computer unit, based on the magnification signal input from the designated coordinates data and magnification detecting circuit 58 with the mouse 57, a scope by colposcope 2 displayed on the monitor 7 as shown in FIG. 3 (a) It calculates the coordinates of the range of the cursor K to be superimposed on the image G1.

【0027】この座標の演算結果から、走査部21のモータ41a,41eの回転量を決定し、2軸制御部22 [0027] From the calculation result of the coordinates, the motor 41a of the scanning unit 21, determines a rotation amount of 41e, 2-axis control section 22
を介して回転駆動し、マウス57で指示された範囲を光走査させる。 Rotation drive through, the indicated range with the mouse 57 to optical scanning. 光走査により得られた信号は図示しない画像メモリに一時格納され、モータ56の回転によるミラー55の走査により、深さ方向に対する所定の範囲の走査画像が得られると、画像メモリの画像データを図示しない映像信号処理部で光断層像に対応する映像信号にして、スーパインポーズ回路18を経てモニタ7に出力される。 Signal obtained by the optical scanning is temporarily stored in the image memory (not shown), the scanning mirror 55 by the rotation of the motor 56, the scanning image in a predetermined range in the depth direction is obtained, illustrating the image data in the image memory in the video signal corresponding to the optical tomographic image by the image signal processing unit which is not, it is output to the monitor 7 through the superimposed circuit 18.

【0028】この実施形態では演算装置19側から光断層像に対応する映像信号が出力される時にはTVカメラ5で撮像したスコープ画像G1は縮小され、図3(b) [0028] In the embodiment scope image G1 captured by the TV camera 5 when the video signal corresponding to the optical tomographic image from the arithmetic unit 19 side is output is reduced, and FIG. 3 (b)
に示すように光断層像G2と同時に表示される。 It is displayed at the same time as the optical tomographic image G2 as shown in FIG.

【0029】この実施形態によれば、子宮頚部等の患部3の表面のスコープ画像G1と断層像G2とが同時にモニタ7に表示できるので、病変部位とその病変部位の深さ方向の広がり範囲を断層像G2から把握できる。 According to this embodiment, since the scope images G1 and the tomographic image G2 of the surface of the affected part 3, such as cervical can be displayed on the monitor 7 at the same time, the lesion and the depth direction of the expansion range of the lesion It can be understood from the tomographic image G2. このため、何回も生検を行うことを必要としないで病変の深さ方向の範囲を判定できる。 Therefore, it is possible to determine the depth direction of the range of the lesion without the need to carry out even biopsy times. 従って、(何回も生検を行うことを必要としないので)、患者の苦痛を軽減できるし、術者も何回も生検を行わないで済むのでその負担を軽減できる。 Therefore, it is possible to reduce the burden so need not take place (also because it does not need to make a biopsy many times), to be able to reduce the patient's pain, the surgeon may also biopsy many times.

【0030】また、光ファイバ33aにより、走査部2 Further, the optical fiber 33a, the scanning unit 2
1を介してコルポスコープ2に導光しているので、鏡筒8部分を細径化できる。 Since guided into colposcope 2 through 1, it can reduce the diameter of the lens barrel 8 parts. また、ビームスプリッタ13b The beam splitter 13b
に導光する構成にしているので、このビームスプリッタ13bに着脱可能なユニット化された構成にすることもできる。 Since a configuration for guiding the can also be a detachable unitized construction in the beam splitter 13b. この構成にすると、コルポスコープ2を使用する場合、光断層像を得るユニット部分を必要に応じて使用/不使用を選択して使用できる。 With this configuration, when using a colposcope 2, a unit portion for obtaining an optical tomographic image as needed can be used to select the use / non-use.

【0031】図4は第1実施形態の変形例におけるTV [0031] Figure 4 is TV in a modification of the first embodiment
プローブ61を示す。 Shows the probe 61. この変形例では図1のコルポスコープ2の代わりにCCD62を内蔵したTVプローブ6 TV probe 6 with a built-in CCD62 instead of colposcope 2 of FIG. 1 in this modification
1が使用されたものである。 1 is that used.

【0032】このTVプローブ61は筒状のプローブ本体63に対物レンズ64、変倍レンズ65、ダイクロイックミラー66、結像レンズ67、CCD62が順次配置され、CCD62の信号は映像信号処理回路17に入力される。 [0032] The TV probe 61 is an objective lens 64 on the tubular probe body 63, variable power lens 65, the dichroic mirror 66, an imaging lens 67, CCD 62 are sequentially arranged, the signal of the CCD 62 is inputted to the video signal processing circuit 17 It is. また、ダイクロイックミラー66の反射光路側に走査部21が取付られ、光ファイバ33aの光をダイクロイックミラー66側に導光すると共に、ダイクロイックミラー66側からの光を光ファイバ33a側に導光するようになっている。 Also, dichroic scanning unit 21 in the reflected light path side of dichroic mirror 66 is attached, together with the guiding light of the optical fiber 33a to the dichroic mirror 66 side, so as to guide light from the dichroic mirror 66 side to the optical fiber 33a side It has become.

【0033】上記ダイクロイックミラー66は図5に示すように、波長に対する反射率強度は、可視領域と近赤外領域との境界波長付近から近赤外領域側の光をほぼ1 [0033] The dichroic mirror 66, as shown in FIG. 5, the reflectance intensity versus wavelength is approximately 1 light in the near infrared region side from the vicinity of the boundary wavelength between the visible region and the near-infrared region
00%反射し、可視領域の光はほぼ100%透過する特性のものが使用される。 It reflected 100%, light in the visible region is that of the property of transmitting nearly 100% is used. SLD31の波長は近赤外領域内に設定され、ダイクロイックミラー66で常に反射され、可視領域の光で撮像するCCD62には悪影響を与えない。 Wavelength of SLD31 is set in the near-infrared region, are always reflected by the dichroic mirror 66, it does not adversely affect the CCD62 for imaging with light in the visible region.

【0034】つまり、光ファイバ33aからの光はダイクロイックミラー66で反射され、対物レンズ64側に導光され、対物レンズ64側からダイクロイックミラー66に戻るSLD31の反射光はダイクロイックミラー66で反射され、光ファイバ33a側に導光される。 [0034] That is, the light from the optical fiber 33a is reflected by the dichroic mirror 66 is guided to the objective lens 64 side, the reflected light SLD31 returning from the objective lens 64 side to the dichroic mirror 66 is reflected by the dichroic mirror 66, It is guided to the optical fiber 33a side. 一方、可視領域の光はダイクロイックミラー66を透過し、CCD62に像を結ぶ。 On the other hand, light in the visible region is transmitted through the dichroic mirror 66, it forms an image on CCD 62.

【0035】その他の構成は第1実施形態と同様である。 [0035] Other configurations are similar to those of the first embodiment. この変形例では第1実施形態におけるコルポスコープ2における肉眼での観察光学系を有しないで、モニタ7に表示される像を観察することになる。 In In this modification does not have an observation optical system of the naked eye in the colposcope 2 in the first embodiment, it will observe the image displayed on the monitor 7. 図6はモニタ7に表示されるCCD62で撮像された画像Gを示す。 Figure 6 shows an image G captured by the CCD62 is displayed on the monitor 7.
モニタ7上で予め決められた部位のみ(この変形例では中心の指標S)で断層像が観察できる。 Tomographic image can be observed in (index S of the center in this modified example) predetermined site only on the monitor 7.

【0036】従って、術者は観察を望む部位が中心に位置するようにTVプローブ61を移動設定する。 [0036] Thus, the surgeon the desired site observation moves set the TV probe 61 so as to be positioned in the center. 断層像の範囲は2軸制御部21の走査範囲内で可変設定できる。 Range of the tomographic image can be variably set within a scanning range of the biaxial control unit 21. 尚、図7に示すように図4の対物レンズ64の前にリング状ゴム69を取付け、子宮頚部等の接触が可能な部位に対してはプローブ先端を押し当てて、光断層像を得られるようにしても良い。 The mounting of the ring-shaped rubber 69 before the objective lens 64 in FIG. 4, as shown in FIG. 7, for the site that can contact, such as cervical pressing a probe tip, obtained an optical tomographic image it may be so.

【0037】図8は本発明の第2実施形態の光断層イメージング装置71を示す。 [0037] Figure 8 illustrates an optical tomographic imaging apparatus 71 of the second embodiment of the present invention. この第2実施形態の光断層イメージング装置71は体腔内の任意の部位を観察可能な内視鏡72と、この内視鏡72に照明光を供給する光源装置73と、内視鏡72内に設けられた低干渉性の光を導光する導光部材が接続され、光断層イメージングを行う光干渉装置74と、この光干渉装置74による光断層像を表示する表示装置としてのモニタ75とから構成される。 This second embodiment of the optical tomographic imaging apparatus 71 is an endoscope 72 any possible sites observed in the body cavity, a light source device 73 for supplying illumination light to the endoscope 72, the endoscope 72 guided member for guiding the low coherent light is provided to connect an optical interference device 74 for optical tomographic imaging, the monitor 75 serving as a display device for displaying an optical tomographic image by the optical interference device 74 constructed.

【0038】上記光干渉装置74は低干渉性の光を用いて光断層像を生成するための干渉光に対応する電気信号を得る光干渉部76と、この光干渉部76の電気信号を信号処理して光断層像に対応する映像信号を生成する信号処理部77とからなり、この映像信号はモニタ75に表示される。 The above optical interference device 74 and the light interference unit 76 to obtain an electric signal corresponding to the interference light to produce an optical tomographic image by using a low coherence light signal to an electrical signal of the light interference section 76 processed and made from the signal processing unit 77. which generates a video signal corresponding to the optical tomographic image, the video signal is displayed on the monitor 75.

【0039】上記内視鏡72は細長で可撓性を有する挿入部78と、この挿入部78の後端に設けられた太幅の操作部79とを有し、この操作部79の側部から外部にケーブルが延出される。 [0039] The endoscope 72 includes an insertion portion 78 having flexibility in elongated, and an operation portion 79 of the large width provided at a rear end of the insertion portion 78, side portion of the operation portion 79 cable is extended to the outside from.

【0040】挿入部78内にはライトガイド81が挿通され、ライトガイド81のケーブル側の端部に設けたコネクタを光源装置73に着脱自在で装着できる。 [0040] The inside of the insertion portion 78 is inserted through the light guide 81, it can be mounted detachable connectors provided at the end of the cable side of the light guide 81 to the light source device 73. 装着することにより、光源装置73内部の例えばキセノンランプ82の白色照明光がコンデンサレンズ83で集光されてライトガイド81の端部に供給され、この照明光はライトガイド81により伝送され、挿入部78の先端部8 By attaching, white illumination light source device 73 inside the example xenon lamp 82 is supplied to an end of the light guide 81 is condensed by the condenser lens 83, the illumination light is transmitted by the light guide 81, the insertion portion 78 of the distal end portion 8
4の側部に設けた照明窓に固定された他方の端面から挿入部78の側方に出射される。 From the other end face which is fixed to the illumination window provided on 4 sides are emitted to the side of the insertion portion 78.

【0041】側視用照明窓から出射された照明光により、照明された管腔臓器85等の観察関心部位は照明窓に隣接する側視の観察窓に取り付けた対物レンズ86によってその光学像がその焦点面に結ばれる。 [0041] The illumination light emitted from the side-viewing illumination window, an observation site of interest, such as a tubular organ 85, which is illuminated in the optical image by the objective lens 86 is attached to the observation window of the side-viewing adjacent to the illumination window tied to its focal plane. この焦点面の位置にはCCD87が配置され、光学像を光電変換する。 This is the position of the focal plane is disposed CCD 87, photoelectrically converts an optical image.

【0042】このCCD87はCCD駆動回路88からCCD駆動信号が印加されることによって、光電変換された信号が読み出され、ビデオ信号線89を介して映像信号処理手段としてのビデオプロセッサ(以下、VPと記す)90に入力される。 [0042] By this CCD87 is the CCD drive signal from the CCD driving circuit 88 is applied, converted signal photoelectrically read out, the video processor as the image signal processing unit via the video signal line 89 (hereinafter, VP and referred to) is input to the 90.

【0043】このVP90の出力信号はスーパインポーズ回路91を介してモニタ75に出力され、CCD87 The output signal of the VP90 is output to the monitor 75 via the superimposing circuit 91, CCD 87
で撮像した内視鏡画像を表示する。 In displaying an endoscopic image captured.

【0044】なお、操作部79には図示しない湾曲操作機構が設けてあり、湾曲操作ノブを操作することにより、先端部84の後端に形成された湾曲部を上下、左右の任意の方向に湾曲できるようになっている。 [0044] Incidentally, the bending operation mechanism (not shown) on the operation unit 79 Yes and is provided, by operating the bending operation knob, the bending portion formed at the rear end of the tip portion 84 up and down, in any direction of right and left so that the can be curved. この内視鏡72にはさらに低干渉性の光を伝送する光ファイバ9 Optical fiber 9 for transmitting further low coherence light to the endoscope 72
2が挿通されている。 2 is inserted.

【0045】この光ファイバ92の先端は先端部84の中心軸上で固定され、この先端面には屈折率分布型レンズ(以下セルフォックレンズと記す)93が取り付けられている。 [0045] The tip of the optical fiber 92 is fixed on the center axis of the tip 84, this is the end face (hereinafter referred to as SELFOC lens) gradient index lens 93 is mounted. この光ファイバ92の後端側は光干渉部76 The rear end side of the optical fiber 92 is an optical interference part 76
の光ファイバ33aの先端面と接続され、この光ファイバ33aを介してSLD31の光が導光される。 Is the connection with the front end face of the optical fiber 33a, the light of SLD31 is guided through the optical fiber 33a.

【0046】SLD31の光はレンズ32を経てシングルモード光ファイバ33aの一方の端面から入射し、他方の端面側に伝送される。 The light SLD31 went through the lens 32 enters from one end surface of the single-mode optical fiber 33a, are transmitted to the other end face. この光ファイバ33aは途中のカップラ34で他方のシングルモード光ファイバ33 The other single-mode optical fiber 33 at the optical fiber 33a is in the middle coupler 34
bと光学的に結合されている。 b and are optically coupled. 従って、このカップラ3 Therefore, the coupler 3
4部分で2つに分岐されて伝送される。 4 is branched into two parts is transmitted. 光ファイバ33 Optical fiber 33
aの(カップラ34より)先端側は、PZT35等の圧電素子に巻回されている。 (From coupler 34) the distal end side of a is wound around a piezoelectric element such as PZT35.

【0047】このPZT35は発振器36から駆動信号が印加され、光ファイバ33aを振動させることにより伝送される光を変調する変調器37を形成する。 [0047] The PZT35 drive signal from the oscillator 36 is applied to form a modulator 37 for modulating the light transmitted by vibrating the optical fiber 33a. 変調された光は光ファイバ33aの先端面から出射され、この先端面に接触する光ファイバ92に入射され、先端部8 The modulated light is emitted from the distal end face of the optical fiber 33a, enters the optical fiber 92 in contact with the distal end surface, the distal end portion 8
4側の端面に伝送され、この端面からセルフォックレンズ93を経て出射される。 It is transmitted to the end face of the 4 side, and is emitted through the SELFOC lens 93 from the end face.

【0048】このセルフォックレンズ93に対向するように配置されたレンズ94で平行なビームにされ、ギヤ95に取り付けたプリズム96の斜面で直角方向に反射され、挿入部78の側方に出射される。 The collimated beam by a lens 94 which is disposed so as to face the SELFOC lens 93, is reflected at a right angle at the slope of the prism 96 attached to the gear 95, is emitted to the side of the insertion portion 78 that. このギア95は中央部分は光を通すように開口が設けられている。 The gear 95 is open is provided to the central portion through a light. このギヤ95はモータ97の回転軸に取り付けたギヤ97a The gear 95 is a gear 97a mounted to the rotation shaft of the motor 97
と噛合している。 Meshes with.

【0049】従って、モータ97が回転すると、プリズム96が回転されることになり、光ファイバ92で導光された光は挿入部78の中心軸の周りに放射状に出射されることになる。 [0049] Therefore, when the motor 97 rotates, will be the prism 96 is rotated, the light guided by the optical fiber 92 to be emitted radially about the central axis of the insertion portion 78.

【0050】また、このモータ97は裏面にラックを形成したモータ固定台98に固定されている。 [0050] Further, the motor 97 is fixed to the motor fixing table 98 forming a rack on the back. このラックはモータ99の回転軸に取り付けたピニオンギヤ99a Pinion 99a The rack attached to the rotation shaft of the motor 99
と噛合している。 Meshes with.

【0051】そして、モータ99が回転すると、ラックが移動し、モータ固定台98に固定されたモータ97、 [0051] When the motor 99 is rotated, the rack is moved, the motor 97 which is fixed to the motor fixing table 98,
その回転軸に取り付けたギヤ97a、このギヤ97aと噛合状態を維持するギヤ95が連動して挿入部78の軸方向、つまり長手方向に移動するようになっている。 Its gear mounted on the rotary shaft 97a, is adapted to move axially of the gear 97a and the gear 95 are interlocked insertion portion 78 to maintain the meshed state, i.e. in the longitudinal direction. これらモータ97、99は信号処理部77内の位置制御装置101によって回転量が制御される。 These motors 97 and 99 amount of rotation is controlled by the position controller 101 in the signal processing unit 77.

【0052】上記管腔臓器85で反射された光はプリズム96、レンズ94、セルフォックレンズ93を経て光ファイバ92の先端面に入射され、この光ファイバ92 [0052] Light reflected by the hollow organ 85 is incident on the front end face of the optical fiber 92 through the prism 96, a lens 94, a SELFOC lens 93, the optical fiber 92
の後端面から光ファイバ33aの先端面に入射される。 It is incident from the rear end surface of the distal end surface of the optical fiber 33a.
この光はカップラ34でほぼ半分が光ファイバ33bに移り、光ファイバ33bの先端面に対向配置したミラー45で反射された参照光と共に、干渉光検出部側に導かれる。 The light passes to the optical fiber 33b is approximately half coupler 34, along with a reference beam reflected by the mirror 45 which is disposed opposite to the front end face of the optical fiber 33b, is guided to the interference light detector side.

【0053】第1実施例では干渉光検出部側に参照光の光路長を変える光路長変化機構を設けていたが、この実施例では光ファイバ33bの先端面に光路長変化機構を設けている。 [0053] had provided an optical path length change mechanism for changing the optical path length of the reference light to interference light detector side in the first embodiment is provided with the optical path length changing mechanism on the distal end surface of the optical fiber 33b in this embodiment .

【0054】つまり、図1の実施形態におけるミラー4 [0054] That is, the mirror 4 in the embodiment of FIG. 1
5をX−ステージ54に取り付け、モータ56で参照光の光路長を変える方向に移動し、この光路長を変えるようにしている。 Attached 5 to X- stage 54 moves in the direction of changing the optical path length of the reference light by a motor 56, so that changing the optical path length. また、光ファイバ33bの先端面とミラー45との間にレンズ45aが配置されている。 Moreover, the lens 45a is disposed between the front end surface and the mirror 45 of the optical fiber 33b. モータ56は位置制御装置101によって回転が制御されるようになっている。 Motor 56 is rotated by the position controller 101 are controlled.

【0055】光ファイバ33bの後端面から出射された光はレンズ52を経てPD53で受光される。 [0055] Light emitted from the rear end face of the optical fiber 33b is received by the PD53 through the lens 52. PD53 PD53
で光電変換された信号は、プリアンプ102で増幅された後、信号処理部77のロックインアンプ103の信号入力端に入力される。 Photoelectrically converted signal in is amplified by the preamplifier 102 is input to the signal input end of the lock-in amplifier 103 of the signal processing unit 77. このロックインアンプ103の参照信号入力端には発振器36から参照信号が入力され、 The reference signal from the oscillator 36 is input to the reference signal input terminal of the lock-in amplifier 103,
ヘテロダイン検波及び増幅等される。 It is heterodyne detection and amplification, and the like.

【0056】このロックインアンプ103の出力はデジタルボルトメータ(以下DVMと略記する)104を経てコンピュータ105に入力され、光ファイバ92で導光された光によって得られた信号から断層像に対応した画像データを生成するための制御を行う。 [0056] The output of the lock-in amplifier 103 via a digital voltmeter (hereinafter abbreviated as DVM) 104 is input to the computer 105, corresponding to the tomographic image from the obtained signal by the light guided by the optical fiber 92 performs control to generate an image data.

【0057】つまり、位置制御装置101に制御信号を送り、モータ97、99の回転量を制御し、光ビームの走査とモータ56の回転制御による光路長の変化を制御する。 [0057] That is, sends a control signal to the position controller 101, controls the amount of rotation of the motor 97, 99, controls the change of the optical path length due to rotation control of the light beam scanning the motor 56. 光ビームの走査及び光路長の変化において、PD In scanning and change of the optical path length of the light beam, PD
53から得られる信号を一時画像メモリに格納する。 The signal obtained from the 53 stored in the temporary image memory.

【0058】例えば1フレーム分の画像データが得られると、VP106に出力し、このVP106は映像信号に変換し、スーパインポーズ回路91を介してモニタ7 [0058] For example, when image data of one frame is obtained, and outputs the VP106, the VP106 is converted into a video signal, the monitor 7 through the superimpose circuit 91
5に出力し、CCD87の画像にスーパインポーズして光断層像が表示されるようにする。 Output to 5, and superimposed on the image of the CCD87 so as optical tomographic image is displayed.

【0059】また、モータ99を回転してプリズム96 [0059] The prism 96 by rotating the motor 99
を長手方向に移動した場合には、この移動により測定光側の光路長が変化するので、位置制御装置101に制御信号を送り、モータ56を回転させて、前記光路長の変化分を補償するように制御する。 The when moved in the longitudinal direction, the optical path length of the measurement light side This movement is changed, sends a control signal to the position controller 101, rotates the motor 56 to compensate for variation of the optical path length to control such. この制御により、光路長の変化による画像歪を補正する。 This control to correct image distortion due to a change in optical path length. この実施例によれば、第1実施例の効果を有すると共に、3次元的な断層像が得られるというメリットがある。 According to this embodiment, which has the effect of the first embodiment is advantageous in that 3-dimensional tomographic image is obtained. また、プリズム9 In addition, the prism 9
6は挿入部78の内部にあるために、プリズム86が傷つくことがない。 6 is to be in the interior of the insertion portion 78, never prism 86 from being damaged.

【0060】図9は本発明の第3実施形態の光断層イメージング装置111を示す。 [0060] Figure 9 illustrates an optical tomographic imaging apparatus 111 of the third embodiment of the present invention. この第3実施形態の光断層イメージング装置111は体腔内の任意の部位を観察可能な内視鏡112と、この内視鏡112に照明光を供給する光源装置73と、内視鏡112内に設けられた低干渉性の光を導光する導光部材が接続され、光断層イメージングのための光の発生及び干渉光検出を行う光干渉装置114と、この光干渉装置114による信号から光断層像に対応した映像信号の生成等の信号処理を行う信号処理部115と、この信号処理部115から出力される映像信号を表示する表示装置としてのモニタ116とから構成される。 An endoscope 112 observable any site of optical tomographic imaging apparatus 111 is in the body cavity of the third embodiment, a light source device 73 for supplying illumination light to the endoscope 112, the endoscope 112 light guide member for guiding the low-coherence light provided is connected to the optical interference device 114 for the generation and the interference light detecting light for optical tomographic imaging, light tomography from the signal by the optical interference device 114 a signal processing unit 115 performs signal processing such as generation of a video signal corresponding to the image, a monitor 116 serving as a display device for displaying a video signal outputted from the signal processing unit 115.

【0061】この第3実施例ではダイクロイックミラー117を用いて内視鏡観察視野内の生体組織118に対する断層像を得る構成となっている。 [0061] In the third embodiment has a configuration to obtain a tomographic image with respect to the biological tissue 118 in the endoscope observation field by using the dichroic mirror 117.

【0062】上記内視鏡112は第2実施形態と同様に挿入部78内にはライトガイド81が挿通され、光源装置73のランプ82の照明光を伝送し、先端部84に固定された先端面から照明・観察窓に取り付けたガラス板119を経て前方の生体組織118側を照明する。 [0062] The above endoscope 112 light guide 81 is inserted through the second embodiment similarly to the insertion portion 78, and transmits the illumination light of the lamp 82 of the light source device 73, fixed to the distal end 84 tip through the glass plate 119 attached to the illumination and observation windows from the plane to illuminate the front of the body tissue 118 side. この実施例ではライトガイド81の先端側は2つに分岐された構成にしている。 The distal end side of the light guide 81 in this embodiment has a branched structure into two.

【0063】上記ガラス板119の内側には対物レンズ86が配置され、CCD87に像を結ぶ。 [0063] inside of the glass plate 119 is arranged an objective lens 86, forms an image on CCD 87. このCCD8 This CCD8
7はCCD駆動回路88で駆動され、光電変換した信号はビデオ信号線89を介して信号処理部115内のVP 7 is driven by the CCD drive circuit 88, VP for the converted signal photoelectrically through the video signal line 89 in the signal processing unit 115
90に入力され、このVP90から出力される映像信号はスーパインポーズ回路91を介してモニタ116に入力され、図10に示すようにモニタ116の例えば左側に生体組織118の(内視鏡)画像を表示する。 Is input to 90, the video signal output from the VP90 is input to the monitor 116 through the superimposing circuit 91, (an endoscope) of the living tissue 118, for example, in the left side of the monitor 116 as shown in FIG. 10 the image to display.

【0064】上記対物レンズ86とCCD87の間には、対物レンズ86の光軸と45°傾斜させたダイクロイックミラー117が配置されている。 [0064] During the objective lens 86 and CCD87 is a dichroic mirror 117 is the optical axis 45 ° tilt of the objective lens 86 is disposed. このダイクロイックミラー117は図5に示すような特性のものが用いてあり、可視領域の光は透過し、近赤外領域の光は反射する。 The dichroic mirror 117 is Yes using those characteristics as shown in FIG. 5, the light in the visible region is transmitted, light in the near infrared region is reflected. このダイクロイックミラー117の反射光路上にプリズム121が配置されるようになっている。 Prism 121 on the reflected light path of the dichroic mirror 117 is adapted to be disposed.

【0065】このプリズム121は裏面にラックが形成された可動台122に取り付けられている。 [0065] The prism 121 is attached to the movable base 122 which rack is formed on the back surface. この可動台122には、光ファイバ92の先端が光ファイバ固定部材で取り付けられ、光ファイバ92の先端面から出射される光をこのプリズム121で反射してダイクロイックミラー117側に導光すると共に、ダイクロイックミラー117で反射された光をこのプリズム121で反射して光ファイバ92の先端面に入射されるように導光する。 The movable base 122, the tip of the optical fiber 92 is mounted in the optical fiber fixing member, with guides to the dichroic mirror 117 side of the light emitted from the distal end face of the optical fiber 92 is reflected by the prism 121, and reflecting the light reflected by the dichroic mirror 117 in the prism 121 guides to be incident on the front end face of the optical fiber 92.

【0066】上記可動台122のラックは、例えば操作部79に収納したステッピングモータ123の回転軸に連結されたシャフト124の先端に取り付けたピニオンギヤ125と噛合し、このステッピングモータ123が回転することにより、可動台122は対物レンズ86の光軸と平行な方向、つまり挿入部78の長手方向に移動される。 [0066] rack of the carriage 122, for example, an operation unit and the pinion gear 125 meshes attached to the distal end of the shaft 124 connected to the rotary shaft of the stepping motor 123 housed in 79, by the stepping motor 123 is rotated , carriage 122 is moved parallel to the optical axis direction of the objective lens 86, i.e. in the longitudinal direction of the insertion portion 78.

【0067】例えば、図9の状態から、可動台122が後方側に移動されると、プリズム121も後方に移動されるので、このプリズム121で反射された光は点線で示すように導光される。 [0067] For example, from the state of FIG. 9, when the movable base 122 is moved to the rear side, since the prism 121 is also moved rearward, the light reflected by the prism 121 is guided as indicated by the dotted line that. 従って、プリズム121を移動することにより、生体組織118側には光が縦方向に走査され、この走査方向に対応した断層像を得ることができるようにしている。 Therefore, by moving the prism 121, the living tissue 118 side is scanned light in the vertical direction, so that it is possible to obtain a tomographic image corresponding to the scanning direction.

【0068】上記光ファイバ92の後端は光干渉装置1 [0068] the rear end of the optical fiber 92 is an optical interference device 1
14の光ファイバ33aの先端面と接続され、SLD3 14 is connected to the front end face of the optical fiber 33a, SLD3
1からの低干渉性の光を光ファイバ92側に導光すると共に、光ファイバ92側からの反射光を光ファイバ33 The low-coherence light from 1 together to guide the optical fiber 92 side, the optical fiber 33 reflected light from the optical fiber 92 side
a側に導光する。 It is guided to a side.

【0069】光干渉装置114ではPD53の出力はロックインアンプ103に入力され、参照信号と同じ位相の信号成分が抽出され、検波された後、信号処理部11 [0069] The output of the optical interference device 114 PD 53 is input to the lock-in amplifier 103, the signal component having the same phase as the reference signal is extracted, after being detected, the signal processing unit 11
5内のコンピュータ126に入力される。 It is input to the computer 126 in 5.

【0070】このコンピュータ126はステッピングモータ123の回転及びモータ56の回転を制御する。 [0070] The computer 126 controls the rotation of the rotation and the motor 56 of the stepping motor 123.
又、断層像に対応した映像信号を生成する処理を行い、 Further, a process for generating a video signal corresponding to the tomographic image,
スーパインポーズ回路91に出力することにより、図1 By outputting the superimposing circuit 91, FIG. 1
0に示すようにモニタ116には内視鏡画像に隣接して断層像が同時に表示される。 It is on the monitor 116 as shown in 0 tomogram adjacent the endoscopic image are displayed simultaneously.

【0071】また、コンピュータ126は内視鏡画像内に断層像の測定が行われる領域を示すカーソル128を図10に示すように表示させる。 [0071] The computer 126 displays the cursor 128 indicating an area where measurement of the tomographic image to the endoscope image is performed as shown in FIG. 10. この表示により、断層像が得られる領域が観察画像上で知ることができるので、診断する場合、便利である。 The display, the area where the tomographic image is obtained can be found in the observation image, when diagnosing, which is convenient. このカーソル128は不要な時には消すことができるようにしている。 The cursor 128 is to be able to dismiss when not needed. 光干渉装置114における構成で図8に示す光干渉部76と同じ構成要素には同じ符号を付けてその説明を省略する。 The same components as the optical interference unit 76 shown in FIG. 8 in the configuration of the optical interference device 114 will not be described with the same reference numerals.

【0072】この実施例では内視鏡112の先端面には可視の照明光を出射すると共に、可視の観察光を取り込むガラス板119を設け、図11に示すように挿入部7 [0072] with this the end face of the endoscope 112 Example emits visible illumination light, providing a glass plate 119 to capture the visible observation light, the insertion portion 7 as shown in FIG. 11
8の先端面を胃内壁129等の体腔内組織に押し付けた状態で観察像を得ることができるようになっている。 8 distal end surface of which is it possible to obtain an observation image in a state pressed against the tissue inside a body cavity such as the stomach inner wall 129.

【0073】又、体腔内組織に押し付けた密着状態で、 [0073] Also, in contact pressed against the tissue in the body cavity,
ガラス板119を通して光断層像を得るための低干渉性の光を体腔内組織側に出射すると共に、体腔内組織側での反射光を取り込めるようにして、可視の観察視野内の体腔内組織の中央部分に対する断層像を得られるようにしている。 The low coherence light for obtaining an optical tomographic image through the glass plate 119 while exiting into a body cavity tissue side, so as to capture the light reflected by the tissue inside a body cavity side, of the tissue inside a body cavity in the visible observation field so that the resulting tomograms for the central portion. この密着させることにより、臓器が動いている場合とか挿入部78の先端が振らつく等した場合に発生するブレを防止でき、ブレのない鮮明な観察像及び断層像が得られる。 By this adhesion, prevents blurring that occurs when the tip of Toka insertion portion 78 if the moving organ is like attached swung, sharp observation image and the tomographic image without blur is obtained. このため、この実施例では観察系はおおよそガラス板119の表面を観察するのに適したの焦点距離に設定している。 Therefore, in this embodiment is set to the focal length of the observation system is roughly suitable for observing the surface of the glass plate 119. なお、内視鏡112内を挿通される光ファイバ92と光干渉装置114の光ファイバ3 The optical fiber 3 of the endoscope optical fiber 92 to be inserted through the 112 and optical interference device 114
3aとを一体化した構成にしても良い。 3a and may be integrated constitute a.

【0074】図12は本発明の第4実施形態の光断層イメージング装置131を示す。 [0074] Figure 12 illustrates an optical tomographic imaging apparatus 131 of the fourth embodiment of the present invention. この第4実施形態における内視鏡132は図9の内視鏡112においてCCD8 The endoscope 132 in the fourth embodiment in the endoscope 112 of FIG. 9 CCD 8
7の光電変換面にイメージガイド133の先端面が配置され、このイメージガイド133の後端面に対向して結像レンズ134を配置し、イメージガイド133で伝送された像をこの結像レンズ134によりその結像位置に配置したCCD87に結ぶようにしている。 The distal end surface of the image guide 133 is arranged on the photoelectric conversion surface 7, the imaging lens 134 is disposed to face the rear end surface of the image guide 133, the transmitted image in the image guide 133 by the imaging lens 134 so that tie in CCD87 disposed in the image forming position.

【0075】この実施形態では挿入部78内にイメージガイド133を挿通し、観察像を操作部79側の後端面に伝送し、レンズ134でCCD87に結像する構成となっている。 [0075] As this embodiment inserted through the image guide 133 in the insertion portion 78, and transmits an observation image on the rear surface of the operating portion 79 side, it is configured to image a lens 134 to the CCD 87. その他は第3実施形態で説明した構成と同じである。 Others are the same as that described in the third embodiment. なお、この実施形態ではモニタ116に表示される内視鏡画像は円形になる。 In this embodiment the endoscopic image displayed on the monitor 116 are rounded. この実施形態の作用・ The operation of this embodiment,
効果は第3実施形態と殆ど同じである。 Effect is almost the same as the third embodiment. なお、光路長を変える場合、基準となる参照光(基準光)側に限らず、 In the case of changing the optical path length, a primary reference beam (reference light) is not limited to the side,
測定光側の光路長を変えるようにしても良い。 It may be changed optical path length of the measurement light side. また、生体等の被検体の表面の像を得る場合、可視光による像に限定されるものでなく、赤外、紫外等の像でも良い。 In addition, when obtaining an image of the surface of the subject such as a living body, not limited to the image by visible light, infrared, or the image of the ultraviolet and the like.

【0076】 [0076]

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、病変組織が深さ方向に存在する範囲を容易に判断することができるという効果がある。 According to the present invention described above, according to the present invention, there is an effect that the range in which diseased tissue is present in the depth direction can be easily determined.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】図1は本発明の第1実施形態の光断層イメージング装置を示す構成図。 FIG. 1 is a configuration diagram showing an optical tomographic imaging apparatus of the first embodiment of the present invention.

【図2】図2は走査部の構成を示す斜視図。 Figure 2 is a perspective view showing the configuration of a scanning unit.

【図3】図3はモニタに患部の像と共に、断層像が表示されることを示す説明図。 Figure 3 is an explanatory view showing that with the affected part of the image on the monitor, a tomographic image is displayed.

【図4】図4は第1実施形態の変形例におけるTVプローブを示す図。 Figure 4 is a diagram showing a TV probe in a modification of the first embodiment.

【図5】図5はダイクロイックミラーの分光特性を示す特性図。 Figure 5 is a characteristic diagram showing the spectral characteristics of the dichroic mirror.

【図6】図6はモニタ画面上に断層像が得られる範囲に対応した指標が表示されることを示す図。 Figure 6 shows that the index corresponding to ranges tomographic image is obtained on the monitor screen is displayed Fig.

【図7】図7は図4の変形例におけるTVプローブの先端側を示す断面図。 Figure 7 is a cross-sectional view of the distal end of the TV probe according to a modification of FIG.

【図8】図8は本発明の第2実施形態の光断層イメージング装置を示す構成図。 Figure 8 is a structural view showing an optical tomographic imaging apparatus of the second embodiment of the present invention.

【図9】図9は本発明の第3実施形態の光断層イメージング装置を示す構成図。 Figure 9 is a configuration diagram showing an optical tomographic imaging apparatus of the third embodiment of the present invention.

【図10】図10はモニタでの画像表示例を示す図。 Figure 10 shows an image display example of the monitor Fig.

【図11】図11は挿入部の先端面を体腔内組織に押し付けた状態で観察可能であることを示す図。 Figure 11 shows that it is observable in a state in which the distal end surface of the insertion portion is pressed against the body cavity tissue FIG.

【図12】図12は本発明の第4実施形態の光断層イメージング装置を示す構成図。 Figure 12 is a structural view showing an optical tomographic imaging apparatus of the fourth embodiment of the present invention.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1…光断層イメージング装置 2…コルポスコープ 3…患部 4…光断層像観察装置 5…TVカメラ 6…信号処理装置 7…モニタ 8…鏡筒 11…対物レンズ 12a,12b…変倍レンズ 13a,13b…ビームスプリッタ 15a,15b…接眼レンズ 17…映像信号処理回路 18…スーパインポーズ回路 19…演算装置 21…走査部 22…2軸制御部 31…SLD 32b…偏光子 33a,33b…光ファイバ 34…カップラ 35…PZT 36…発振器 37…変調器 39…ミラー 41a,41e…モータ 44…干渉光検出部 48…検光子 49…ハーフミラー 51、55…ミラー 53…PD 54…X−ステージ 56…ステッピングモータ 1 ... optical tomographic imaging apparatus 2 ... colposcope 3 ... affected area 4 ... optical tomographic image observing apparatus 5 ... TV camera 6 ... signal processing apparatus 7 ... monitor 8 ... barrel 11 ... objective lens 12a, 12b ... variable power lens 13a, 13b ... beam splitter 15a, 15b ... eyepiece 17 ... video signal processing circuit 18 ... superimposing circuit 19 ... computing unit 21 ... scanning unit 22 ... two-axis control unit 31 ... SLD 32 b ... polarizer 33a, 33b ... optical fiber 34 ... coupler 35 ... PZT 36 ... oscillator 37 ... modulator 39 ... mirror 41a, 41e ... motor 44 ... interference light detector 48 ... analyzer 49 ... half mirror 51 and 55 ... mirror 53 ... PD 54 ... X- stage 56 ... stepping motor

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 高山 修一 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 上 邦彰 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 岡▲崎▼ 次生 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 窪田 哲丸 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 安永 浩二 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 大澤 篤 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 大橋 一司 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパ ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (72) inventor Shuichi Takayama Tokyo, Shibuya-ku, Hatagaya 2-chome No. 43 No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. in the (72) inventor on KuniAkira Tokyo, Shibuya-ku, Hatagaya 2-chome # 43 No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. in the (72) inventor Oka ▲ Saki ▼ Tsugio Tokyo, Shibuya-ku, Hatagaya 2-chome No. 43 No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. in the (72) inventor Kubota Akiramaru Tokyo, Shibuya-ku, Hatagaya 2 chome number 43 No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. in the (72) inventor Koji Yasunaga Shibuya-ku, Tokyo Hatagaya 2-chome No. 43 No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. in the (72) inventor Atsushi Osawa Shibuya-ku, Tokyo Hatagaya 2 Street number 43 in the No. 2 Olympus optical industry Co., Ltd. (72) inventor Kazushi Ohashi Tokyo, Shibuya-ku, Hatagaya 2-chome No. 43 No. 2 cage damper ス光学工業株式会社内 (72)発明者 大明 義直 東京都渋谷区幡ヶ谷2丁目43番2号 オリ ンパス光学工業株式会社内 Scan Optical Industry Co., Ltd. in the (72) inventor Daming Yoshinao Tokyo, Shibuya-ku, Hatagaya 2-chome No. 43 No. 2 Olympus Optical Industry Co., Ltd. in

Claims (3)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】低干渉性光を発生する低干渉性光発生手段と、 体腔内に挿入する細長な挿入部と、 この挿入部を挿通し、前記低干渉性光発生手段により発生する低干渉性光を前記挿入部の先端部まで導光すると共に、被検体で反射された反射光を導光する導光部材と、 前記挿入部内であって前記導光部材の先端側に配設され、前記低干渉性光発生手段により発生する低干渉性光の光軸を偏向し、該低干渉性光を前記挿入部を透過させて射出する偏向手段と、 この偏向手段を制御することで被検体への光射出位置を走査する光射出走査手段と、 前記導光部材で導光した反射光と前記低干渉性光から生成した基準光とを干渉させて、干渉した干渉光に対応する干渉信号を抽出する干渉光抽出手段と、 前記基準光側又は反射光側の光伝搬時間を変 1. A and the low coherence light generating means for generating a low-coherence light, and elongated insertion section to be inserted into a body cavity, inserted through the insertion portion, a low interference generated by the low-coherence light generating means sexual light with light guide to the distal end of the insertion portion, is disposed on the distal end side of the light guide member for guiding the reflected light reflected by the object, the light guide member be within the insertion portion, the generated by the low coherence light generating means deflects the optical axis of the low-coherence light, a deflecting means and emits a low coherence light is transmitted through the insertion portion, the subject by controlling the deflection means interference signal and the light emission scanning means for scanning the light exit position, said guide member in the reflective light guiding said to interfere with the reference light generated from the low coherent light, corresponding to the interference with the interference light to the and interference light extracting means for extracting, varying the light propagation time of the reference light side or reflection light させる光伝搬時間変化手段と、 前記干渉信号に対する信号処理を行うと共に、前記光伝搬時間変化手段により前記被検体の深さ方向の断層像を構築する信号処理手段と、 を有することを特徴とする光断層イメージング装置。 A light propagation time change means for, performs signal processing with respect to the interference signal, and having a signal processing means for constructing a tomographic image in the depth direction of the subject by the light propagation time changing means optical tomographic imaging apparatus.
  2. 【請求項2】前記偏向手段は、前記低干渉性光の光軸に対して略同軸に回転可能であることを特徴とする請求項1に記載の光断層イメージング装置。 Wherein said deflecting means is an optical tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein said rotatable substantially coaxially with respect to the optical axis of the low-coherence light.
  3. 【請求項3】前記偏向手段は、前記低干渉性光の光軸と略同一方向に移動可能であることを特徴とする請求項1 Wherein said deflecting means, according to claim 1, wherein said movable in an optical axis substantially the same direction as the low-coherence light
    又は請求項2に記載の光断層イメージング装置。 Or optical tomographic imaging apparatus according to claim 2.
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