JP2002148185A - Oct apparatus - Google Patents

Oct apparatus

Info

Publication number
JP2002148185A
JP2002148185A JP2000340620A JP2000340620A JP2002148185A JP 2002148185 A JP2002148185 A JP 2002148185A JP 2000340620 A JP2000340620 A JP 2000340620A JP 2000340620 A JP2000340620 A JP 2000340620A JP 2002148185 A JP2002148185 A JP 2002148185A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
light
signal light
signal
fiber
scanning
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.)
Pending
Application number
JP2000340620A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Kazuhiro Tsujita
和宏 辻田
Original Assignee
Fuji Photo Film Co Ltd
富士写真フイルム株式会社
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 Fuji Photo Film Co Ltd, 富士写真フイルム株式会社 filed Critical Fuji Photo Film Co Ltd
Priority to JP2000340620A priority Critical patent/JP2002148185A/en
Publication of JP2002148185A publication Critical patent/JP2002148185A/en
Application status is Pending legal-status Critical

Links

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To shorten the fetch time for optical tomographic information in an OCT apparatus for obtaining an optical tomographic image using interference of low coherent light. SOLUTION: Signal light L3 which is low coherent light is transmitted through a fiber 192 provided in an OCT probe 13 inserted in a forceps port 91 of an endoscope. The signal light L3 is separated into signal light L3a to L3e of different wavelength bands by a fiber Bragg grating 193, and applied to a body cavity wall 2. Resultant light L4 of signal light L3a7 to L3e' which is reflected light of the signal light L3a to L3e and reference light L2 is transmitted to a photo detecting part 150 by a fiber 124, and separated into resultant light L4a to L4e of different wavelength band by a fiber Bragg grating 151 to detect the intensity of an interference signal. According to the signal intensity, an optical tomographic image is obtained. Since optical tomographic information from five portions scanned by the signal light L3a to L3e can be simultaneously fetched, the fetch time for the optical tomographic information can be reduced.

Description

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

【0001】 [0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、光断層画像を取得するOCT装置に関し、詳細には低コヒーレンス光である信号光により観察部を走査して、信号光の反射光と、 BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to OCT apparatus that acquires an optical tomographic image, in particular by scanning the observation area by the signal light is a low coherence light, and the reflected light of the signal light,
信号光と僅かな周波数差を有する参照光との干渉信号の強度に基づいて、観察部の光断層画像を取得するOCT Based on the intensity of the interference signal and the reference light having a slight frequency difference between the signal light, for obtaining an optical tomographic image of the observed section OCT
装置に関する。 Apparatus on.

【0002】 [0002]

【従来の技術】従来、低コヒーレンス光を用いたOCT Conventionally, OCT using a low-coherence light
(Optical Coherence Tomography)装置、特に低コヒーレンス光の干渉信号の強度をヘテロダイン検波により測定することにより、走査領域の光断層画像を取得するO (Optical Coherence Tomography) apparatus, in particular by measuring the intensity of the interference signal of the low coherence light by heterodyne detection, for obtaining an optical tomographic image of the scanned area O
CT装置が、眼底網膜下の微細構造の光断層画像の取得等に用いられている。 CT devices have been used to obtain such an optical tomographic image of the microstructure under the fundus retina. 上記OCT装置の詳細は、「OプラスE Vol.21,No.7 P.802〜804」(春名正光著)に記載されている。 Details of the OCT apparatus is described in "O plus E Vol.21, No.7 P.802~804" (Haruna Masamitsu Author).

【0003】このOCT装置は、レーザあるいはSLD [0003] The OCT device, laser or SLD
(Super Luminescent Diode)等から成る光源から出射された低コヒーレンス光を信号光と参照光に分割し、ピエゾ素子等により参照光または信号光の周波数を僅かにシフトさせ、信号光を走査領域に入射させて該走査領域の所定の深度で反射した反射光と参照光とを合波させ、その合波光に含まれる干渉信号の強度をヘテロダイン検波により測定し、断層情報を取得するものであり、参照光の光路上に配置した可動ミラー等を微少移動させ、参照光の光路長を変化させることにより、参照光の光路長と信号光の光路長が一致した走査領域の深度での情報を得ることができる。 Dividing the low coherence light emitted from a light source consisting of (Super Luminescent Diode) or the like into signal light and reference light, is slightly shifting the frequency of the reference light or the signal light by a piezoelectric element or the like, the incident signal light to the scanning region by by combining the reference light and the reflected light reflected at a predetermined depth of said scanning area, the intensity of the interference signal included in the combined light is measured by heterodyne detection, which obtains tomographic information, see is infinitesimal traveling the movable mirror or the like arranged on the optical path of the light, by changing the optical path length of the reference light, the optical path length of the optical path length of the reference beam and the signal beam to obtain the information on the depth of matching scanned area can. また信号光の入射点を僅かにずらしながら、測定を繰り返すこと、すなわち信号光による走査により、所定の領域の光断層画像を取得することができる。 Also while slightly shifting the incident point of the signal light, to repeat the measurement, i.e. by scanning with the signal light, it is possible to acquire the optical tomographic image of a predetermined area.

【0004】このようなOCT装置を使用すれば、早期癌の深達度診断なども可能となるため、内視鏡装置の鉗子口に挿入可能なOCTプローブにより信号光および信号光の反射光を導光して、体腔内の光断層画像を取得する方法の開発が進められている。 [0004] The use of such OCT apparatus, since it is possible, such as invasion depth diagnosis of early cancer, the insertable OCT probe into the forceps port of the endoscope apparatus a signal light and the signal light of the reflected light and guiding the development of a method for obtaining an optical tomographic image of the body cavity has been promoted. 例えば「OPTICS LETTE For example, "OPTICS LETTE
R Vol.24,No19 P1358〜P1360」(by Andrew M Rollins R Vol.24, No19 P1358~P1360 "(by Andrew M Rollins
and Rujchai Ung-arunyawee)には、信号光を導光する光ファイバと、この光ファイバの先端に配設され、信号光を直角に反射するミラーを備えたOCTプローブを内視鏡の鉗子口を介して体腔内に挿入し、先端のミラーを回転させることにより、ラジアル走査を行い、体腔壁の輪切り状態の光断層画像であるラジアル光断層画像を表示するOCT装置が記載されている。 The and Rujchai Ung-arunyawee), an optical fiber for guiding the signal light, is arranged at the distal end of the optical fiber, the forceps port of the endoscope OCT probe with a mirror for reflecting a signal light at a right angle inserted into a body cavity through, by rotating the mirror tip, performs radial scan, OCT apparatus for displaying a radial optical tomographic image is an optical tomographic image of the slice state of the body cavity wall is described.

【0005】また、本出願人により、多数枚の光断層画像から3次元光断層画像を生成し、表示するOCT装置が特願2000-332360号として出願されている。 Further, by the present applicant, to generate a three-dimensional optical tomographic image from the large number of optical tomographic images, the OCT apparatus that displays have been filed as Japanese Patent Application No. 2000-332360.

【0006】 [0006]

【発明が解決しようとする課題】上記のように、信号光を走査して、所定の領域の光断層画像を取得するためには、走査領域の多数の箇所から光断層情報を取り込む必要があるが、従来のOCT装置では、1本の信号光により走査領域の1点づつから断層情報を取り込んでいるため、短時間で、多くの光断層情報を取り込むことは難しい。 As described above [0006], and scan with the signal light, to obtain an optical tomographic image of a given region, it is necessary to take in the optical tomographic information from multiple locations in the scanning region but in conventional OCT apparatus, because it takes a tomographic information from one point at a time scanning region by one of the signal light, in a short time, it is difficult to incorporate a number of optical tomographic information. このため、例えば観察者が指定した生体内の所定の走査領域から光断層情報を取り込んでいる最中に、心拍や呼吸のために走査領域が動いてしまう場合があり、この場合には所望の走査領域の光断層画像を取得できない恐れがあった。 Therefore, in the middle of incorporating the optical tomographic information from a predetermined scanning area, for example in the observer specified biological, may thus moving the scanning area for the heartbeat and breathing, the desired in this case there may not be obtaining an optical tomographic image of the scanned area.

【0007】また、取得した光断層画像から3次元光断層画像を生成して表示する場合等には、一層多数の箇所から光断層情報を取り込む必要があるが、光断層情報を取り込み中に走査領域が動いてしまった場合には、生成された3次元光断層画像に乱れが生じることがあった。 Further, in the like case of generating and displaying a three-dimensional optical tomographic image from the acquired optical tomographic images, it is necessary to take the optical tomographic information from more multiple locations, scanned during capture an optical tomographic information If the area had moved, it was the disturbance occurs in the generated three-dimensional optical tomographic image.

【0008】なお、生体以外の観察部の光断層画像を取得する場合であっても、光断層画像の取込時間が長時間に渡ることは望ましいことではない。 [0008] Incidentally, even in the case of obtaining an optical tomographic image of the observed portion of the non-biological, acquisition time of the optical tomographic image it is not be desirable over a long period of time.

【0009】本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、光断層情報の取込時間を短縮することのできるO [0009] The present invention has been made in view of the above problems, O capable of shortening the acquisition time of the optical tomographic information
CT装置を提供することを目的とするものである。 It is an object to provide a CT apparatus.

【0010】 [0010]

【課題を解決するための手段】本発明によるOCT装置においては、低コヒーレンス光である信号光で、観察部の走査領域を走査し、該走査領域の所定深部からの信号光の反射光と、信号光と僅かな周波数差を有する参照光との干渉信号の強度を検出し、該強度に基づいて、走査領域の光断層画像を取得するOCT装置において、信号光を走査前に、複数の異なる波長帯域の互いに独立した信号光に分離する信号光分離手段と、該信号光分離手段により分離された信号光により走査された走査領域の異なる箇所からの反射光と、参照光との合波光を、複数の異なる波長帯域ごとに分離する合波光分離手段とを備えたことを特徴とするものである。 In the OCT apparatus according to the present invention, in order to solve the problem] is a signal light is low coherence light, scanning the scanning area of ​​the observation area, the reflection light of the signal light from a predetermined deep portion of the scanning region, detects the intensity of the interference signal and the reference light having a slight frequency difference between the signal light, based on said intensity, the OCT apparatus that acquires an optical tomographic image of the scanned area, before scanning the signal light, a plurality of different and the signal light separating means for separating the mutually independent signal light wavelength band, and light reflected from different parts of the scanning area scanned by the signal light separated by the signal light separating means, the multiplexed light of the reference light and it is characterized in that a multiplexed light separating means for separating for each of a plurality of different wavelength bands.

【0011】ここで、「走査領域」とは、走査可能な領域であれば、その形状は如何なるものでもよく、例えば、観察部上のライン状の領域や、面上の領域等がある。 [0011] Here, "scanning area", as long as scannable area, the shape may be any one, for example, a line-shaped area on the viewing portion and, there is a region or the like on the surface. また観察部が、例えば体腔をその奥行き方向に観察するものである場合等には、リング状の領域や、円筒状の領域等も「走査領域」に含まれる。 The observation unit is, for example, a body cavity to such a case is to observe its depth direction, and a ring-shaped region, a cylindrical region or the like is also included in the "scan area".

【0012】また、「走査領域を走査」する際には、その走査方式は如何なるものでもよく、例えば信号光を導光する導光手段の先端に取り付けられた反射光学素子を回転させることにより走査を行うラジアル走査や、信号光の照射位置をライン状に移動させて走査を行うリニア走査等、信号光により光断層画像を取得できる走査方式であればよい。 Further, when the "scanning scan region", the scanning method may be any one, scanning by rotating the reflective optical element attached to the distal end of the light guide means for guiding the example signal light or radial scanning for performing linear scanning or the like for scanning by moving the position of the signal light in a line form, may be a scanning method for an optical tomographic image can be acquired by the signal light. なお、信号光を走査させる走査方法も如何なるものでもよく、例えば信号光の出射端を移動させることにより走査を行う方法や、出射端から射出された信号光を反射方向が制御可能なミラー等により反射させることにより走査を行う方法などでもよい。 The scanning method for scanning the signal light may be any one, for example, a method of performing scanning by moving the exit end of the optical signal, or the like by a mirror reflection direction is able to control the emitted signal light from the output end it may be a method of performing scanning by reflecting.

【0013】また、上記信号光分離手段と上記合波光分離手段の少なくとも一方は、光導波路内に段階的に変化する格子間隔を設定するブラッググレーティングであってもよく、あるいは、異なる波長帯域の光を反射する複数個のダイクロプリズムから構成されているものでもよいが、これに限定されるものではない。 Further, at least one of the signal light separating means and the multiplexed light separating means may be a Bragg grating for setting a lattice spacing which varies stepwise in the optical waveguide, or in different wavelength bands of light it may be one which is composed of a plurality of dichroic prism that reflects, but is not limited thereto. 例えば波長選択特性を有するミラーを組み合わせたものなどでもよく、 For example, it is in such a combination of mirrors having a wavelength selection characteristic,
すなわち信号光または合波光を複数の異なる波長帯域に分離できるものであれば如何なるものでもよい。 That may be any so long as it can separate the signal light or combined light to a plurality of different wavelength bands.

【0014】ここで、「ブラッググレーティング」としては、その格子の形成方法は如何なる方法でもよく、例えば具体的には、光導波路に周期的な凹凸を形成するエッチング法により格子間隔を形成するもの、または周期的なクラディングを設けるクラディング法により格子間隔を形成するもの、あるいは、周期的に高屈折率領域を設けることにより格子間隔を形成するもの等がある。 [0014] Here, as the "Bragg grating", those forming method of the lattice to the even better, for example, specifically in any way, to form a lattice spacing by an etching method for forming the periodic roughness to the optical waveguide, or intended to form a lattice spacing by cladding method of providing a periodic cladding, or some like to form a lattice spacing by providing periodic high refractive index region.

【0015】上記信号光および合波光がファイバにより伝搬されるものであれば、ブラッググレーティングはファイバの出射端に形成されたファイバブラッググレーティングであることが好ましい。 [0015] as long as the signal light and the combined light is propagated by the fiber, it is preferable Bragg grating is a fiber Bragg grating formed on the exit end of the fiber.

【0016】上記観察部が生体観察部である場合には、 [0016] In the case where the observation unit is a biological observation unit,
低コヒーレンス光の波長は、600nm以上1700nm以下であることが好ましい。 The wavelength of the low-coherence light is preferably 600nm or more 1700nm or less.

【0017】なお、本発明においては、上記低コヒーレンス光を射出する光源は、特定の光源に限定されるものではなく、低コヒーレンス光を射出するものであれば、 [0017] In the present invention, a light source for emitting the low coherence light is not intended to be limited to the particular light source, as long as it emits a low coherence light,
如何なる光源であってもよい。 It may be any light source.

【0018】 [0018]

【発明の効果】本発明によるOCT装置においては、信号光を走査前に、複数の異なる波長帯域の互いに独立した信号光に分離する信号光分離手段と、該分離手段により分離された信号光により走査された走査領域の異なる箇所からの反射光と、参照光との合波光を、複数の異なる波長帯域ごとに分離する合波光分離手段とを備えたため、信号光分離手段で分離された複数本の信号光で、走査領域の複数箇所から同時に反射光を取得でき、また合波光に含まれる信号光と参照光の干渉信号から、走査領域の複数箇所毎の干渉信号を分離して測定することができる。 In the OCT apparatus according to the present invention exhibits, before scanning the signal light and the signal light separating means for separating the mutually independent signal light of a plurality of different wavelength bands, the signal lights separated by said separating means a plurality of the light reflected from different parts of the scanned scan region, the multiplexed light of the reference light, due to a multiplexed light separating means for separating for each of a plurality of different wavelength bands, separated by the signal light separating means in the signal light can be simultaneously obtained the reflected light from the plurality of locations of the scan region, and from the interference signal of the reference light and the signal light included in the multiplexed light, be separately measured interference signal for each of a plurality of locations of the scanning region can. このため、走査領域の複数箇所から同時に光断層情報を取り込むことが可能となり、光断層情報の取込時間を短縮することができる。 Therefore, it is possible to simultaneously capture the optical tomographic information from a plurality of locations of the scan region, it is possible to shorten the acquisition time of the optical tomographic information. また、走査領域の動きに影響されることが少なく、高い信頼性を有する光断層画像を取得することができる。 Further, it is rarely affected by the movement of the scanning area, it is possible to acquire the optical tomographic image having high reliability.

【0019】上記信号光分離手段と上記合波光分離手段の少なくとも一方として、光導波路内に段階的に変化する格子間隔を設定するブラッググレーティングを用いれば、信号光または合波光を効率良く異なる波長帯域に分離することができる。 [0019] At least one of the signal light separating means and the multiplexed light separating means, by using a Bragg grating for setting the lattice spacing which varies stepwise in the optical waveguide, effectively different wavelength bands a signal light or combined light it can be separated into.

【0020】また、上記信号光および合波光がファイバにより伝搬されるものであり、ブラッググレーティングとして、ファイバの端部に形成されたファイバブラッググレーティングを用いれば、導光手段であるファイバと、波長分離手段であるファイバブラッググレーティングとを一体的に形成することができ、信号光または合波光を導光する際の光の損失を低減することができる。 [0020] It is intended the signal light and the combined light is propagated by the fiber, as Bragg gratings, the use of the fiber Bragg grating formed on an end portion of the fiber, and the fiber is the light guiding means, wavelength separation a fiber Bragg grating is a means can be integrally formed, it is possible to reduce the loss of light at the time of guiding the signal light or combined light.

【0021】上記信号光分離手段と合波光分離手段の少なくとも一方として、異なる波長帯域の光を反射する複数個のダイクロプリズムから構成されているものを用いれば、波長分離手段の製造コストを低減できる。 [0021] At least one of the signal light separating means and the multiplexed light separating means, by using what is composed of a plurality of dichroic prisms for reflecting the light of different wavelength bands, it is possible to reduce the cost of manufacturing the wavelength separation means . また、 Also,
波長分離手段を後付けすることができるので、波長分離帯域の変更あるいは帯域数の増加を容易に行うことができる。 It is possible to retrofit the wavelength separation means, it is possible to increase the changes or the number of bands of wavelength separation zone easily.

【0022】なお、低コヒーレンス光の波長が、600 [0022] It should be noted that the wavelength of the low-coherence light, 600
nm以上1700nm以下の範囲内であれば、信号光が生体観察部において、望ましい透過性および散乱性を有するので、所望の光断層画像を取得することができる。 Within the scope of the following nm or 1700 nm, in the signal light is the target subject, because it has a desired transmittance and scattering properties, it is possible to obtain the desired optical tomography.

【0023】 [0023]

【発明の実施の形態】以下、本発明の具体的な実施の形態について図面を用いて説明する。 BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, will be explained with reference to the drawings specific embodiments of the present invention. 図1は、本発明によるOCT装置の実施の形態の全体を示す概略構成図であり、このOCT装置は、内視鏡の挿入部11に設けられた鉗子口91に挿入されたOCTプローブ13を用いて、被検者の体腔1内の3次元ラジアル光断層画像3を取得し、 Figure 1 is a schematic diagram showing the entire embodiment of the OCT apparatus according to the present invention, the OCT apparatus, OCT probe 13 inserted into the forceps port 91 provided in the insertion portion 11 of the endoscope used to obtain a three-dimensional radial optical tomographic image 3 in the body cavity 1 of the subject,
表示するものである。 It is intended to display.

【0024】本OCT装置は、被検者の体腔1内に挿入される内視鏡の挿入部11に設けられた鉗子口91に挿入されるOCTプローブ13と、体腔1内のラジアル光断層画像を取得し、3次元ラジアル光断層画像3を生成するO The present OCT apparatus, the OCT probe 13 which is inserted into the forceps port 91 provided in the insertion portion 11 of the endoscope to be inserted into a body cavity 1 of the subject, radial optical tomographic image of the body cavity 1 acquires, to generate a three-dimensional radial optical tomographic image 3 O
CT部12と、3次元ラジアル光断層画像3を表示するモニタ14とを備えている。 The CT section 12, and a monitor 14 for displaying the 3-dimensional radial optical tomographic image 3. なお、挿入部11は、不図示の画像撮像用の照明光照射部および撮像部を備えるものである。 Incidentally, the insertion portion 11 is provided with the illumination light emitter and an imaging unit for imaging (not shown).

【0025】OCT部12は、図2に示すような波長λs The OCT unit 12, the wavelength λs as shown in FIG. 2
から波長λmまでのほぼ平坦な波長帯域を有する低コヒーレンス光L1を出射する光源部110 と、低コヒーレンス光L1を参照光L2および信号光L3へ分割し、また信号光L3 A light source unit 110 that emits low coherence light L1 having a substantially flat wavelength band up to a wavelength λm from splits the low coherence light L1 to the reference light L2 and the signal light L3, and the signal light L3
の反射光と参照光L2の合波を行うファイバ結合光学系12 Fiber coupling optics performs multiplexing of the reflected light and the reference light L2 12
0 と、参照光L2の光路上に配され、参照光L2の光路長を変化させる光路遅延部130 と、体腔1内における走査領域の所定の深部で反射された信号光L3の反射光と参照光 0 and, arranged in the optical path of the reference light L2, the optical path delay portion 130 for changing the optical path length of the reference light L2, and the reflected light of the signal light L3 reflected at a predetermined deep portion of the scanning region in the body cavity 1 reference light
L2との合波光L4を検出する光検出部150 と、光検出部15 A light detecting unit 150 for detecting the combined light L4 with L2, the optical detector 15
0 で検出された合波光L4から干渉信号(ビート信号)の強度を検出し、この信号強度から走査領域の所定の深部で反射された信号光L3の反射光の強度を求めるヘテロダイン検出を行い、光断層画像を生成する信号処理部160 Detecting the intensity of the interference signal (beat signal) from the detected combined light L4 at 0 performs heterodyne detection for obtaining the intensity of the reflected light of the signal light L3 reflected at a predetermined deep portion of the scanning region from the signal strength, the signal processing unit 160 for generating an optical tomographic image
と、初回の径方向走査時に、検出結果から体腔壁2とO If, during the radial scan for the first time, the body cavity wall 2 from the detection result O
CTプローブ13の位置関係を求め、この位置関係に基づいて径方向の走査範囲を制御する走査範囲制御部170 Obtains the positional relationship between the CT probe 13, the scanning range control unit 170 for controlling the radial scanning range based on the positional relationship
と、信号処理部160 で生成されたラジアル光断層画像に基づいて3次元ラジアル光断層画像を生成する3次元光断層画像生成部180 とを備えている。 When, and a three-dimensional optical tomographic image generating section 180 for generating a 3-dimensional radial optical tomographic image based on the radial optical tomographic image generated by the signal processing unit 160.

【0026】OCT部12の光源部110 は、低コヒーレンス光L1を射出するモードロックチタンサファイアレーザ The light source unit 110 of the OCT unit 12, mode-locked Ti: sapphire laser that emits low coherence light L1
111 と、該モードロックチタンサファイアレーザ111 から射出された低コヒーレンス光L1を集光するレンズ112 And 111, a lens 112 for condensing the low coherence light L1 emitted from the mode-locked Ti: sapphire laser 111
とを備えている。 It is equipped with a door.

【0027】ファイバ結合光学系120 は、光源部110 から出射された低コヒーレンス光L1を信号光L3と参照光L2 The fiber coupling optical system 120, the low coherence light L1 signal light emitted from the light source unit 110 L3 and the reference light L2
とに分割し、また、信号光L3の走査領域3からの反射光と参照光L2を合波し、合波光L4を得るファイバカプラ12 Divided into preparative, also fiber coupler 12 to obtain the reference light L2 and the reflected light from the scanned area 3 of the signal light L3 multiplexes the multiplexed light L4
1 と、信号光L3に僅かな周波数シフトを生じさせるピエゾ素子を使った周波数シフタ122 と、ファイバカプラ12 1, a frequency shifter 122 using a piezoelectric element to cause a slight frequency shift on the signal light L3, fiber coupler 12
1 を介して光源部110 と光路遅延部130 を繋ぐファイバ Fiber connecting the light source 110 and the optical path delay portion 130 via the 1
123 と、ファイバカプラ121 を介してOCTプローブ13 And 123, OCT probe 13 through the fiber coupler 121
と光検出部150 を繋ぐファイバ124 とを備えている。 And a fiber 124 that connects the light detector 150 and. なお、ファイバ123および124 は光ファイバである。 Incidentally, fibers 123 and 124 is an optical fiber.

【0028】光路遅延部130 は、ファイバ123 から射出された参照光L2を集光してミラー132 へ照射し、またミラー132 で反射された参照光L2を集光してファイバ123 The optical path delay section 130 irradiates the mirror 132 condenses the reference light beam L2 emitted from the fiber 123, also condenses the reference light L2 reflected by the mirror 132 fiber 123
へ入射させるレンズ131 と、図1における水平方向への移動により参照光L2の光路長を変化させるミラー132 A lens 131 to be incident on a mirror 132 for changing the optical path length of the reference light L2 by moving in the horizontal direction in FIG. 1
と、該ミラー132 を水平方向へ移動させる駆動部133 とを備えている。 , And a drive unit 133 for moving the mirror 132 in the horizontal direction.

【0029】光検出部150 は、ファイバ124の出射端に設けられ、合波光L4を異なる波長帯域の合波光L4a〜L4e The photodetector unit 150 is provided at the exit end of the fiber 124, of combined light L4 different wavelength bands combined light L4a~L4e
に分離する合波光分離手段としてのファイバブラッググレーティング151 と、合波光L4a〜L4eを検出する光検出器152a〜152e とを備えている。 It includes a fiber Bragg grating 151 as a multiplexed light separating means for separating, a photodetector 152a~152e for detecting the combined light L4a~L4e to. なおファイバブラッググレーティング151 の構成の詳細は後述する。 Note Details of construction of a fiber Bragg grating 151 will be described later.

【0030】信号処理部160 は、光検出部150 で検出された各合波光L4a〜L4eから干渉信号(ビート信号)の強度を検出し、この信号強度から走査領域の所定の深度で反射された信号光の強度を求めるヘテロダイン検出を行い、各合波光L4a〜L4e毎にラジアル光断層画像を生成し、3次元光断層画像生成部180 へ出力する。 The signal processing unit 160 detects the intensity of the interference signals from the multiplexed light L4a~L4e detected by the optical detection unit 150 (beat signal), which is reflected at a predetermined depth of the scanning area from the signal strength It performs heterodyne detection for obtaining the intensity of the signal light, generate a radial optical tomographic image for each multiplexed light L4a~L4e, and outputs the three-dimensional optical tomographic image generating section 180. また初回の径方向走査時には、検出結果を走査範囲制御部170 へ出力する。 Also at the time of the radial scan for the first time, and outputs the detection result to the scanning range control unit 170.

【0031】3次元光断層画像生成部180 は、信号処理部160 から出力された複数枚のラジアル光断層画像を記憶する不図示の記憶部を有し、該記憶部に記憶された複数枚のラジアル光断層画像に基づいて、3次元ラジアル光断層画像3を生成しモニタ14へ出力する。 The three-dimensional optical tomographic image generating section 180 has a storage unit (not shown) for storing a plurality of radial optical tomographic image outputted from the signal processing unit 160, a plurality stored in said storage unit based on the radial optical tomographic image, and outputs to the monitor 14 generates a 3-dimensional radial optical tomographic image 3.

【0032】OCTプローブ13は、内視鏡の挿入部11の鉗子口91に挿入可能な被覆管191 と該被覆管191 の中を貫通するファイバ192 を備えている。 The OCT probe 13 has a fiber 192 which penetrates through the insertable cladding 191 to the forceps opening 91 of the insertion portion 11 of the endoscope and the cladding 191. ファイバ192 の先端部には、ファイバ192 で導光された信号光L3を5つの周波数帯域(中心波長λa 〜λe )の信号光L3a 〜L3e The tip of the fiber 192, the signal light L3a ~L3e of the signal light L3 guided by the fiber 192 five frequency bands (central wavelength λa ~λe)
に分離して、体腔壁2に照射し、かつ信号光L3a 〜L3e It is separated into, irradiating the body cavity wall 2, and the signal light L3a ~L3e
の走査領域3からの反射光であるをファイバ192 に帰還させる信号光分離手段としてのファイバブラッググレーティング193 が設けられている。 Fiber Bragg grating 193 as a signal light separating means for feeding back the a reflected light to the fiber 192 from the scanning region 3 is provided. ファイバブラッググレーティング193 の構成についての詳細は後述する。 Details of the structure of the fiber Bragg grating 193 will be described later. ファイバ192 およびファイバブラッググレーティング193 Fiber 192 and the fiber Bragg grating 193
は、被覆管191 内に固定された状態で組み込まれている。 It is incorporated in the state of being fixed in the cladding tube 191. また、ファイバ192 の後端部、すなわちファイバ12 The rear end portion of the fiber 192, i.e. fiber 12
4 とファイバ192 の接続部には、ファイバ124 から射出された信号光L3をファイバ192 へ導入し、かつファイバ The connecting portion 4 and the fiber 192, to introduce the signal light L3 emitted from the fiber 124 to fiber 192 and fiber
191 から射出された信号光L3の反射光、すなわち信号L3 It reflected light emitted signal light L3 from 191, i.e. signal L3
a'〜L3e'をファイバ124 に帰還させるレンズ194 が設けられている。 Lens 194 is provided for feeding back the A'~L3e 'to the fiber 124. 被覆管191 の根本部分には、被覆管191 を回転およびスライド移動させる走査機構195 が取り付けられている。 The base portion of the cladding 191, the scanning mechanism 195 is mounted to rotate and sliding the cladding 191. 走査機構195 は、図示省略されたコントローラに接続され、被覆管191 をスライド移動および回転移動させて、信号光L3a 〜L3e により、所定走査領域のラジアル走査を行う。 Scanning mechanism 195 is connected to a controller which is not shown, the cladding 191 is slid and rotated and moved, the signal light L3a ~L3e, perform radial scanning in a predetermined scanning area. なお、被覆管191 の先端部分は、 Incidentally, the tip portion of the cladding 191,
ファイバブラッググレーティング193 を保護することができ、かつ信号光L3a 〜L3e および反射光である信号光 It can protect the fiber Bragg grating 193, and the signal light is signal light L3a ~L3e and reflected light
L3a'〜L3e'を透過させる透明な素材により形成されている。 It is formed by a transparent material which transmits L3a'~L3e '.

【0033】次にファイバブラッググレーティング193 [0033] Next, the fiber Bragg grating 193
の構成を説明する。 Explaining the configuration. ファイバブラッググレーティング19 Fiber Bragg grating 19
3 は、紫外線を照射して、ファイバに周期的な高屈折率領域を設け、ブラッグ回折格子を形成して、その格子間隔に対応する波長の光を反射させる反射型のグレーティングである。 3, ultraviolet is irradiated with a periodic high refractive index region is provided in the fiber, to form a Bragg grating is a grating of a reflection type for reflecting the light of the wavelength corresponding to the lattice spacing. 図3の(a)に、ファイバブラッググレーティング193 の模式図を示す。 In Figure 3 (a) shows a schematic diagram of a fiber Bragg grating 193. この図に示すように、ファイバ192 の長手方向に、格子間隔を段階的に変化させた格子群Ba〜Beが45度傾斜して設けられている。 As shown in this figure, the length of the fiber 192, grating group Ba~Be that the lattice spacing stepwise changing is provided to be inclined 45 degrees. また、実際には、各格子群Ba〜Beは、ファイバブラッググレーティング193 の長手方向を軸として、互いに72 In practice, each grating group Ba~Be as axial longitudinal fiber Bragg grating 193, together 72
度回転した位置関係で配置されている。 They are arranged in degrees rotated position relationship. このため、各格子群Ba〜Beで反射された信号光L3a 〜L3e は、図3の(b)に示すように、72度づつずれた方向へ射出される。 Therefore, the signal light L3a ~L3e reflected by each grating group Ba~Be, as shown in (b) of FIG. 3, and is emitted in a direction shifted by one 72 degrees. なお概略構成図である図1においても、信号光L3a Note also in FIG. 1 is a schematic diagram, the signal beam L3a
〜L3e の射出方向は模式的に記載されているが、実際の信号光L3a 〜L3e は、上述の通り互いに72°回転して射出されている。 While the emission direction of ~L3e is described schematically, the actual signal light L3a ~L3e is injection rotated as 72 ° to each other as described above.

【0034】各格子群Ba〜Beは、上述した信号光L3の波長帯域λs〜λmを独立した5つの波長帯域に分離するものである。 [0034] Each grating group Ba~Be is to separate the five wavelength bands independent wavelength band λs~λm of the signal light L3 as described above. 図4に示すように、信号光L3の波長帯域λ As shown in FIG. 4, the wavelength band of the signal light L3 lambda
s 〜λm をほぼ5等分した波長をλ1、λ2、λ3およびλ4とすると、格子群Ba は、波長がλ1 以下の光を反射し、波長がλ1 より長い光を透過する。 s ~Ramudaemu a wavelength approximately 5 aliquoted .lambda.1, .lambda.2, When λ3 and .lambda.4, grating group Ba has a wavelength reflects .lambda.1 light below a wavelength is transmitted through the long light from .lambda.1. 同様に格子群Bb は、波長がλ2 以下の光を反射し、λ2 より波長が長い光を透過する。 Similarly grating group Bb has a wavelength reflects λ2 light below a wavelength from λ2 is transmitted through the long light. 格子群Bc は、波長がλ3 以下の光を反射し、λ3 より長い光を透過し、格子群Bdは、波長がλ4 以下の光を反射し、λ4 より長い光を透過する。 Grating group Bc has a wavelength reflects [lambda] 3 following light transmitted through the long light from [lambda] 3, grating group Bd has a wavelength reflects .lambda.4 following light transmitted through the long light from .lambda.4. 格子群Be は、波長がλm 以下の光を反射し、波長がλm より長い光を透過する。 Grating group Be has a wavelength reflects less light lambda] m, the wavelength is transmitted through the long light than lambda] m. このため、ファイバ192 For this reason, fiber 192
により導光された信号光L3は、ファイバブラッググレーティング193により、図5に示すような中心波長がλa Signal light L3 guided by the by the fiber Bragg grating 193, a center wavelength as shown in FIG. 5 [lambda] a
〜λe の信号光L3a 〜L3e に分離され、ファイバア192 It is separated into signal light L3a ~L3e of ~Ramudai, Faibaa 192
の長手方向に対して、直角な方向へ射出される。 Respect of the longitudinal direction and is emitted to a direction perpendicular.

【0035】なおλa=(λs+λ1)/2、λb=(λ1 [0035] It should be noted that λa = (λs + λ1) / 2, λb = (λ1
+λ2)/2、λc=(λ2+λ3)/2、λd=(λ3+λ + Λ2) / 2, λc = (λ2 + λ3) / 2, λd = (λ3 + λ
4)/2、λe=(λ4+λm)/2である。 4) / 2, it is λe = (λ4 + λm) / 2.

【0036】また、図1に示す光検出部150 に設けられたファイバブラッググレーティング151 も、ファイバブラッググレーティング193 と同様な構成を有するものであり、合波光L4を中心波長がλa 〜λe の合波光L4a 〜 Further, the fiber Bragg grating 151 provided in the optical detection unit 150 shown in FIG. 1 also, which have the same configuration as the fiber Bragg grating 193, a center wavelength multiplexed light L4 is multiplexed light of [lambda] a ~Ramudai L4a ~
L4e に分離する。 Separated into L4e.

【0037】次に本発明の実施形態であるOCT装置において、3次元ラジアル光断層画像を表示する際の動作について説明する。 [0037] Next, in the OCT apparatus according to an embodiment of the present invention, the operation in displaying the 3D radial optical tomographic image. 観察者は内視鏡装置の挿入部11を被験者の体腔1内に挿入し、続いてOCTプローブ13を挿入部11の鉗子口91へ挿入する。 Observer inserts the insertion portion 11 of the endoscope apparatus into a body cavity 1 of the subject, followed by inserting an OCT probe 13 into the forceps port 91 of the insertion portion 11.

【0038】まず、光断層画像取得用の低コヒーレンス光L1がモードロックチタンサファイアレーザ111 から射出され、この低コヒーレンス光L1は、レンズ112 により集光され、ファイバ123 に導入される。 Firstly, the low coherence light L1 for optical tomographic image acquisition is emitted from the mode-locked titanium sapphire laser 111, the low coherence light L1 is focused by the lens 112, it is introduced into the fiber 123.

【0039】ファイバ123 を透過した低コヒーレンス光 The low coherence light transmitted through the fiber 123
L1は、ファイバカプラ121 で、ファイバ123 内を光路遅延部130 の方向へ進行する参照光L2と、ファイバ124 内をOCTプローブ13の方向へ進行する信号光L3とに分割される。 L1 is a fiber coupler 121, the reference light L2 that travels through the fiber 123 in the direction of the optical path delay portion 130 is divided through the fiber 124 to the signal light L3 travels toward the OCT probe 13.

【0040】信号光L3は光路上に設けられた周波数シフタ122 により変調され、参照光L2と信号光L3には、僅かな周波数差△fが生じる。 The signal light L3 is modulated by a frequency shifter 122 provided on the optical path, the reference light L2 and the signal light L3, produces a slight frequency difference △ f.

【0041】信号光L3はOCTプローブ13のレンズ194 The lens 194 of the signal light L3 is the OCT probe 13
およびファイバ192 を経てファイバブラッググレーティング193 で信号光L3a 〜L3e に分離され、体腔1内の体腔壁2の走査領域へ照射される。 And fiber 192 is separated into signal light L3a ~L3e in fiber Bragg grating 193 via, it is irradiated to the body cavity wall 2 of the scanning area of ​​the body cavity 1. 例えば、信号光L3a であれば、図1に破線で示された走査領域4の中の1点に照射される。 For example, if the signal light L3a, is irradiated to one point in the scanning region 4 shown in broken lines in Figure 1. 走査領域へ入射された信号光L3a 〜L3eのうち走査領域の所定の深度で反射された信号光L3a'〜L3 Signal light reflected at a predetermined depth of the scanning area of ​​the incident to the scanning area signal light L3a ~L3e L3a'~L3
e'は、ファイバブラッググレーティング193 を経て、ファイバ192 に帰還せしめられる。 e 'passes through the fiber Bragg grating 193, is caused to return to the fiber 192. ファイバ192に帰還せしめられた信号光L3a'〜L3e'は、レンズ194 によりファイバ124 に入射され、ファイバカプラ121 において、後述するファイバ123 に帰還せしめられた参照光L2と合波される。 Feedback allowed obtained signal light L3a'~L3e the fiber 192 'is by the lens 194 enters the fiber 124, the fiber coupler 121 are combined with the reference light L2 is caused to return to the fiber 123 to be described later.

【0042】一方、参照光L2はファイバ123 を通過し光路遅延部130 のレンズ131 を介して、ミラー132 に入射し、このミラー132 で反射され再度レンズ131 を透過して、ファイバ123 に帰還せしめられる。 On the other hand, the reference light L2 through the lens 131 of the optical path delay portion 130 passes through the fiber 123, to the mirror 132, passes through the lens 131 again and is reflected by the mirror 132, brought back to the fiber 123 It is. ファイバ123 に帰還せしめられた参照光L2はファイバカプラ121 で、上述した信号光L3a'〜L3e'と合波される。 Reference light L2 is caused to return to the fiber 123 at the fiber coupler 121 are combined with the above-described signal light L3a'~L3e '.

【0043】ファイバカプラ121 で合波された信号光L3 [0043] In the fiber coupler 121 combined signal light L3
a'〜L3e'および参照光L2は、再び同軸上に重なり、合波光L4となる。 A'~L3e 'and the reference light L2, again overlaps coaxially the multiplexed light L4. また、信号光L3a'〜L3e'と参照光L2が干渉し、ビート信号(干渉信号)を発生する。 Further, the reference light L2 interfere with the signal light L3a'~L3e ', it generates a beat signal (interference signal).

【0044】すなわち、参照光L2および信号光L3a 〜L3 [0044] That is, the reference light L2 and the signal light L3a to L3
e は、可干渉距離の短い低コヒーレンス光であるため、 Since e is a short coherence length low coherence light,
低コヒーレンス光L1が信号光L3と参照光L2に分割されたのち、信号光L3a〜L3e(L3a'〜L3e')がファイバカプラ After low coherence light L1 is divided signal light L3 to the reference light L2, the signal light L3a~L3e (L3a'~L3e ') is a fiber coupler
121 に到達するまでの光路長が、参照光L2がファイバカプラ121 に到達するまでの光路長に略等しい場合に両光が干渉し、この干渉する両光の周波数差(△f)で強弱を繰り返す干渉信号(ビート信号)が発生する。 The optical path length to reach the 121, both light interferes when approximately equal to the optical path length to the reference light beam L2 reaches the fiber coupler 121, the intensity at the frequency difference between the interfering two light (△ f) interference signal (beat signal) is generated to repeat.

【0045】合波光L4は、ファイバ124 を伝搬し、ファイバブラッググレーティング151 で分離され、合波光L4 The multiplexed light L4 propagates through the fiber 124, it is separated by the fiber Bragg grating 151, multiplexed light L4
a〜L4eとなり、光検出器152a〜152dにより検出される。 a~L4e next, it is detected by the photodetector 152a to 152d.

【0046】信号処理部160 では、まず、各光検出器15 [0046] The signal processing unit 160, first, the photodetector 15
2a〜152dにより検出された合波光L4a〜L4eから、干渉信号(ビート信号)の強度を検出し、走査領域の各箇所の所定の面で反射された信号光L3a'〜L3e'の強度を求めるヘテロダイン検出を行う。 From the multiplexed light L4a~L4e detected by 2A~152d, it detects the intensity of the interference signal (beat signal) obtains the intensity of the reflected signal light L3a'~L3e 'at predetermined surface of each part of a scanning region performing a heterodyne detection.

【0047】なお上記の動作は、先ずミラー132 の位置が、駆動部133 により図中左側に制御された状態で、検出が行われる。 It should be noted above operation, first the position of the mirror 132, the drive unit 133 in a controlled on the left side in the figure, the detection is performed. 検出毎に順次ミラー132 の位置は、その光軸方向(図中右方向)に水平移動される。 Position sequential mirror 132 for each detection is horizontally moved in its optical axis direction (rightward in the drawing). このため参照光L2がファイバカプラ121に到達するまでの光路長が変化し、参照光L2と干渉する信号光L3(L3a'〜L3e')の光路長も変化するため、断層情報を取り込む深度も変化する。 Therefore the reference light L2 is an optical path length change to reach the fiber coupler 121, the optical path length of the reference light L2 interfere with the signal light L3 (L3a'~L3e ') is also changed, also the depth to capture tomographic information Change. このミラー132の移動により、ファイバブラッググレーティング193 の径方向の走査が行われ、体腔1内の体腔壁2表面から所望の深度までの断層情報が取り込まれる。 This movement of the mirror 132, the scanning in the radial direction of the fiber Bragg grating 193 is performed, the fault information from the body cavity wall 2 surface of the body cavity 1 until the desired depth is taken.

【0048】また、上記径方向走査は、初回の走査時には、ファイバブラッググレーティング193 の近傍から、 [0048] Also, the radial scanning, the first time scan, from the vicinity of the fiber Bragg grating 193,
走査可能な範囲まで行われるが、実際に干渉信号(ビート信号)が検出される範囲は、限られている。 It is performed until the scannable range, range to be detected is actually interfering signal (beat signal) is limited. 例えば図6に示すように、ファイバブラッググレーティング193 For example, as shown in FIG. 6, the fiber Bragg grating 193
が、体腔1内の中心から偏位した位置に配置されている場合であっても、ファイバブラッググレーティング193 But even if it is disposed in a position offset from the center of the body cavity 1, the fiber Bragg grating 193
の表面から最も近い体腔壁2(図6に示す配置であれば距離Se)までの間の走査は無意味であり、またファイバブラッググレーティング193 の表面から最も遠い体腔壁2(図6に示す配置であれば距離Sb)に検出可能な体腔壁厚さを加えた範囲を越えた走査も不要である。 Nearest body cavity wall from the surface of the second scan between up (distance Se as long as the arrangement shown in FIG. 6) is meaningless, also the arrangement shown in the farthest wall of the body cavity 2 (Fig. 6 from the surface of the fiber Bragg grating 193 scanning is not necessary beyond the distance Sb) in the range plus the possible cavity wall detection as long.

【0049】上記のような不要な径方向走査を省くために、信号処理部160 から、初回の径方向走査の結果が走査範囲制御部170 に出力される。 [0049] In order to eliminate the unwanted radial scan as described above, from the signal processing unit 160, a result of the radial scanning of the first is output to the scanning range control unit 170. 走査範囲制御部170 では、初回の径方向走査の検出結果に基づいて、ファイバブラッググレーティング193の表面から最も近い体腔壁までの距離S1と、ファイバブラッググレーティング193 The scanning range control unit 170, based on the detection result of the radial scan for the first time, the distance S1 of the nearest cavity wall from the surface of the fiber Bragg grating 193, a fiber Bragg grating 193
の表面から最も遠い体腔壁までの距離S2を求め、ミラー It obtains distances S2 of farthest body cavity wall from the surface of the mirror
132 による走査範囲を、S1−α1 からS2+α2 間に限定する。 The scanning range by 132, is limited to between the S1-α1 S2 + α2. なおα1およびα2は、誤差、体腔壁の凹凸および検出可能な体腔壁厚さ等を考慮し決定する。 Note α1 and α2 are errors, it determines consider the parietal irregularities and detectable parietal thickness, and the like.

【0050】上記の初回径方向走査を終了すると、走査機構176 は、被覆管193 、すなわちファイバブラッググレーティング193 を僅かに回転させ、初回の径方向走査点から僅かにずれた点において、同様に所定の深度までの断層情報を取り込む。 [0050] Upon completion of the first radial scan of the scanning mechanism 176, cladding 193, i.e., a fiber Bragg grating 193 is slightly rotated, at a point slightly offset from the radial scanning point for the first time, similarly given take in a tomographic information up to the depth. このような微少な回転の繰り返し、すなわちラジアル走査により、360 度の走査を行なう。 Repetition of such minute rotation, i.e. the radial scanning, to scan the 360 ​​degrees.

【0051】信号処理部160 では、上記径方向走査とラジアル走査により取得された情報に基づいて、合波光L4 [0051] The signal processing unit 160, based on the information obtained by the radial scanning and radial scanning, multiplexed light L4
a〜L4e毎にラジアル光断層画像を生成し、3次元光断層画像生成部180 に出力する。 It generates a radial optical tomographic image for each A~L4e, and outputs the three-dimensional optical tomographic image generating section 180.

【0052】また、上記の動作により、ラジアル光断層画像を取得すると、走査機構195 は、被覆管193 を僅かにスライド移動させ、前回の走査範囲と重ならない程度にずれた走査領域において、同様にラジアル光断層画像を取得する。 [0052] Further, by the above operation, acquires the radial optical tomographic image, the scanning mechanism 195, a cladding tube 193 is slightly slid in the scanning area that is shifted so as not to overlap with the previous scan range, as well as to obtain a radial optical tomographic image. このようなラジアル光断層画像の取得と、 And acquisition of such radial optical tomographic image,
被覆管193 のスライド移動を繰り返すことにより、3次元光断層画像生成部180 には、所定範囲のラジアル光断層画像が蓄積される。 By repeating the sliding movement of the cladding tube 193, the three-dimensional optical tomographic image generating section 180, radial optical tomographic image of a predetermined range it is stored. 3次元光断層画像生成部180 では、これらのラジアル光断層画像に基づいて、3次元ラジアル光断層画像を生成し、モニタ14へ出力する。 In three-dimensional optical tomographic image generating section 180, on the basis of these radial optical tomographic image to generate a 3-dimensional radial optical tomographic image, and outputs to the monitor 14.

【0053】モニタ14では、3次元光断層画像生成部18 [0053] In the monitor 14, three-dimensional optical tomographic image generating unit 18
0 から出力された3次元ラジアル光断層画像を表示する。 3D radial optical tomographic image outputted from 0 Show. このような動作により、体腔1の3次元ラジアル光断層画像を表示することができる。 By such an operation, it is possible to display a three-dimensional radial optical tomographic image of the body cavity 1.

【0054】上記説明したように、本実施形態のOCT [0054] As explained above, OCT of this embodiment
装置においては、信号光L3を波長帯域の異なる信号光L3 In the apparatus, the signal light L3 having different signal light L3 having a wavelength band
a'〜L3e'に分離して、走査を行い、また合波光L4を波長帯域の異なる合波光L4a'〜L4e'に分離して干渉信号を信号強度を検出するため、体腔1内の走査領域の複数箇所から同時に光断層情報を取り込むことが可能であり、光断層情報の取り込み時間を短縮することができる。 A'~L3e 'is separated into performs scanning, also different multiplexed light L4a'~L4e of the combined light L4 wavelength band' for detecting the signal strength of the interference signal is separated into the scanning area of ​​the body cavity 1 simultaneously from a plurality of locations of a can capture light tomographic information, it is possible to shorten the acquisition time of the optical tomographic information. また、光断層画像を取り込み中、体腔壁2が動いてしまい、所望の走査領域の光断層画像を取得できなくなることを防止でき、高い信頼性を有する光断層画像を取得することができる。 Also, busy an optical tomographic image, will be moving body cavity wall 2, can be prevented not to get an optical tomographic image of a desired scanning region, it is possible to acquire the optical tomographic image having high reliability.

【0055】信号光L3および合波光L4をファイバにより導光し、ファイバの出射端に形成されたファイバブラッググレーティングにより分離したので、導光手段であるファイバと、波長分離手段であるファイバブラッググレーティングとを一体的に形成することができ、信号光L3 [0055] guided by the signal light L3 and multiplexed light L4 fiber, since the separated by the fiber Bragg grating formed on the exit end of the fiber, and the fiber is the light guiding means, the fiber Bragg grating and the wavelength separation means the can be integrally formed, the signal light L3
および合波光L4を伝搬する際の光の損失を低減することができる。 And the loss of light at the time of propagating combined light L4 can be reduced.

【0056】さらに、低コヒーレンス光の波長が、80 [0056] In addition, the wavelength of the low-coherence light, 80
0nmであるため、信号光L4が体腔壁2において、望ましい透過性および散乱性を有するので、所望の光断層画像を取得することができる。 Because it is 0 nm, the signal light L4 is in the body cavity wall 2, because it has a desired transmittance and scattering properties, it is possible to obtain the desired optical tomography.

【0057】また、分離された信号光L3a〜L3eが、各々異なる方向に射出されているため、初回の径方向走査を行った時点で、体腔1とファイバブラッググレーティング193 の位置関係を検出することができ、この位置関係に基づいて、光断層情報を取り込むために不要な径方向の走査を省略できるので、一層光断層情報の取込時間を短縮することができる。 [0057] Further, the separated signal light L3a~L3e is, since it is emitted in mutually different directions, at the time of performing radial scanning for the first time, detecting the positional relationship between the body cavity 1 and the fiber Bragg grating 193 can be, based on the positional relationship, it is possible to omit the scanning unwanted radial to capture optical tomographic information can be shortened further capture time of the optical tomographic information.

【0058】加えて、被覆管193 をスライドさせる際には、一回にファイバブラッググレーティング193 の長手方向の長さ分スライドさせればよく、微少量移動させる際に必要な精密な移動機構が不要になり、走査機構195 [0058] In addition, when sliding the cladding 193, unnecessary may be caused to the longitudinal length component slides fiber Bragg grating 193 at a time, precise moving mechanism required in moving small amount now, scanning mechanism 195
の機構を簡素化できる。 Mechanism can be simplified of.

【0059】なお、上記実施の形態における変型例として、OCTプローブ13のファイバブラッググレーティング193 の代わりに、図7の(a)に示すようなダイクロプリズムセット201 を用いたものも考えられる。 [0059] As variation of the above embodiment, in place of the fiber Bragg grating 193 of the OCT probe 13, it is conceivable that using the dichroic prism set 201 as shown in FIG. 7 (a). このダイクロプリズムセット201 は、それぞれ波長λa 〜λe The dichroic prism set 201, respectively wavelengths [lambda] a ~Ramudai
を中心とした所定範囲の波長範囲の光のみを直角方向に反射し、それ以外の波長の光を透過するダイクロプリズムDa〜Deが、ファイバ192 の長手方向に接続されたものであり、信号光L3は、これらのダイクロプリズムDa〜De It was reflected only in the direction perpendicular light in the wavelength range of a predetermined range centering, which dichroic prism Da~De which transmits light of other wavelengths has been connected in the longitudinal direction of the fiber 192, the signal light L3, these dichroic prism Da~De
により信号光L3a 〜L3e に分離される。 It is separated into signal light L3a ~L3e by.

【0060】また各ダイクロプリズムDa〜Deは、ファイバ192 の長手方向を軸として、互いに90度回転した位置関係で配置され、そのため各ダイクロプリズムDa〜De [0060] Also the dichroic prism Da~De as axial longitudinal fibers 192, arranged in a positional relationship rotated 90 degrees from each other, therefore the dichroic prism Da~De
に反射された信号光L3a 〜L3d は、図7の(b)に示すように、90度づつずれた方向へ射出され、信号光L3e The reflected signal light L3a ~L3d, as shown in FIG. 7 (b) is injected in a direction shifted by 90 degrees, the signal light L3e
は、信号光L3a と同じ方向へ射出される。 It is injected in the same direction as the signal light L3a. また、光検出部150 のファイバブラッググレーティング151 の代わりに、ダイクロプリズムセット201 を使用することもできる。 Further, instead of the fiber Bragg grating 151 of the optical detector 150, it is also possible to use dichroic prism set 201. このダイクロプリズムセット201 を用いる場合には、波長分離手段の製造コストを低減できる。 When using the dichroic prism set 201 can reduce the cost of manufacturing the wavelength separating means. また、ダイクロプリズムセット201 は、ファイバ192 に後付けすることができるので、波長分離帯域の変更あるいは増加を容易に行うことができる。 Further, the dichroic prism set 201, it is possible to retrofit the fiber 192, it is possible to easily change or increase in wavelength separation zone.

【0061】なお、本実施の形態では、3次元ラジアル光断層画像を取得したが、これに限定されるものではなく、リニア断層画像や、3次元光断層画像を取得するO [0061] In the present embodiment, has been acquired 3D radial optical tomographic image, it is not limited thereto, and acquires and linear tomographic image, a three-dimensional optical tomographic image O
CT装置であってもよく、例えばリニア断層画像を取得する際には、ラジアル走査を行なわずに、被覆管191 をスライド移動させることにより、体腔1内の縦方向の光断層画像を短時間に取得できる。 May be a CT apparatus, for example when obtaining the linear tomographic images, without radial scanning, the cladding 191 by sliding, in a short time the vertical optical tomographic image of the body cavity 1 It can be obtained. また、ラジアル走査を360度行なうことなく、所望の角度で行って3次元光断層画像を取得する際等にも、光断層画像の取得時間を低減することができる。 Further, without performing radial scanning 360 degrees, even the like when acquiring the three-dimensional optical tomographic image by performing at a desired angle, it is possible to reduce the acquisition time of the optical tomographic images.

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

【図1】本発明による第1の実施の形態であるOCT装置の概略構成図 Schematic diagram of the OCT apparatus according to a first embodiment according to the invention; FIG

【図2】信号光の波長帯域の説明図 FIG. 2 is an explanatory view of a wavelength band of signal light

【図3】ファイバブラッググレーティングの説明図 FIG. 3 is an explanatory diagram of a fiber Bragg grating

【図4】ファイバブラッググレーティングの反射率の説明図 Figure 4 is an illustration of the reflectivity of the fiber Bragg grating

【図5】分離された信号光の波長帯域の説明図 Figure 5 is an explanatory diagram of a wavelength band of the separated signal light

【図6】体腔とファイバブラッググレーティングの位置関係の説明図 Figure 6 is an explanatory diagram of a positional relationship between the body cavity and the fiber Bragg grating

【図7】ダイクロプリズムセットの説明図 Figure 7 is an explanatory diagram of a dichroic prism set

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 体腔 2 体腔壁 11 挿入部 12 OCT部 13 OCTプローブ 14 モニタ 91 鉗子口 110 低コヒーレンス光源部 120 ファイバ結合光学系 123,124,192 ファイバ 130 光路遅延部 150 光検出部 151,193 ファイバブラッググレーティング 152a〜152d 光検出器 160 信号処理部 170 走査範囲制御部 180 3次元光断層画像生成部 191 被覆管 201 ダイクロプリズムセット Ba,Bb,Bc,Bd,Be 格子群 Da,Db,Dc,De,De ダイクロプリズム L1 低コヒーレンス光 L2 参照光 L3,L3a〜L3e,L3',L3a'〜L3e' 信号光 L4 合波光 1 cavity 2 cavity wall 11 inserted portion 12 OCT unit 13 OCT probe 14 monitor 91 the forceps port 110 the low coherence light source unit 120 fiber coupling optics 123,124,192 fiber 130 optical path delay unit 150 light detecting unit 151,193 fiber Bragg grating 152a~152d photodetector 160 The signal processing unit 170 scanning range control unit 180 three-dimensional optical tomographic image generating section 191 cladding 201 dichroic prism set Ba, Bb, Bc, Bd, Be grating group Da, Db, Dc, De, De dichroic prism L1 low coherence light L2 the reference light L3, L3a~L3e, L3 ', L3a'~L3e' signal light L4 multiplexed light

Claims (5)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 低コヒーレンス光である信号光で、観察部の走査領域を走査し、該走査領域の所定深部からの前記信号光の反射光と、前記信号光と僅かな周波数差を有する参照光との干渉信号の強度を検出し、該強度に基づいて、前記走査領域の光断層画像を取得するOCT装置において、 前記信号光を前記走査前に、複数の異なる波長帯域の互いに独立した信号光に分離する信号光分離手段と、 該信号光分離手段により分離された信号光により走査された前記走査領域の異なる箇所からの反射光と、前記参照光との合波光を、前記複数の異なる波長帯域ごとに分離する合波光分離手段とを備えたことを特徴とするOC 1. A at the signal light is a low-coherence light, and scanning the scanning area of ​​the observation unit, and having a reflection light of the signal light from a predetermined deep portion of the scanning region, a slight frequency difference between the signal light detects the intensity of the interference signal light, based on said intensity, the OCT apparatus that acquires an optical tomographic image of the scanning area, the signal light before the scanning, mutually independent signals of a plurality of different wavelength bands and the signal light separating means for separating the light, and reflected light from the different parts of the scanning area scanned by the signal light separated by the signal light separating means, the multiplexed light and the reference light, the plurality of different OC, characterized in that a multiplexed light separating means for separating each wavelength band
    T装置。 T devices.
  2. 【請求項2】 前記信号光分離手段と前記合波光分離手段の少なくとも一方が、光導波路内に段階的に変化する格子間隔を設定するブラッググレーティングであることを特徴とする請求項1記載のOCT装置。 Wherein at least one of the multiplexed light separating means and the signal light separating means, according to claim 1, wherein the Bragg grating for setting a lattice spacing which varies stepwise in the optical waveguide OCT apparatus.
  3. 【請求項3】 前記信号光および合波光がファイバにより伝搬されるものであり、前記ブラッググレーティングが前記ファイバの出射端に形成されたファイバブラッググレーティングであることを特徴とする請求項2記載のOCT装置。 3. are those in which the signal light and the combined light is propagated by the fiber, OCT according to claim 2 wherein the Bragg grating is a fiber Bragg grating formed on the exit end of said fiber apparatus.
  4. 【請求項4】 前記信号光分離手段と前記合波光分離手段の少なくとも一方が、異なる波長帯域の光を反射する複数個のダイクロプリズムから構成されていることを特徴とする請求項1から3いずれか1項記載のOCT装置。 Wherein at least one of the multiplexed light separating means and the signal light separating means, one of claims 1, characterized by being composed of a plurality of dichroic prisms for reflecting light of a different wavelength band 3 one term OCT apparatus according.
  5. 【請求項5】 前記観察部が生体観察部であり、 前記低コヒーレンス光の波長が、600nm以上1700 Wherein said observation unit is the target subject, the wavelength of the low coherence light, 600 nm or more 1700
    nm以下であることを特徴とする請求項1から4いずれか1項記載のOCT装置。 OCT apparatus of claims 1 to 4 any one of claims, characterized in that nm or less.
JP2000340620A 2000-11-08 2000-11-08 Oct apparatus Pending JP2002148185A (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2000340620A JP2002148185A (en) 2000-11-08 2000-11-08 Oct apparatus

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2000340620A JP2002148185A (en) 2000-11-08 2000-11-08 Oct apparatus

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2002148185A true JP2002148185A (en) 2002-05-22

Family

ID=18815496

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2000340620A Pending JP2002148185A (en) 2000-11-08 2000-11-08 Oct apparatus

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP2002148185A (en)

Cited By (48)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006055236A (en) * 2004-08-18 2006-03-02 Fuji Photo Film Co Ltd Tomographic image observing device, endoscopic device, and probe used for them
KR100724020B1 (en) 2006-04-07 2007-05-25 한국과학기술연구원 Optical interferogram generator based on tunable optical chirped fiber grating for an optical coherent tomography
JP2008128710A (en) * 2006-11-17 2008-06-05 Fujifilm Corp Tomographic image processing method, tomographic image processing device, program and optical tomographic imaging system using it
JP2008521516A (en) * 2004-11-29 2008-06-26 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション Configured to perform optical imaging by detecting irradiated with multiple points on the sample at the same time, device, endoscope, catheter, and method
JP2008145188A (en) * 2006-12-07 2008-06-26 Fujifilm Corp Optical tomographic imaging apparatus
JP2008145187A (en) * 2006-12-07 2008-06-26 Fujifilm Corp Optical tomographic imaging device
JP2008539447A (en) * 2005-04-28 2008-11-13 クラウディオ・オリベイラ・エガロン Improved reversible, low cost, high spatial resolution distributed optical fiber sensor
WO2009137701A3 (en) * 2008-05-07 2010-02-11 The General Hospital Corporation System, method and computer-accessible medium for tracking vessel motion during three-dimensional coronary artery microscopy
EP2153770A1 (en) 2008-08-15 2010-02-17 Fujifilm Corporation Optical probe and three-dimensional image acquisition apparatus
EP2163191A1 (en) 2008-09-16 2010-03-17 Fujifilm Corporation Diagnostic imaging apparatus
JP2010178787A (en) * 2009-02-03 2010-08-19 Hoya Corp Medical probe and medical observation system
JP2010249584A (en) * 2009-04-13 2010-11-04 Canon Inc Optical tomographic imaging apparatus, and control method for the same
JP2010259698A (en) * 2009-05-11 2010-11-18 Canon Inc Information processing apparatus in oct system
JP2010261858A (en) * 2009-05-08 2010-11-18 Canon Inc Optical interference tomographic imaging device
JP2011005236A (en) * 2009-05-22 2011-01-13 Canon Inc Imaging apparatus and imaging method
US8463083B2 (en) 2009-01-30 2013-06-11 Claudio Oliveira Egalon Side illuminated multi point multi parameter optical fiber sensor
US8928889B2 (en) 2005-09-29 2015-01-06 The General Hospital Corporation Arrangements and methods for providing multimodality microscopic imaging of one or more biological structures
US9060689B2 (en) 2005-06-01 2015-06-23 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for performing phase-resolved optical frequency domain imaging
US9069130B2 (en) 2010-05-03 2015-06-30 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for generating optical radiation from biological gain media
US9178330B2 (en) 2009-02-04 2015-11-03 The General Hospital Corporation Apparatus and method for utilization of a high-speed optical wavelength tuning source
US9186066B2 (en) 2006-02-01 2015-11-17 The General Hospital Corporation Apparatus for applying a plurality of electro-magnetic radiations to a sample
US9226665B2 (en) 2003-01-24 2016-01-05 The General Hospital Corporation Speckle reduction in optical coherence tomography by path length encoded angular compounding
US9282931B2 (en) 2000-10-30 2016-03-15 The General Hospital Corporation Methods for tissue analysis
US9326682B2 (en) 2005-04-28 2016-05-03 The General Hospital Corporation Systems, processes and software arrangements for evaluating information associated with an anatomical structure by an optical coherence ranging technique
US9330092B2 (en) 2011-07-19 2016-05-03 The General Hospital Corporation Systems, methods, apparatus and computer-accessible-medium for providing polarization-mode dispersion compensation in optical coherence tomography
US9341783B2 (en) 2011-10-18 2016-05-17 The General Hospital Corporation Apparatus and methods for producing and/or providing recirculating optical delay(s)
US9364143B2 (en) 2006-05-10 2016-06-14 The General Hospital Corporation Process, arrangements and systems for providing frequency domain imaging of a sample
US9408539B2 (en) 2010-03-05 2016-08-09 The General Hospital Corporation Systems, methods and computer-accessible medium which provide microscopic images of at least one anatomical structure at a particular resolution
US9415550B2 (en) 2012-08-22 2016-08-16 The General Hospital Corporation System, method, and computer-accessible medium for fabrication miniature endoscope using soft lithography
US9441948B2 (en) 2005-08-09 2016-09-13 The General Hospital Corporation Apparatus, methods and storage medium for performing polarization-based quadrature demodulation in optical coherence tomography
US9510758B2 (en) 2010-10-27 2016-12-06 The General Hospital Corporation Apparatus, systems and methods for measuring blood pressure within at least one vessel
US9516997B2 (en) 2006-01-19 2016-12-13 The General Hospital Corporation Spectrally-encoded endoscopy techniques, apparatus and methods
US9557154B2 (en) 2010-05-25 2017-01-31 The General Hospital Corporation Systems, devices, methods, apparatus and computer-accessible media for providing optical imaging of structures and compositions
US9615748B2 (en) 2009-01-20 2017-04-11 The General Hospital Corporation Endoscopic biopsy apparatus, system and method
US9629528B2 (en) 2012-03-30 2017-04-25 The General Hospital Corporation Imaging system, method and distal attachment for multidirectional field of view endoscopy
US9646377B2 (en) 2006-01-19 2017-05-09 The General Hospital Corporation Methods and systems for optical imaging or epithelial luminal organs by beam scanning thereof
USRE46412E1 (en) 2006-02-24 2017-05-23 The General Hospital Corporation Methods and systems for performing angle-resolved Fourier-domain optical coherence tomography
US9664615B2 (en) 2004-07-02 2017-05-30 The General Hospital Corporation Imaging system and related techniques
US9733460B2 (en) 2014-01-08 2017-08-15 The General Hospital Corporation Method and apparatus for microscopic imaging
US9763623B2 (en) 2004-08-24 2017-09-19 The General Hospital Corporation Method and apparatus for imaging of vessel segments
US9784681B2 (en) 2013-05-13 2017-10-10 The General Hospital Corporation System and method for efficient detection of the phase and amplitude of a periodic modulation associated with self-interfering fluorescence
US9795301B2 (en) 2010-05-25 2017-10-24 The General Hospital Corporation Apparatus, systems, methods and computer-accessible medium for spectral analysis of optical coherence tomography images
US9968245B2 (en) 2006-10-19 2018-05-15 The General Hospital Corporation Apparatus and method for obtaining and providing imaging information associated with at least one portion of a sample, and effecting such portion(s)
US9968261B2 (en) 2013-01-28 2018-05-15 The General Hospital Corporation Apparatus and method for providing diffuse spectroscopy co-registered with optical frequency domain imaging
US10058250B2 (en) 2013-07-26 2018-08-28 The General Hospital Corporation System, apparatus and method for utilizing optical dispersion for fourier-domain optical coherence tomography
US10117576B2 (en) 2013-07-19 2018-11-06 The General Hospital Corporation System, method and computer accessible medium for determining eye motion by imaging retina and providing feedback for acquisition of signals from the retina
US10228556B2 (en) 2014-04-04 2019-03-12 The General Hospital Corporation Apparatus and method for controlling propagation and/or transmission of electromagnetic radiation in flexible waveguide(s)
US10285568B2 (en) 2010-06-03 2019-05-14 The General Hospital Corporation Apparatus and method for devices for imaging structures in or at one or more luminal organs

Cited By (60)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9282931B2 (en) 2000-10-30 2016-03-15 The General Hospital Corporation Methods for tissue analysis
US9226665B2 (en) 2003-01-24 2016-01-05 The General Hospital Corporation Speckle reduction in optical coherence tomography by path length encoded angular compounding
US9664615B2 (en) 2004-07-02 2017-05-30 The General Hospital Corporation Imaging system and related techniques
JP4494127B2 (en) * 2004-08-18 2010-06-30 富士フイルム株式会社 Tomographic image observation apparatus, an endoscope apparatus, and a probe for use in their
JP2006055236A (en) * 2004-08-18 2006-03-02 Fuji Photo Film Co Ltd Tomographic image observing device, endoscopic device, and probe used for them
US9763623B2 (en) 2004-08-24 2017-09-19 The General Hospital Corporation Method and apparatus for imaging of vessel segments
JP2008521516A (en) * 2004-11-29 2008-06-26 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション Configured to perform optical imaging by detecting irradiated with multiple points on the sample at the same time, device, endoscope, catheter, and method
US8922781B2 (en) 2004-11-29 2014-12-30 The General Hospital Corporation Arrangements, devices, endoscopes, catheters and methods for performing optical imaging by simultaneously illuminating and detecting multiple points on a sample
JP2014237042A (en) * 2004-11-29 2014-12-18 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション Construction, apparatus, endoscope, catheter and method for performing optical image generation by irradiating a plurality of spots on sample simultaneously and detecting the same
JP2008539447A (en) * 2005-04-28 2008-11-13 クラウディオ・オリベイラ・エガロン Improved reversible, low cost, high spatial resolution distributed optical fiber sensor
US9326682B2 (en) 2005-04-28 2016-05-03 The General Hospital Corporation Systems, processes and software arrangements for evaluating information associated with an anatomical structure by an optical coherence ranging technique
US9060689B2 (en) 2005-06-01 2015-06-23 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for performing phase-resolved optical frequency domain imaging
US9441948B2 (en) 2005-08-09 2016-09-13 The General Hospital Corporation Apparatus, methods and storage medium for performing polarization-based quadrature demodulation in optical coherence tomography
US8928889B2 (en) 2005-09-29 2015-01-06 The General Hospital Corporation Arrangements and methods for providing multimodality microscopic imaging of one or more biological structures
US9304121B2 (en) 2005-09-29 2016-04-05 The General Hospital Corporation Method and apparatus for optical imaging via spectral encoding
US9513276B2 (en) 2005-09-29 2016-12-06 The General Hospital Corporation Method and apparatus for optical imaging via spectral encoding
US9646377B2 (en) 2006-01-19 2017-05-09 The General Hospital Corporation Methods and systems for optical imaging or epithelial luminal organs by beam scanning thereof
US9516997B2 (en) 2006-01-19 2016-12-13 The General Hospital Corporation Spectrally-encoded endoscopy techniques, apparatus and methods
US9186066B2 (en) 2006-02-01 2015-11-17 The General Hospital Corporation Apparatus for applying a plurality of electro-magnetic radiations to a sample
US9186067B2 (en) 2006-02-01 2015-11-17 The General Hospital Corporation Apparatus for applying a plurality of electro-magnetic radiations to a sample
USRE46412E1 (en) 2006-02-24 2017-05-23 The General Hospital Corporation Methods and systems for performing angle-resolved Fourier-domain optical coherence tomography
KR100724020B1 (en) 2006-04-07 2007-05-25 한국과학기술연구원 Optical interferogram generator based on tunable optical chirped fiber grating for an optical coherent tomography
US9364143B2 (en) 2006-05-10 2016-06-14 The General Hospital Corporation Process, arrangements and systems for providing frequency domain imaging of a sample
US9968245B2 (en) 2006-10-19 2018-05-15 The General Hospital Corporation Apparatus and method for obtaining and providing imaging information associated with at least one portion of a sample, and effecting such portion(s)
JP2008128710A (en) * 2006-11-17 2008-06-05 Fujifilm Corp Tomographic image processing method, tomographic image processing device, program and optical tomographic imaging system using it
JP2008145187A (en) * 2006-12-07 2008-06-26 Fujifilm Corp Optical tomographic imaging device
JP2008145188A (en) * 2006-12-07 2008-06-26 Fujifilm Corp Optical tomographic imaging apparatus
JP2011523862A (en) * 2008-05-07 2011-08-25 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション System for tracking the motion of the vessel on the microscope during inspection of the three-dimensional coronary, methods and computer-accessible medium
US9173572B2 (en) 2008-05-07 2015-11-03 The General Hospital Corporation System, method and computer-accessible medium for tracking vessel motion during three-dimensional coronary artery microscopy
WO2009137701A3 (en) * 2008-05-07 2010-02-11 The General Hospital Corporation System, method and computer-accessible medium for tracking vessel motion during three-dimensional coronary artery microscopy
EP2153770A1 (en) 2008-08-15 2010-02-17 Fujifilm Corporation Optical probe and three-dimensional image acquisition apparatus
EP2163191A1 (en) 2008-09-16 2010-03-17 Fujifilm Corporation Diagnostic imaging apparatus
US9615748B2 (en) 2009-01-20 2017-04-11 The General Hospital Corporation Endoscopic biopsy apparatus, system and method
US8909004B2 (en) 2009-01-30 2014-12-09 Claudio Oliveira Egalon Side illuminated multi point multi parameter
US10088410B2 (en) 2009-01-30 2018-10-02 Claudio Oliveira Egalon Side illuminated multi point multi parameter optical fiber sensor
US8463083B2 (en) 2009-01-30 2013-06-11 Claudio Oliveira Egalon Side illuminated multi point multi parameter optical fiber sensor
JP2010178787A (en) * 2009-02-03 2010-08-19 Hoya Corp Medical probe and medical observation system
US9178330B2 (en) 2009-02-04 2015-11-03 The General Hospital Corporation Apparatus and method for utilization of a high-speed optical wavelength tuning source
JP2010249584A (en) * 2009-04-13 2010-11-04 Canon Inc Optical tomographic imaging apparatus, and control method for the same
JP2010261858A (en) * 2009-05-08 2010-11-18 Canon Inc Optical interference tomographic imaging device
JP2010259698A (en) * 2009-05-11 2010-11-18 Canon Inc Information processing apparatus in oct system
JP2011005236A (en) * 2009-05-22 2011-01-13 Canon Inc Imaging apparatus and imaging method
US9642531B2 (en) 2010-03-05 2017-05-09 The General Hospital Corporation Systems, methods and computer-accessible medium which provide microscopic images of at least one anatomical structure at a particular resolution
US9408539B2 (en) 2010-03-05 2016-08-09 The General Hospital Corporation Systems, methods and computer-accessible medium which provide microscopic images of at least one anatomical structure at a particular resolution
US9069130B2 (en) 2010-05-03 2015-06-30 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for generating optical radiation from biological gain media
US9951269B2 (en) 2010-05-03 2018-04-24 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for generating optical radiation from biological gain media
US9795301B2 (en) 2010-05-25 2017-10-24 The General Hospital Corporation Apparatus, systems, methods and computer-accessible medium for spectral analysis of optical coherence tomography images
US9557154B2 (en) 2010-05-25 2017-01-31 The General Hospital Corporation Systems, devices, methods, apparatus and computer-accessible media for providing optical imaging of structures and compositions
US10285568B2 (en) 2010-06-03 2019-05-14 The General Hospital Corporation Apparatus and method for devices for imaging structures in or at one or more luminal organs
US9510758B2 (en) 2010-10-27 2016-12-06 The General Hospital Corporation Apparatus, systems and methods for measuring blood pressure within at least one vessel
US9330092B2 (en) 2011-07-19 2016-05-03 The General Hospital Corporation Systems, methods, apparatus and computer-accessible-medium for providing polarization-mode dispersion compensation in optical coherence tomography
US9341783B2 (en) 2011-10-18 2016-05-17 The General Hospital Corporation Apparatus and methods for producing and/or providing recirculating optical delay(s)
US9629528B2 (en) 2012-03-30 2017-04-25 The General Hospital Corporation Imaging system, method and distal attachment for multidirectional field of view endoscopy
US9415550B2 (en) 2012-08-22 2016-08-16 The General Hospital Corporation System, method, and computer-accessible medium for fabrication miniature endoscope using soft lithography
US9968261B2 (en) 2013-01-28 2018-05-15 The General Hospital Corporation Apparatus and method for providing diffuse spectroscopy co-registered with optical frequency domain imaging
US9784681B2 (en) 2013-05-13 2017-10-10 The General Hospital Corporation System and method for efficient detection of the phase and amplitude of a periodic modulation associated with self-interfering fluorescence
US10117576B2 (en) 2013-07-19 2018-11-06 The General Hospital Corporation System, method and computer accessible medium for determining eye motion by imaging retina and providing feedback for acquisition of signals from the retina
US10058250B2 (en) 2013-07-26 2018-08-28 The General Hospital Corporation System, apparatus and method for utilizing optical dispersion for fourier-domain optical coherence tomography
US9733460B2 (en) 2014-01-08 2017-08-15 The General Hospital Corporation Method and apparatus for microscopic imaging
US10228556B2 (en) 2014-04-04 2019-03-12 The General Hospital Corporation Apparatus and method for controlling propagation and/or transmission of electromagnetic radiation in flexible waveguide(s)

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US6668185B2 (en) Endoscope apparatus for setting a scanning area
US6094300A (en) Laser scanning microscope
US6546272B1 (en) Apparatus for in vivo imaging of the respiratory tract and other internal organs
JP4822969B2 (en) Ophthalmic imaging apparatus
US8666209B2 (en) Delivering light via optical waveguide and multi-view optical probe head
US8025402B2 (en) Ophthalmic photographing apparatus
US20060132790A1 (en) Optical coherence tomography with 3d coherence scanning
JP3628026B2 (en) Method and apparatus for optical measurement using an optical fiber imaging guide wire, catheter or endoscope
CN101040776B (en) A fundus observation device
US7480059B2 (en) Optical coherence tomography for eye-length measurement
RU2487653C2 (en) Device for image formation and method of obtaining image of eye fundus by means of optic coherent tomography
JP4869877B2 (en) Optical tomograph
US7557931B2 (en) Optical coherence tomography method
US20090091766A1 (en) Optical coherence tomographic apparatus
CN100493454C (en) Optical tomography apparatus
US6451009B1 (en) OCDR guided laser ablation device
JP5762712B2 (en) Ophthalmic observation system
EP2789291A1 (en) Spectrally encoded miniature endoscopic imaging probe
EP2347701B1 (en) Ophthalmic photographing apparatus
US6175669B1 (en) Optical coherence domain reflectometry guidewire
US7852485B2 (en) Single trace multi-channel low coherence interferometric sensor
EP1435835B1 (en) System and method for processing signals from an interferometer by an ultrasound console
JP5199031B2 (en) Ophthalmic imaging apparatus
JP4863381B2 (en) Spectrum interferometry and spectral interference device
US6527708B1 (en) Endoscope system