JP2011062254A - 光プローブ - Google Patents

Abstract

【課題】 光画像診断装置に用いられる光プローブにおいて、カテーテルシース内表面での反射抑制の効果を向上させる。
【解決手段】 光画像診断装置の送受信部を有するプローブが内挿された光プローブであって、内表面には、内側方向に向かって凸の四角すい状の凸部６００が、軸方向及び円周方向に等間隔で配列されており、前記凸部６００は、底面が正方形であり、かつ、該底面と平行な平面で切断した場合の切断面６６５〜６６７がいずれも正方形であり、該底面と直交する方向の各位置における前記切断面６６５〜６６７の面積が、該底面から該各位置までの距離に比例して減少していることを特徴とする。
【選択図】 図６Ｂ

Description

本発明は、光プローブに関するものである。

従来より、動脈硬化の診断や、バルーンカテーテルまたはステント等の高機能カテーテルによる血管内治療時の術前診断、あるいは、術後の結果確認のために、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）や、その改良型である、波長掃引を利用した光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）が利用されている（以下、本明細書において、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）と、波長掃引を利用した光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）とを総称して、「光画像診断装置」と呼ぶこととする）。

このような光画像診断装置では、光の送受信を行う送受信部と光ファイバとが内蔵された光プローブ部を血管内に挿入した状態で、送受信部を回転させながら血管内に測定光を出射し生体組織からの反射光を受光することでラジアル走査を行い、これにより得られた反射光と予め測定光から分割された参照光とを干渉させることで、干渉光に基づく血管の断層画像を描出している。

このような測定原理のため、より高画質な断層画像を描出するためには、送受信部より出射した測定光が効率よく生体組織まで到達し、かつ、生体組織にて反射した反射光が効率よく送受信部まで到達することが不可欠である。

送受信部より出射された測定光を効率よく生体組織に到達させるための構成として、例えば、送受信部より出射された測定光が、カテーテルシース内表面にて反射してしまうのを抑えるための構成が挙げられる。カテーテルシース内表面での反射を抑え、カテーテルシースにおける測定光の透過率を向上させることで、測定光を無駄なく生体組織に到達させることができるからである。

一方で、光を透過する物体の物体表面での入射光の反射を抑えるための表面構造として、近年、「無反射表面構造」が注目されている。「無反射表面構造」とは、光の反射が、急激な屈折率の変化によりもたらされることに着目し、透過物体の表面を無数の円錐体により形成し、滑らかな屈折率分布を実現することで、透過物体表面での反射を抑えるものである。このため、カテーテルシースの内表面に当該無反射表面構造を適用することで、より高画質な断層画像の実現において、一定程度の効果が期待される。

"表面無反射構造作製技術の開発"、［ｏｎｌｉｎｅ］、［平成２１年８月１４日検索］、インターネット＜URL：http://www.ostec.or.jp/tec/area/a/a-2/a-2.html＞

しかしながら、無数の円錐体により形成される無反射表面構造の場合、反射抑制の効果をより向上させるためには、円錐体のアスペクト比（円錐体の底面の円の径と、円錐体の高さとの比）を大きくすることが必要となってくる。

一方で、アスペクト比を大きくすべく、より細長い形状の円錐体を形成するためには、高い加工精度が要求され、実現性が低いという問題がある。このため、アスペクト比を維持しつつ、反射抑制の効果の高い構造の開発が求められている。

本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、光画像診断装置に用いられる光プローブにおいて、カテーテルシース内表面での反射抑制の効果を向上させることを目的とする。

上記の目的を達成するために本発明に係る光プローブは以下のような構成を備える。即ち、
カテーテルシース内部において円周方向に回転しながら軸方向に移動する間に、光画像診断装置の光源より伝送された光を連続的に体腔内に送信するとともに、体腔内からの反射光を連続的に受信することで、体腔内の断層画像を生成するための信号を出力可能な送受信部が内挿された光プローブであって、
前記カテーテルシースの内表面に、内側方向に向かって凸形状の四角すい状の凸部が、前記軸方向及び円周方向に等間隔で配列されており、
前記凸部は、
底面が正方形であり、かつ、該底面と平行な面で切断した場合の切断面がいずれも正方形であり、
該底面と直交する方向の各位置における前記切断面の面積が、該底面から該各位置までの距離に比例して減少していることを特徴とする。

本発明によれば、光画像診断装置に用いられる光プローブにおいて、カテーテルシース内表面での反射抑制の効果を向上させることが可能となる。

本発明の第１の実施形態にかかる光プローブ部が適用される光画像診断装置の外観構成を示す図である。 光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。 波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。 光プローブ部の先端部の構成を示す図である。 イメージングコアの断面構成を示す図である。 カテーテルシースの内表面の形状を示す図である。 カテーテルシースの内表面の形状を示す図である。 カテーテルシースの内表面の形状を示す図である。 カテーテルシースの内表面の形状を示す図である。 カテーテルシースの内表面の形状を示す図である。 カテーテルシースの内表面の形状を示す図である。 カテーテルシースの内表面の形状を示す図である。

以下、必要に応じて添付図面を参照しながら本発明の各実施形態を詳細に説明する。

［第１の実施形態］
１．光画像診断装置の外観構成
図１は本発明の第１の実施形態にかかる光プローブ部が適用される光画像診断装置（光干渉断層画像診断装置または波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置）１００の外観構成を示す図である。

図１に示すように、光画像診断装置１００は、光プローブ部１０１と、スキャナ／プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線１０４により接続されている。

光プローブ部１０１は、直接血管等の体腔内に挿入され、後述するイメージングコアを用いて体腔内部の状態を測定する。スキャナ／プルバック部１０２は、光プローブ部１０１と着脱可能に構成されており、内蔵されたモータが駆動することで光プローブ部１０１に内挿されたイメージングコアのラジアル動作を規定する。

操作制御装置１０３は、体腔内光干渉断層診断を行うにあたり、各種設定値を入力するための機能や、測定により得られたデータを処理し、断層画像として表示するための機能を備える。

操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部であり、測定により得られたデータを処理したり、処理結果を出力したりする。１１１−１はプリンタ／ＤＶＤレコーダであり、本体制御部１１１における処理結果を印刷したり、データとして記憶したりする。

１１２は操作パネルであり、ユーザは該操作パネル１１２を介して、各種設定値及び指示の入力を行う。１１３は表示装置としてのＬＣＤモニタであり、本体制御部１１１における処理結果を表示する。

２．光干渉断層画像診断装置の機能構成
次に、本実施形態にかかる光画像診断装置１００のうち、光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）の主たる機能構成について図２を用いて説明する。

２０９は超高輝度発光ダイオード等の低干渉性光源である。低干渉性光源２０９は、その波長が１３１０ｎｍ程度で、その可干渉距離（コヒーレント長）が数μｍ〜１０数μｍ程度であるような短い距離範囲でのみ干渉性を示す低干渉性光を出力する。

このため、この光を２つに分割した後、再び混合した場合には分割した点から混合した点までの２つの光路長の差が数μｍ〜１０数μｍ程度の短い距離範囲内の場合には干渉光として検出され、それよりも光路長の差が大きい場合には干渉光として検出されることはない。

低干渉性光源２０９の光は、第１のシングルモードファイバ２２８の一端に入射され、先端面側に伝送される。第１のシングルモードファイバ２２８は、途中の光カップラ部２０８で第２のシングルモードファイバ２２９及び第３のシングルモードファイバ２３２と光学的に結合されている。

光カップラ部とは、１つの光信号を２つ以上の出力に分割したり、入力された２つ以上の光信号を１つの出力に結合したりすることができる光学部品であり、低干渉性光源２０９の光は、当該光カップラ部２０８により最大で３つの光路に分割して伝送されうる。

第１のシングルモードファイバ２２８の光カップラ部２０８より先端側には、スキャナ／プルバック部１０２が設けられている。スキャナ／プルバック部１０２内には、非回転部と回転部との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント２０３が設けられている。

更に、光ロータリジョイント２０３内の第４のシングルモードファイバ２３０の先端側は、光プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ２３１と、アダプタ２０２を介して着脱自在に接続されている。これにより光の送受信を繰り返すイメージングコア２０１内に挿通され回転駆動可能な第５のシングルモードファイバ２３１に、低干渉性光源２０９からの光が伝送される。

第５のシングルモードファイバ２３１に伝送された光は、イメージングコア２０１の先端側から血管内の生体組織に対してラジアル動作しながら照射される。そして、生体組織の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部はイメージングコア２０１により取り込まれ、逆の光路を経て第１のシングルモードファイバ２２８側に戻り、光カップラ部２０８によりその一部が第２のシングルモードファイバ２２９側に移る。そして、第２のシングルモードファイバ２２９の一端から出射され、光検出器（例えばフォトダイオード２１０）にて受光される。

なお、光ロータリジョイント２０３の回転駆動部側は回転駆動装置２０４のラジアル走査モータ２０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ２０５の回転角度は、エンコーダ部２０６により検出される。更に、スキャナ／プルバック部１０２は、直線駆動装置２０７を備え、信号処理部２１４からの指示に基づいて、イメージングコア２０１の軸方向（体腔内の末梢方向およびその反対方向）の移動（軸方向動作）を規定している。軸方向動作は、信号処理部２１４からの制御信号に基づいて、直線駆動装置２０７が光ロータリジョイント２０３を含むスキャナを移動させることにより実現される。

この際、光プローブ部１０１のカテーテルシースは血管内に固定されたままで、カテーテルシースに内挿されているイメージングコア２０１のみが軸方向に移動することで、血管壁を傷つけることなく軸方向動作が行われる。

一方、第２のシングルモードファイバ２２９の光カップラ部２０８より先端側（参照光路）には、参照光の光路長を変える光路長の可変機構２１６が設けてある。

この光路長の可変機構２１６は生体組織の深さ方向（測定光の出射の方向）の検査範囲に相当する光路長を高速に変化させる第１の光路長変化手段と、光プローブ部１０１を交換して使用した場合の個々の光プローブ部１０１の長さのばらつきを吸収できるように、その長さのバラツキに相当する光路長を変化させる第２の光路長変化手段とを備えている。

第３のシングルモードファイバ２３２の先端に対向して、この先端とともに１軸ステージ２２０上に取り付けられ、矢印２２３に示す方向に移動自在のコリメートレンズ２２１を介して、グレーティング２１９が配置されている。また、このグレーティング２１９（回折格子）と対応するレンズ２１８を介して微小角度回動可能なガルバノメータ２１７が第１の光路長変化手段として取り付けられている。このガルバノメータ２１７はガルバノメータコントローラ２２４により、矢印２２２方向に高速に回転される。

ガルバノメータ２１７はガルバノメータのミラーにより光を反射させるものであり、参照ミラーとして機能するガルバノメータに交流の駆動信号を印加することによりその可動部分に取り付けたミラーを高速に回転させるように構成されている。

つまり、ガルバノメータコントローラ２２４より、ガルバノメータ２１７に対して駆動信号が印加され、該駆動信号により矢印２２２方向に高速に回転することで、参照光の光路長が、生体組織の深さ方向の検査範囲に相当する光路長だけ高速に変化することとなる。この光路差の変化の一周期が一ライン分の干渉光を取得する周期となる。

一方、１軸ステージ２２０は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ部１０１の光路長のバラツキを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する第２の光路長変化手段として機能する。さらに、１軸ステージ２２０はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、光プローブ部１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージ２２０により光路長を微小変化させることにより、生体組織の表面位置からの反射光と干渉させる状態に設定することが可能となる。

光路長の可変機構２１６で光路長が変えられた光は第３のシングルモードファイバ２３２の途中に設けられた光カップラ部２０８で第１のシングルモードファイバ２２８側から得られた光と混合されて、干渉光としてフォトダイオード２１０にて受光される。

このようにしてフォトダイオード２１０にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２１１により増幅される。

その後、復調器２１２に入力され、復調器２１２では干渉した光の信号部分のみを抽出する復調処理を行い、その出力はＡ／Ｄ変換器２１３に入力される。

Ａ／Ｄ変換器２１３では、干渉光信号を例えば２００ポイント分サンプリングして１ラインのデジタルデータ（「干渉光データ」）を生成する。この場合、サンプリング周波数は、光路長の１走査の時間を２００で除した値となる。

Ａ／Ｄ変換器２１３で生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部２１４に入力される。信号処理部２１４では生体組織の深さ方向の干渉光データをビデオ信号に変換することにより、血管内の各位置での断層画像を生成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ２１５（図１の参照番号１１３に対応する）に出力する。

信号処理部２１４は、更に光路長調整手段制御装置２２６と接続されている。信号処理部２１４は光路長調整手段制御装置２２６を介して１軸ステージ２２０の位置の制御を行う。また、信号処理部２１４はモータ制御回路２２５と接続され、ラジアル走査モータ２０５の回転駆動を制御する。

また、信号処理部２１４は、参照ミラー（ガルバノメータミラー）の光路長の走査を制御するガルバノメータコントローラ２２４と接続されており、ガルバノメータコントローラ２２４は信号処理部２１４へ駆動信号を出力する。モータ制御回路２２５では、この駆動信号に基づいてガルバノメータコントローラ２２４と同期をとる。

３．波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置の機能構成
次に、本実施形態にかかる光画像診断装置１００のうち、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置（ＯＦＤＩ）の主たる機能構成について図３を用いて説明する。

図３は、波長掃引利用の光干渉断層画像診断装置１００の機能構成を示す図である。以下、図２を用いて説明した光干渉断層画像診断装置（ＯＣＴ）との相違点を中心に説明する。

３０８は波長掃引光源であり、Ｓｗｅｐｔ Ｌａｓｅｒが用いられる。Ｓｗｅｐｔ Ｌａｓｅｒを用いた波長掃引光源３０８は、ＳＯＡ３１５（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｐｔｉｃａｌ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）とリング状に結合された光ファイバ３１６とポリゴンスキャニングフィルタ（３０８ｂ）よりなる、Ｅｘｔｅｎｄｅｄ−ｃａｖｉｔｙ Ｌａｓｅｒの一種である。

ＳＯＡ３１５から出力された光は、光ファイバ３１６を進み、ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂに入り、ここで波長選択された光は、ＳＯＡ３１５で増幅され、最終的にｃｏｕｐｌｅｒ３１４から出力される。

ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂでは、光を分光する回折格子３１２とポリゴンミラー３０９との組み合わせで波長を選択する。具体的には、回折格子３１２により分光された光を２枚のレンズ（３１０、３１１）によりポリゴンミラー３０９の表面に集光させる。これによりポリゴンミラー３０９と直交する波長の光のみが同一の光路を戻り、ポリゴンスキャニングフィルタ３０８ｂから出力されることとなるため、ポリゴンミラー３０９を回転させることで、波長の時間掃引を行うことができる。

ポリゴンミラー３０９は、例えば、３２面体のミラーが使用され、回転数が５００００ｒｐｍ程度である。ポリゴンミラー３０９と回折格子３１２とを組み合わせたユニークな波長掃引方式により、高速、高出力の波長掃引が可能である。

Ｃｏｕｐｌｅｒ３１４から出力された波長掃引光源３０８の光は、第１のシングルモードファイバ３３０の一端に入射され、先端側に伝送される。第１のシングルモードファイバ３３０は、途中の光カップラ部３３４において第２のシングルモードファイバ３３７及び第３のシングルモードファイバ３３１と光学的に結合されている。従って、第１のシングルモードファイバ３３０に入射された光は、この光カップラ部３３４により最大で３つの光路に分割されて伝送される。

第１のシングルモードファイバ３３０の光カップラ部３３４より先端側には、非回転部と回転部との間を結合し、光を伝送する光ロータリジョイント３０３が設けられている。

更に、光ロータリジョイント３０３内の第４のシングルモードファイバ３３５の先端側は、光プローブ部１０１の第５のシングルモードファイバ３３６とアダプタ３０２を介して着脱自在に接続されている。これによりイメージングコア３０１内に挿通され回転駆動可能な第５のシングルモードファイバ３３６に、波長掃引光源３０８からの光が伝送される。

伝送された光は、イメージングコア３０１の先端側から体腔内の生体組織に対してラジアル動作しながら照射される。そして、生体組織の表面あるいは内部で散乱した反射光の一部がイメージングコア３０１により取り込まれ、逆の光路を経て第１のシングルモードファイバ３３０側に戻る。さらに、光カップラ部３３４によりその一部が第２のシングルモードファイバ３３７側に移り、第２のシングルモードファイバ３３７の一端から出射され、光検出器（例えばフォトダイオード３１９）にて受光される。

なお、光ロータリジョイント３０３の回転駆動部側は回転駆動装置３０４のラジアル走査モータ３０５により回転駆動される。また、ラジアル走査モータ３０５の回転角度は、エンコーダ部３０６により検出される。更に、スキャナ／プルバック部１０２は、直線駆動装置３０７を備え、信号処理部３２３からの指示に基づいて、イメージングコア３０１の軸方向動作を規定する。

一方、第３のシングルモードファイバ３３１の光カップラ部３３４と反対側の先端には、参照光の光路長を微調整する光路長の可変機構３２５が設けられている。

この光路長の可変機構３２５は光プローブ部１０１を交換して使用した場合の個々の光プローブ部１０１の長さのばらつきを吸収できるように、その長さのばらつきに相当する光路長を変化させる光路長変化手段を備えている。

第３のシングルモードファイバ３３１およびコリメートレンズ３２６は、その光軸方向に矢印３３３で示すように移動自在な１軸ステージ３３２上に設けられており、光路長変化手段を形成している。

具体的には、１軸ステージ３３２は光プローブ部１０１を交換した場合に、光プローブ部１０１の光路長のばらつきを吸収できるだけの光路長の可変範囲を有する光路長変化手段として機能する。さらに、１軸ステージ３３２はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、光プローブ部１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージにより光路長を微小変化させることにより、生体組織の表面位置からの反射光と干渉させる状態に設定することが可能である。

光路長の可変機構３２５で光路長が微調整された光は第３のシングルモードファイバ３３１の途中に設けた光カップラ部３３４で第１のシングルモードファイバ３３０側から得られた光と混合されて、フォトダイオード３１９にて受光される。

このようにしてフォトダイオード３１９にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ３２０により増幅された後、復調器３２１に入力される。この復調器３２１では干渉した光の信号部分のみを抽出する復調処理を行い、その出力は干渉光信号としてＡ／Ｄ変換器３２２に入力される。

Ａ／Ｄ変換器３２２では、干渉光信号を例えば１８０ＭＨｚで２０４８ポイント分サンプリングして、１ラインのデジタルデータ（干渉光データ）を生成する。なお、サンプリング周波数を１８０ＭＨｚとしたのは、波長掃引の繰り返し周波数を４０ｋＨｚにした場合に、波長掃引の周期（１２．５μｓｅｃ）の９０％程度を２０４８点のデジタルデータとして抽出することを前提としたものであり、特にこれに限定されるものではない。

Ａ／Ｄ変換器３２２にて生成されたライン単位の干渉光データは、信号処理部３２３に入力される。信号処理部３２３では干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）により周波数分解して深さ方向のデータを生成し、これを座標変換することにより、血管内の各位置での断層画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ３１７（図１の参照番号１１３に対応する）に出力する。

信号処理部３２３は、更に光路長調整手段制御装置３１８と接続されている。信号処理部３２３は光路長調整手段制御装置３１８を介して１軸ステージ３３２の位置の制御を行う。また、信号処理部３２３はモータ制御回路３２４と接続され、モータ制御回路３２４のビデオ同期信号を受信する。信号処理部３２３では、受信したビデオ同期信号に同期して断層画像の生成を行う。

また、このモータ制御回路３２４のビデオ同期信号は、回転駆動装置３０４にも送られ、回転駆動装置３０４はビデオ同期信号に同期した駆動信号を出力する。

４．光プローブ部の先端部の構成
次に、光プローブ部１０１の先端部の構成について図４を用いて説明する。図４において、カテーテルシース４０１の管腔内部には、測定光を送受信する送受信部４１３が配されたハウジング４１１と、それを回転させるための駆動力を伝達する駆動シャフト４１２とを備えるイメージングコア２０１、３０１がほぼ全長にわたって挿通されており、光プローブ部１０１を形成している。

送受信部４１３は駆動シャフト４１２を挿通する光ファイバによって送られた測定光の光軸を側方に反射させる側方照射型のボールレンズにより構成されている。

送受信部４１３では、体腔内の生体組織に向けて測定光を送信するとともに、体腔内の生体組織からの反射光を受信する。

駆動シャフト４１２はコイル状に形成され、その内部には信号線（シングルモードの光ファイバ）が配されている。

ハウジング４１１は、短い円筒状の金属パイプの一部に切り欠き部を有した形状をしており、金属塊からの削りだしやＭＩＭ（金属粉末射出成形）等により成形される。ハウジング４１１は、その内部に送受信部４１３を有しており、基端側は駆動シャフト４１２と接続されている。また、先端側には短いコイル状の弾性部材４０３が設けられている。

弾性部材４０３はステンレス鋼線材をコイル状に形成したものであり、弾性部材４０３が先端側に配されることで、イメージングコア２０１、３０１の回転時の安定性が向上する。

４０４は補強コイルであり、カテーテルシース４０１の先端部分の急激な折れ曲がりを防止する目的で設けられている。

ガイドワイヤルーメン用チューブ４０２は、ガイドワイヤが挿入可能なガイドワイヤ用ルーメンを有する。ガイドワイヤルーメン用チューブ４０２は、予め体腔内に挿入されたガイドワイヤを受け入れ、ガイドワイヤによってカテーテルシース４０１が患部まで導かれるのに使用される。

イメージングコア２０１、３０１は、カテーテルシース４０１の円周方向に対する回転動作及び軸方向に対する軸方向動作を行うことが可能であり、それを覆う駆動シャフト４１２は、柔軟で、かつ回転をよく伝達できる特性をもつ、例えば、ステンレス等の金属線からなる多重多層密着コイル等により構成されている。

５．イメージングコアの断面構成
次に、イメージングコア２０１、３０１の断面構成について説明する。図５は、イメージングコア２０１、３０１の断面構成を示す図である。図５に示すように、ハウジング４１１内には、送受信部としての側方照射型のボールレンズ５０１が配され、駆動シャフト４１２内には、クラッド部５０４とコア部５０３とから構成される光ファイバ５０２が配されている。

側方照射型のボールレンズ５０１は光ファイバ５０２の先端に溶融接続されており、光ファイバ５０２の先端より出射された測定光を、その出射方向と略直交する方向に位置する不図示の体腔内の生体組織に向けて集光させた状態で出射する。

側方照射型のボールレンズ（送受信部）５０１より出射された測定光５１０は、カテーテルシース４０１の内表面／外表面を透過して、生体組織に到達する。また、生体組織より反射した反射光５１１はカテーテルシース４０１の外表面／内表面を透過して、側方照射型のボールレンズ（送受信部）５０１にて受信される。

６．カテーテルシース内表面の詳細構造
次に、カテーテルシース４０１の内表面の構造について説明する。図６Ａは、カテーテルシース４０１の内表面の構造を説明するための図である。

図６Ａにおいて（ａ−１）はカテーテルシース４０１の斜視図であり、（ａ−２）はカテーテルシース４０１の内表面の拡大斜視図である。また、（ｂ−１）はカテーテルシース４０１の内表面の軸方向及び円周方向の断面形状を説明するための図であり、（ｂ−２）はカテーテルシース４０１の内表面の軸方向及び円周方向の断面形状の詳細を示す図である。

（ａ−２）に示すように、カテーテルシース４０１の内表面には、内側方向に向かって凸形状の四角すい状の凸部が、円周方向及び軸方向に等間隔に配列されている。このように、四角すい状の凸部を、円周方向及び軸方向に等間隔に配列することにより、隣接する凸部同士が隙間なく配列されることとなる。

つまり、従来の無反射表面構造のように、円錐体により形成した場合には、底面の円を隙間なく配列することはできず、入射する光に対して直交する平面が必ず存在していたが、本実施形態のように、四角すい状の凸部により形成した場合には、入射する光に対して直交する平面が存在しなくなる。この結果、円錐体により形成した場合と比べ、反射抑制の効果をより向上させることが可能となる。

なお、上記四角すい状の凸部は、円周方向から見た場合の形状と軸方向から見た場合の形状とが等しくなるように構成されており、各四角すい状の凸部の円周方向及び軸方向の間隔は、０．１μｍ〜１．０μｍとなっているものとする。当該間隔は、カテーテルシース４０１を透過する測定光または反射光の波長λ（例えば、光干渉断層画像診断装置において用いられる波長（１３１０ｎｍ））よりも短い間隔となっている。

また、本実施形態の場合、（ｂ−１）に示すように、各四角すい状の凸部６００は、底面の正方形における対向する辺の中点（６１１及び６１２、または、６２１及び６２２）と、四角すい状の凸部６００の頭頂部分の頂点６０１とを通る平面（６３０または６４０）で切断した場合の、断面の外縁形状（６３１または６５１）が、いずれも（ｂ−２）に示す形状となっている（なお、（ｂ−２）では、底面の正方形の中点を結ぶ長さを１として正規化して示している）。

具体的には、アスペクト比（底面の正方形の中点を結ぶ長さと、底面の正方形を基準とした場合の四角すい状の凸部６００の頂点６０１の高さとの比）をａとし、底面の正方形の中点を結ぶ線の各位置をＸとすると、底面の正方形の中点を結ぶ線の各位置Ｘにおける外縁形状（６３１または６５１）Ｙは、
（式１）Ｙ＝−４ａＸ（Ｘ−１）となる。
ただし、底面の正方形の中点を結ぶ長さを１としている。また、ａ＝１〜１０である。

ここで、式１により表される外縁形状を有する凸部６００の作用について図６Ｂを用いて説明する。図６Ｂの（ａ）は、式１で表される外縁形状を有する凸部６００の各高さ位置（底面の正方形に直交する方向の各位置）において、底面に平行な平面を用いて凸部６００を切断した場合の切断面を示している。

図６Ｂの（ａ）において、６６１〜６６３は、四角すい状の凸部６００の各高さ位置における、四角すい状の凸部６００の底面に平行な平面である。

また、６６５〜６６７は、底面に平行な平面６６１〜６６３を用いて凸部６００を切断した場合の切断面を表している。更に、６６４は、四角すい状の凸部６００の底面の正方形を表している。

図６Ｂの（ａ）からわかるように、四角すい状の凸部６００は、底面方向（矢印６７０）に向かうに従って、切断面（６６５、６６６、６６７）の面積が徐々に増加していき、底面の正方形６６４の面積に占める切断面（６６５、６６６、６６７）の面積の割合（つまり、カテーテルシース４０１内表面近傍における空間に占める凸部の割合）も徐々に増加していく。

そして、このときの、切断面の面積の変化を示したのが、図６Ｂの（ｂ）である。図６Ｂの（ｂ）は、カテーテルシース４０１内表面近傍における空間に占める凸部（カテーテルシース内表面の部材）の割合を横軸にとり、底面の正方形に直交する方向の高さ位置（ただし、底面の正方形の中点を結ぶ長さを１とした場合の比）を縦軸にとったグラフである。

図６Ｂの（ｂ）からわかるように、切断面の面積は、四角すい状の凸部６００の底面に直交する方向において、頂点から各高さ位置までの距離に比例して増加する（底面から各高さ位置までの距離に比例して減少している）。

つまり、式１により表される外縁形状は、底面に平行な平面により切断した場合の切断面の面積が、底面に平行な平面の各高さ位置と底面との距離に比例して減少するように形成された形状（頂点から各高さ位置までの距離に比例するように形成された形状）であるといえる。

このように、切断面の面積が、四角すい状の凸部６００の底面に直交する方向において、頂点から各高さ位置までの距離に比例して増加するように凸部６００が形成された場合、光の入射方向において、空間に占める凸部６００の割合（つまり、空間に占めるカテーテルシース内表面部材の割合）が、一定の割合で増加していくこととなり、滑らかな屈折率分布を実現することが可能となる。

つまり、従来の無反射表面構造のように、円錐体で形成した場合には、頂点から各高さ位置までの距離に対して、当該各高さ位置における切断面の面積が、２次関数的に増加していたが、本実施形態のように、式１により表される外縁形状を有することにより、頂点から各高さ位置までの距離に対して、当該各高さ位置における切断面の面積が、一次関数的に比例して増加していくこととなり、従来の無反射表面構造と比較して、より滑らかな屈折率分布を実現することが可能となる。

この結果、カテーテルシース４０１の内表面での反射率を低減させることが可能となる。

［第２の実施形態］
上記第１の実施形態では、カテーテルシースの内表面に、内側方向に向かって凸形状の四角すい状の凸部を配列させることとしたが、本発明はこれに限定されず、カテーテルシースの内表面に、内側方向に向かって凹形状の四角すい状の凹部を配列させるようにしてもよい。

図７Ａは、本実施形態に係るカテーテルシース４０１の内表面の構造を説明するための図である。

図７Ａにおいて（ａ−１）はカテーテルシース４０１の斜視図であり、（ａ−２）はカテーテルシース４０１の内表面の拡大斜視図である。また、（ｂ−１）はカテーテルシース４０１の内表面の軸方向及び円周方向の開口部断面形状を説明するための図であり、（ｂ−２）はカテーテルシース４０１の内表面の軸方向及び円周方向の開口部断面形状の詳細を示す図である。

（ａ−２）に示すように、カテーテルシース４０１の内表面には、内側方向に向かって凹形状の四角すい状の凹部が、円周方向及び軸方向に等間隔に配列されている。このように、四角すい状の凹部を、円周方向及び軸方向に等間隔に配列することにより、隣接する凹部同士が隙間なく配列されることとなる。

つまり、従来の無反射表面構造のように、円錐体により形成した場合には、底面の円を隙間なく配列することはできず、入射する光に対して直交する平面が必ず存在していたが、本実施形態のように、四角すい状の凹部により形成した場合には、入射する光に対して直交する平面が存在しなくなる。この結果、円錐体により形成した場合と比べ、反射抑制の効果をより向上させることが可能となる。

なお、上記四角すい状の凹部は、円周方向から見た場合の形状と軸方向から見た場合の形状とが等しくなるように構成されており、各四角すい状の凹部の円周方向及び軸方向の間隔は、０．１μｍ〜１．０μｍとなっているものとする。当該間隔は、カテーテルシース４０１を透過する測定光または反射光の波長λ（例えば、光干渉断層画像診断装置において用いられる波長（１３１０ｎｍ））よりも短い間隔となっている。

また、本実施形態の場合、（ｂ−１）に示すように、各四角すい状の凹部７００は、上面の正方形の開口部における対向する辺の中点（７１１及び７１２、または、７２１及び７２２）と、四角すい状の凹部７００の底部分の頂点（７０１）とを通る平面（７３０または７４０）で切断した場合の、断面の外縁形状（７３１または７５１）が、いずれも（ｂ−２）に示す形状となっている（なお、（ｂ−２）では、上面の正方形の開口部の中点を結ぶ長さを１として正規化して示している）。

具体的には、アスペクト比（上面の正方形の開口部の中点を結ぶ長さと、上面の正方形の開口部を基準とした場合の四角すい状の凹部の頂点７０１の深さとの比）をａとし、上面の正方形の開口部の中点を結ぶ線の各位置をＸとすると、上面の正方形の開口部の中点を結ぶ線の各位置における開口部の外縁形状（７３１または７５１）Ｙは、
（式２）Ｙ＝４ａＸ（Ｘ−１）となる。
ただし、上面の正方形の開口部の中点を結ぶ長さを１としている。また、ａ＝１〜１０である。

ここで、式２により表される外縁形状を有する凹部７００の作用について図７Ｂを用いて説明する。図７Ｂの（ａ）は、式２で表される外縁形状を有する凹部７００の各高さ位置（上面の正方形の開口部に直交する方向の各位置）において、上面に平行な平面を用いて凹部を切断した場合の切断面を示している。

図７Ｂの（ａ）において、７６１〜７６３は、四角すい状の凹部７００の各深さ位置における、四角すい状の凹部７００の上面に平行な平面である。

また、７６５〜７６７は、上面に平行な平面７６１〜７６３を用いて凹部７００を切断した場合の切断面を表している。更に、７６４は、四角すい状の凹部７００の上面の正方形の開口部を表している。

図７Ｂの（ａ）からわかるように、四角すい状の凹部７００は、頂点方向（矢印７７０）に向かうに従って、切断面（７６５、７６６、７６７）の開口部の面積が徐々に減少していき、上面の正方形の開口部７６４の面積に占める切断面（７６５、７６６、７６７）の開口部の面積の割合（つまり、カテーテルシース４０１内表面近傍における空間の割合）が徐々に減少していく（換言すると、頂点方向に向かうに従って、カテーテルシース内表面の部材の割合が徐々に増加していく）。

そして、このときの、切断面のカテーテルシース内表面の部材の面積の変化を示したのが、図７Ｂの（ｂ）である。図７Ｂの（ｂ）は、カテーテルシース４０１内表面近傍における空間に占めるカテーテルシース内表面の部材の割合を横軸にとり、上面の正方形の開口部に直交する方向の深さ位置（ただし、上面の正方形の開口部の中点を結ぶ長さを１とした場合の比）を縦軸にとったグラフである。

図７Ｂの（ｂ）からわかるように、切断面におけるカテーテルシース内表面の部材の面積は、四角すい状の凹部７００の上面に直交する方向において、上面の開口部から各深さ位置までの距離に比例して増加する（底部の頂点から各深さ位置までの距離に比例して減少する）。

つまり、式２により表される外縁形状は、上面の開口部に平行な平面により切断した場合の切断面のカテーテルシース内表面の部材の面積が、上面の開口部に平行な平面の各深さ位置と上面の開口部との距離に比例するように形成された形状であるといえる。

このように、切断面のカテーテルシース内表面の部材の面積が、四角すい状の凹部７００の上面に直交する方向において、上面の開口部から各深さ位置までの距離に比例して増加するように凹部７００が形成された場合、光の入射方向において、空間に占めるカテーテルシース内表面の部材の割合が、一定の割合で増加していくこととなり、滑らかな屈折率分布を実現することが可能となる。

つまり、従来の無反射表面構造のように、円錐体で形成した場合には、頂点から各高さ位置までの距離に対して、当該各高さ位置における切断面の面積が、２次関数的に増加していたが、本実施形態のように、式２により表される外縁形状を有することにより、上面から各深さ位置までの距離に対して、当該各深さ位置における切断面のカテーテルシース内表面の部材の面積が、一次関数的に比例して増加していくこととなり、従来の無反射表面構造と比較して、より滑らかな屈折率分布を実現することが可能となる。

この結果、カテーテルシース４０１の内表面での反射率を低減させることが可能となる。

［第３の実施形態］
上記第１及び第２の実施形態では、カテーテルシースの内表面に、内側方向に向かって凸形状の四角すい状の凸部または内側方向に向かって凹形状の四角すい状の凹部のいずれかを配列させることとしたが、本発明はこれに限定されず、カテーテルシースの内表面に、内側方向に向かって凸形状の四角すい状の凸部と、内側方向に向かって凹形状の四角すい状の凹部とを交互に配列させるようにしてもよい。

図８Ａは、本実施形態に係るカテーテルシース４０１の内表面の構造を説明するための図である。

図８Ａにおいて（ａ−１）はカテーテルシース４０１の斜視図であり、（ａ−２）はカテーテルシース４０１の内表面の拡大斜視図である。また、（ｂ−１）はカテーテルシース４０１の内表面の軸方向及び円周方向の断面形状（または開口部断面形状）を説明するための図であり、（ｂ−２）はカテーテルシース４０１の内表面の軸方向及び円周方向の断面形状（または開口部断面形状）の詳細を示す図である。

（ａ−２）に示すように、カテーテルシース４０１の内表面には、内側方向に向かって凸形状の四角すい状の凸部と、内側方向に向かって凹形状の四角すい状の凹部とが、円周方向及び軸方向に交互に等間隔に配列されている。このように、四角すい状の凸部及び四角すい状の凹部を、円周方向及び軸方向に等間隔に交互に配列することにより、隣接する凸部と凹部とが隙間なく配列されることとなる。

つまり、従来の無反射表面構造のように、円錐体により形成した場合には、底面の円を隙間なく配列することはできず、入射する光に対して直交する平面が必ず存在していたが、本実施形態のように、四角すい状の凸部及び四角すい状の凹部により形成した場合には、入射する光に対して直交する平面が存在しなくなる。この結果、円錐体により形成した場合と比べ、反射抑制の効果をより向上させることが可能となる。

なお、当該四角すい状の凸部及び四角すい状の凹部は、それぞれ円周方向から見た場合の形状と軸方向から見た場合の形状とが等しくなるように構成されており、各四角すい状の凸部と四角すい状の凹部との円周方向及び軸方向の間隔は、０．１μｍ〜１．０μｍとなっているものとする。当該間隔は、カテーテルシース４０１を透過する測定光または反射光の波長λ（例えば、光干渉断層画像診断装置において用いられる波長（１３１０ｎｍ））よりも短い間隔となっている。

また、本実施形態の場合、（ｂ−１）に示すように、各四角すい状の凸部８００及び四角すい状の凹部８１０、８３０は、各基準面（凸部８００の底面及び凹部８１０、８３０の上面）の正方形における対向する辺の中点（（ｂ−１）では、８１１及び８１２、８４１及び８４２のみ図示）と、四角すい状の凸部８００の頭頂部分の頂点８０１及び四角すい状の凹部８１０または８３０の底部分の頂点（８０２または８０３）とを通る平面（８２０または８５０）で切断した場合の、断面の外縁形状（８２１または８５１）が、いずれも（ｂ−２）に示す形状となっている（なお、（ｂ−２）では、基準面の正方形の中点を結ぶ長さを１として正規化して示している）。

具体的には、アスペクト比（基準面の正方形の中点を結ぶ長さと、基準面の正方形を基準とした場合の頂点８０１または頂点８０２、８０３の高さ（深さ）との比）をａとし、基準面の正方形の中点を結ぶ線の各位置をＸとすると、基準面の正方形の中点を結ぶ線の各位置における外縁形状（８２１、８５１）Ｙは、
（式３）Ｙ＝２．６７ａＸ（Ｘ−１）（Ｘ−２）となる。
ただし、基準面の正方形の中点を結ぶ長さを１としている。また、ａ＝１〜１０である。

ここで、式３により表される外縁形状を有する四角すい状の凸部８００及び四角すい状の凹部８３０の作用について図８Ｂを用いて説明する。図８Ｂの（ａ）は、式３で表される外縁形状を有する凸部８００及び凹部８３０の各高さ（深さ）位置（基準面の正方形に直交する方向の各高さ（深さ）位置）において、基準面に平行な平面を用いて凸部または凹部を切断した場合の切断面を示している。

図８Ｂの（ａ）において、８６１〜８６６は、四角すい状の凸部８００及び凹部の各高さ（深さ）位置における、基準面に平行な平面である。

また、８７１〜８７６は、基準面に平行な平面８６１〜８６６を用いて凸部８００及び凹部８３０を切断した場合の切断面を表している。さらに、８６７は、基準面の正方形を表している。

図８Ｂの（ａ）からわかるように、四角すい状の凸部８００は、底部の頂点方向（矢印８７０）に向かうに従って、切断面（８７１、８７２、８７３）の面積が徐々に増加していき、基準面の正方形８６７の面積に占める切断面（８７１、８７２、８７３）の面積の割合（つまり、カテーテルシース４０１内表面近傍における空間に占める凸部の割合）も徐々に増加していく。同様に、四角すい状の凹部８３０は、底部の頂点方向（矢印８７０）に向かうに従って、切断面（８７４、８７５、８７６）の開口部の面積が徐々に減少していき、基準面の正方形の開口部の面積に占める切断面（８７４、８７５、８７６）の開口部の面積の割合（つまり、カテーテルシース４０１内表面近傍における空間の割合）が徐々に減少していく（換言すると、頂点方向に向かうに従って、カテーテルシース内表面の部材の割合が徐々に増加していく）。

そして、このときの切断面のカテーテルシース内表面の部材の面積の変化を示したのが、図８Ｂの（ｂ）である。図８Ｂの（ｂ）は、カテーテルシース４０１内表面の近傍における空間に占めるカテーテルシース内表面の部材の割合を横軸にとり、基準面の正方形に直交する方向の高さ（深さ）位置（ただし、基準面の正方形の中点を結ぶ長さを１とした場合の比）を縦軸にとったグラフである。

図８Ｂの（ｂ）から分かるように、切断面のカテーテルシース内表面の部材の面積は、四角すい状の凸部８００及び凹部８３０の基準面に直交する方向において、凸部８００の頂点８０１から各高さ（深さ）位置までの距離に比例して増加する。

つまり、式３により表される外縁形状は、基準面に平行な平面により切断した場合の切断面のカテーテルシース内表面の部材の面積が、基準面に平行な平面の各高さ（深さ）位置と基準面との距離に比例するように形成された形状であるといえる。

このように、切断面のカテーテルシース内表面の部材の面積が、四角すい状の凸部８００及び凹部８３０の基準面に直交する方向において、基準面から各高さ（深さ）位置までの距離に比例するように凸部及び凹部が形成された場合、光の入射方向において、空間に占めるカテーテルシース内表面の部材の割合が、一定の割合で増加していくこととなり、滑らかな屈折率分布を実現することが可能となる。

つまり、従来の無反射表面構造のように、円錐体で形成した場合には、頂点から各高さ位置までの距離に対して、当該各高さ位置における切断面の面積が、２次関数的に増加していたが、本実施形態のように、式３により表される外縁形状を有することにより、頂点から各高さ（深さ）位置までの距離に対して、当該各高さ（深さ）位置における切断面のカテーテルシース内表面の部材の面積が、一次関数的に比例して増加していくこととなり、従来の無反射表面構造と比較して、より滑らかな屈折率分布を実現することが可能となる。

この結果、カテーテルシース４０１の内表面での反射率を低減させることが可能となる。

［第４の実施形態］
上記第１の実施形態では、切断面の形状が正方形の場合について説明したが、本発明はこれに限定されず、頂点からの各高さ位置までの距離に比例して、切断面の面積が増加するように形成しさえすれば、切断面の形状は正方形に限られない。

図９は、切断面の形状を円にした場合の凸部９００を示す図である。図９の（ａ）において、９６１〜９６３は、凸部９００の各高さ位置における凸部９００の底面に平行な平面である。

また、９７１〜９７３は、底面に平行な平面９６１〜９６３を用いて凸部９００を切断した場合の切断面を表している。更に、９７０は、凸部９００の底面近傍の円を表している。

図９の（ａ）からわかるように、凸部９００は、底面方向（矢印９８０）に向かうに従って、切断面（９７１、９７２、９７３）の面積が徐々に増加していき、底面近傍の円９７０の面積に占める切断面（９７１、９７２、９７３）の面積の割合（つまり、カテーテルシース４０１内表面近傍における空間に占める割合）も徐々に増加していく。

そして、このときの切断面の面積の変化を示したのが、図９の（ｂ）である。図９の（ｂ）は、カテーテルシース４０１内表面近傍における空間に占める凸部（カテーテルシース内表面の部材）の割合を横軸にとり、底面の正方形に直交する方向の高さ位置（ただし、底面近傍の円の径の長さを１とした場合の比）を縦軸にとったグラフである。

図９の（ｂ）からわかるように、切断面の面積は、凸部９００の底面に直交する方向において、頂点から各高さ位置までの距離に比例して増加する（底面から各高さ位置までの距離に比例して減少する）。

このように、切断面の面積が、凸部９００の底面に直交する方向において、頂点から各高さ位置までの距離に比例して増加するように凸部９００が形成された場合、光の入射方向において、空間に占める凸部９００の割合（つまり、空間に占めるカテーテルシース内表面の部材の割合）が、一定の割合で増加していくこととなり、滑らかな屈折率分布を実現することが可能となる。

なお、底面の形状を円形状としてしまうと、隣接する凸部同士の間に隙間が生じ、入射する光に対して直交する平面が存在してしまうこととなる。このため、本実施形態における凸部では、底面を正方形とし、底面近傍において円形状から正方形へと滑らかな曲面が形成されるように構成されている。

［第５の実施形態］
上記第４の実施形態では、凸部の場合について説明したが、凹部の場合についても同様に形成可能である。また、凸部と凹部とを交互に配列した場合についても同様に形成可能である。

また、上記第１乃至第３の実施形態では、切断面の形状を正方形としたが、本発明はこれに限定されず、他の正多角形であってもよい。

Claims (9)

1. カテーテルシース内において円周方向に回転しながら軸方向に移動する間に、光画像診断装置の光源より伝送された光を連続的に体腔内に送信するとともに、体腔内からの反射光を連続的に受信することで、体腔内の断層画像を生成するための信号を出力する送受信部が内挿された光プローブであって、
   前記カテーテルシースの内表面に、内側方向に向かって凸形状の四角すい状の凸部が、前記軸方向及び円周方向に等間隔で配列されており、
   前記凸部は、
   底面が正方形であり、かつ、該底面と平行な平面で切断した場合の切断面がいずれも正方形であり、
   該底面と直交する方向の各位置における前記切断面の面積が、該底面から該各位置までの距離に比例して減少していることを特徴とする光プローブ。
2. 前記凸部は、０．１μｍ〜１．０μｍの等間隔で配列されていることを特徴とする請求項１に記載の光プローブ。
3. 前記底面の正方形の対向する辺の中点と、頭頂部の頂点とを通る平面により前記凸部を切断した場合の外縁形状は、前記中点を結ぶ線の各位置をＸとし、前記凸部のアスペクト比をａとした場合、前記中点を結ぶ線の長さを１とすると、Ｙ＝−４×ａ×Ｘ（Ｘ−１）により表されることを特徴とする請求項２に記載の光プローブ。
4. カテーテルシース内において円周方向に回転しながら軸方向に移動する間に、光画像診断装置の光源より伝送された光を連続的に体腔内に送信するとともに、体腔内からの反射光を連続的に受信することで、体腔内の断層画像を生成するための信号を出力する送受信部が内挿された光プローブであって、
   前記カテーテルシースの内表面に、内側方向に向かって凹形状の四角すい状の凹部が、前記軸方向及び円周方向に等間隔で配列されており、
   前記凹部は、
   上面の開口部が正方形であり、かつ、該上面と平行な平面で切断した場合の切断面がいずれも正方形であり、
   該上面と直交する方向の各位置における前記切断面の開口部の面積が、該上面から該各位置までの距離に比例して減少していることを特徴とする光プローブ。
5. 前記凹部は、０．１μｍ〜１．０μｍの等間隔で配列されていることを特徴とする請求項４に記載の光プローブ。
6. 前記上面の正方形の開口部の対向する辺の中点と、底部の頂点とを通る平面により該凹部を切断した場合の外縁形状は、前記中点を結ぶ線の各位置をＸとし、前記凹部のアスペクト比をａとした場合、前記中点を結ぶ線の長さを１とすると、Ｙ＝４×ａ×Ｘ（Ｘ−１）により表されることを特徴とする請求項５に記載の光プローブ。
7. カテーテルシース内において円周方向に回転しながら軸方向に移動する間に、光画像診断装置の光源より伝送された光を連続的に体腔内に送信するとともに、体腔内からの反射光を連続的に受信することで、体腔内の断層画像を生成するための信号を出力する送受信部が内挿された光プローブであって、
   前記カテーテルシースの内表面に、内側方向に向かって凸形状の四角すい状の凸部と、内側方向に向かって凹形状の四角すい状の凹部とが、前記軸方向及び円周方向に交互に等間隔で配列されており、
   前記凸部は、
   底面が正方形であり、かつ、該底面と平行な平面で切断した場合の切断面がいずれも正方形であり、
   該底面と直交する方向の各位置における前記切断面の面積が、該底面から該各位置までの距離に比例して減少しており、
   前記凹部は、
   上面の開口部が正方形であり、かつ、該上面と平行な平面で切断した場合の切断面がいずれも正方形であり、
   該上面と直交する方向の各位置における前記切断面の開口部の面積が、該上面から該各位置までの距離に比例して減少していることを特徴とする光プローブ。
8. 前記凸部と前記凹部とは、０．１μｍ〜１．０μｍの等間隔で交互に配列されていることを特徴とする請求項７に記載の光プローブ。
9. 前記底面の正方形の対向する辺の中点及び前記上面の正方形の開口部の対向する辺の中点と、前記凸部の頭頂部の頂点及び前記凹部の底部の頂点とを通る平面により前記凸部及び前記凹部を切断した場合の外縁形状は、前記中点を結ぶ線の各位置をＸとし、前記凸部及び前記凹部のアスペクト比をそれぞれａとした場合、前記各中点を結ぶ線の長さをそれぞれ１とすると、Ｙ＝２．６７ａＸ（Ｘ−１）（Ｘ−２）により表されることを特徴とする請求項８に記載の光プローブ。

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