JP2018515309A - 自動充放気装置のｏｃｔ内視走査撮影システムにおける応用 - Google Patents

Abstract

本発明は、制御・表示モジュール、エアポンプ、充気電磁弁、放気電磁弁、圧力センサ、防爆圧力センサ、及び機械圧力スイッチを備える自動充放気装置のＯＣＴ内視走査撮影システムにおける応用を提供する。ＯＣＴ内視走査撮影システムに自動充放気装置を用いることにより、医者による球嚢への手動充放気の操作を省いて医者の充放気時間を短くすることができるので、安全性を高めて球嚢への充気過ぎによる爆発リスクを避ける。【選択図】図１

Description

本発明は自動充放気装置に関し、特に自動充放気装置を光干渉断層走査システムに用いる応用に関する。

光干渉断層撮影（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ、略称ＯＣＴ）が眼科診断の分野に広範囲に応用され、この技術は光学、電子学及びコンピュータ技術科学に基づいて確率され、光電、高速データ採集及び画像処理など多くの先端学科を一体にまとめた新規撮影技術であり、ＯＣＴは高解像度を有し、高速撮影などのメリットを持つことで注目され、且つ生物医学及び臨床診断の分野で重要視及び応用され始めた。

既存のＣＴ、超音波、ＭＲＩなどの撮影方式に比べて、ＯＣＴは極めて高解像度を有し、伝統のレーザー共焦点顕微鏡に比べて、ＯＣＴは撮影深度に明らかなメリットがある。伝統の光学プローブのコア技術の多くは光ファイバーバンドルを使用して光伝導を行い、撮影し、またはＣＣＤ技術で撮影するものであり、そのような内視プローブは単に組織表面の病変を検査することができる。しかし、早期がんの症状が表皮以下の１−３ｍｍの深度で発生するので、伝統の光学内視プローブは無力である。今、超音波原理により医学撮影をする内視プローブもあり、生物組織の表面以下の深い組織の情報を得ることができるが、解像度が単にミリメートル規模であり、早期がんが診断から漏れやすい。

内視ＯＣＴ技術はここ十年の間にＯＣＴ技術の発展とともに誕生して勢いよく発展したＯＣＴ分岐技術で、解像度を低下させない前提で、ＯＣＴ光学撮影装置を小型化して人体内部臓器の管腔の高解像度ＯＣＴ画像を提供することをコア目標としている。この技術はＯＣＴ技術の応用分野を極めて大幅に広め、ＯＣＴ検査対象が大きな消化器官内腔（例えば、食道、直腸）、小さな消化器官内腔（例えば、胆管）など各種の消化器官内腔にも関するようになった。

現在、患者の食道、胆管、腸管などを光干渉断層走査するときに、医者は人体内に入れる球嚢を手動充気及び手動放気の操作を行う。これは、充気の精度が精確に制御できず、充気や放気の速度が遅く、医者の手動操作に誤差があり、過気圧保護がないなどの欠点がある。そのために、従来技術の欠点が解決できて実際の医療作業を満たす新規技術が切に期待されている。

本発明の１つの目的は、自動充放気装置のＯＣＴ内視走査撮影システムにおける応用を提供することであり、前記ＯＣＴ内視走査撮影システムが、スイープレーザーモジュール、干渉モジュール、ディテクターモジュール、データ採集モジュール、データ処理モジュール、画像表示モジュール、実行機構、ＯＣＴミニプローブ、球嚢カテーテル、及び自動充放気装置を備え、前記自動充放気装置が、制御・表示モジュール、エアポンプ、充気電磁弁、放気電磁弁、圧力センサ、防爆圧力センサ、及び機械圧力スイッチを備え、前記自動充放気装置をＯＣＴ内視走査撮影システムに応用して、自動充放気および精確な気圧制御を実現し、エアポンプが充気電磁弁および放気電磁弁を介して前記球嚢に接続された絞り弁に接続され、前記圧力センサが複数あり、少なくとも１つの圧力センサが球嚢に接続され、少なくとも１つの圧力センサが絞り弁と充気電磁弁、放気電磁弁との間に設けられ、前記防爆圧力センサが球嚢に接続され、前記機械圧力スイッチが球嚢に接続され、制御・表示モジュールが球嚢気圧および充気時間を設定し、圧力を採集し、エアポンプのオンオフを制御し、電磁弁の作業状態を制御可能であり、
当該自動充放気装置の使用過程が、
制御・表示モジュールで球嚢気圧および充気時間を設定し、設定された気圧値になるまでエアポンプが充気する充気過程と、
制御・表示モジュールで球嚢気圧および放気時間を設定し、設定された気圧値になるまでエアポンプが吸気する放気過程とを有し、
前記充放気過程で、システムは防爆圧力センサによって過圧保護を行い、球嚢が設定された気圧を超えるとエアポンプを閉じ、球嚢が設定された気圧を超えると機械圧力スイッチで気圧を抜く。

前記自動充放気装置は自動充気及び吸気を実現し、異なる気圧パラメータを設定する機能を有し、異なる仕様の球嚢に対して充放気でき、球嚢に充気する過程で設定された気圧値になると充気を停止し、且つ過圧保護機能を有する。

本発明のもう１つの目的は、スイープレーザーモジュール、干渉モジュール、ディテクターモジュール、データ採集モジュール、データ処理モジュール、画像表示モジュール、実行機構、球嚢カテーテル、ＯＣＴミニプローブ、及び前記自動充放気装置を備えるＯＣＴ内視走査撮影システムを提供することである。

前記スイープレーザーモジュールは高速スイープレーザー器、光ファイバアイソレーター、および光ファイバカプラーを備え、スイープレーザー器から出力された光学信号を続く光路から隔離し、続く光路から戻ってきた光学信号がレーザー器の正常作業を干渉することを防止する。前記干渉モジュールは、光ファイバ式のマッハ・ツェンダー干渉計（ＭＺＩ）または光ファイバ式のマイケルソン（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ）干渉計構造を採用できる。マッハ・ツェンダー干渉計の構造は主に２つの光ファイバカプラー、２つの光ファイバサーキュレータ、および２つの光ファイバ偏光制御器からなり、そのうち、第１光ファイバカプラーは一般的に非対称式光ファイバカプラーを採用し、大部分のレーザーをサンプルアームのミニプローブに出力する。参考アームおよびサンプルアームにともに１つの光ファイバサーキュレータを置き、２つのカームから反射されてまたは乱射されて戻ってきた光学信号を収集する。第２光ファイバカプラーは光学干渉信号を発生させて直流同相信号を低下させるよう対称式２×２光ファイバカプラー（即ち、分割比が５０／５０）を採用でき、光ファイバ偏光制御器は参考アームおよびサンプルアームにおいて対称的に置かれて、２つのアームの偏光状態を調整して最適な光学干渉信号を得る。マイケルソン干渉計構造は、１つの対称式２×２光ファイバカプラー、１つの光ファイバサーキュレータ、および２つの光学偏光制御器からなり、スイープレーザーはまず光ファイバサーキュレータを通ってそれから光ファイバカプラーに入り、参考アームおよびサンプルアームから反射されてまたは乱射されて戻ってきた光学信号は同じ光ファイバカプラーを経て干渉信号を発生させ、光ファイバ偏光制御器は参考アームおよびサンプルアームにおいて対称的に置かれて、２つのアームの偏光状態を調整して最適な光学干渉信号を得る。マッハ・ツェンダー干渉計（ＭＺＩ）のメリットは、構造が対称、色分散管理が簡単、プローブ感度が高いことにある。マイケルソン（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ）干渉計のメリットは、構造が簡単、偏波モード分散（ＰＭＤ）が導入されないことにあり、両者の共通点は、２つのアーム間の光路差が、光学時計を発生させる自由スペクトル領域（ＦＳＲ）を決定し、ＯＣＴ画像の最大撮影深度も最終に決定することにある。ディテクターモジュールは平衡型高速光電ディテクターを採用でき、主に干渉モジュールから出力された干渉光学信号を電気学信号に変換することに用いられる。前記データ採集モジュールは高速モジュール採集カードであり、主にアナログ電気学信号をデジタル電気学信号に変換し、且つデジタル信号をデータ処理モジュールに提供してデジタル信号処理させる。前記データ処理モジュールはデジタル信号処理能力を有するチップ（例えば、ＣＰＵ、ＧＰＧＰＵ、ＤＳＰ、ＦＰＧＡなど）であり、主にオリジナル信号を処理して最終の画像信号に変換する。前記画像表示モジュールは主に画像信号を表示して且つ画像の後処理および測量を行う。前記実行機構は光ファイバ回転コネクタ、モータおよび電動水平移動台からなり、実行機構の回転モータはＯＣＴミニクローブを駆動して回転走査させ、同時に電動水平移動台は実行機構がある方向に移動するように実行機構を駆動し、その時にソフトウェアは得られた回転走査データおよび水平移動台の移動データを再現させると、３Ｄ画像が発生する。前記ＯＣＴミニクローブは主に人体内部臓器に入ってスイープレーザーを伝送し且つ生物組織から後方散乱する光学信号を採集する。前記球嚢カテーテルは人体内部臓器の通路を拡張、シワをなくし且つＯＣＴミニクローブを球嚢の中心に安定させる。前記自動充放気装置は主に球嚢カテーテルの拡張に用いられる。ＯＣＴ内視走査撮影システムに自動充放気装置を用いることによって以下の効果が実現できる。まず、医者による球嚢への手動充放気の操作を省いて医者の充放気時間を短くし、且つ安全性を高めて球嚢への充気過ぎによる爆発リスクを避けた。次に、精確な気圧制御によって球嚢の充気後形状の一致性が保証されており、光学撮影は球嚢によって支持された被走査物体の形状には敏感であり、同一の被走査対象を複数回に走査する重複性がよく、医者は走査後の画像データを比較できる。さらに、緊急状態の処理にあたり、医者は自動放気とともにほかの操作をすることができる。

好ましくは、前記ＯＣＴミニプローブは、十分なねじりを提供して一定の長さのプローブの回転時にその遠近両端の同期を保持できるスプリング管、及び光ファイバで伝播される光を所定の作業距離のところに集光させるレンズ組立品を備え、前記レンズ組立品が、ガラス棒及び自己集束レンズを有し、ガラス棒とシングルモード光ファイバとの接着距離を変えることでＯＣＴミニプローブの作業距離を変えることができるとともに、ＯＣＴプローブの横方向解像度を向上させることができ、また、自己集束レンズとガラス棒との接着によって、自己集束レンズの通光孔径を大きくし、さらにＯＣＴプローブの開口数及び横方向解像度を高めて且つプローブの物理サイズを最適化する。前記ＯＣＴミニプローブは、反射鏡、支持ステンレス鋼管、及び溝付きステンレス鋼管をさらに備えてもよく、これらの光学部品の端面を光学接着剤で接着する。

そのうち、前記シングルモード光ファイバの一端にはＯＣＴシステムの光ファイバ回転端に接続可能な光ファイバ標準コネクタが付いて、前記シングルモード光ファイバはスプリング管にはめて（ＰＴＦＥ膜で覆われる）、スプリング管は有効にシングルモード光ファイバを保護できるため、プローブ回転時の抵抗を低くして、前記ＯＣＴミニプローブによる走査を全体的により平穏で順調にし、また前記光ファイバ標準コネクタには支持ステンレス鋼管があり、ＯＣＴミニプローブによる走査時に支持する作用を発揮し、プローブ全体を回転走査時により平穏にする。前記シングルモード光ファイバの他端が斜面であり、同じ斜面であるガラス棒の一端の端面に接着され、接着面の傾斜によって信号光に対する反射光の干渉を有効に低下し、ガラス棒とシングルモード光ファイバとの接着距離を変えることでＯＣＴミニプローブの作業距離を変えて要求される予期作業距離に達することができる。前記ガラス棒の他端が前記自己収束レンズと０°角で端面接着されてから溝付きステンレス鋼管にパッケージされ、自己収束レンズの長さを変えることでＯＣＴプローブの作業距離を変えて、作業距離を指定した条件下で最適な横方向解像度の取得を実現し、また前記ガラス棒の長さを増やすことによってＯＣＴプローブの開口数を大きくして横方向解像度を高めることができ、即ち、ガラス棒の使用はミニプローブの作業距離を増加させるだけでなく、ミニプローブの開口数をも大きくしており、開口数の増大も横方向解像度の向上をもたらし、同時にこの設計は自己収束レンズの長さを大いに短くしてミニプローブのコーナリング性を保証し、ミニプローブ全体が内視鉗子通路を通ってカテーテルとともに人体の食道に入るようにした。前記反射鏡は前向きの光線を側向きに変更することができ、且つ柱面反射鏡であり、ＯＣＴプローブ外部の保護スリーブによる集光光ビームへの光散乱影響を変えられる。前記自己収束レンズは前記ガラス棒と接着され、自己収束レンズの空気と接触する面に反射防止膜がメッキされ、光線の光学面の間の反射を低下して透光性能を強化することができ、光学面の反射光が信号光に対する影響を低下し、ＯＣＴミニプローブの感度を向上させ、また、前記自己収束レンズの空気と接触する面は４°−８°の斜面に加工することができ、この設計は、光線がこの面を通るときに形成した干渉信号をさらに低下することができる。前記反射鏡の反射面はステンレス鋼管の溝開口に向けてステンレス鋼管内にパッケージされ、光源の円柱状内管を通った散乱光が撮影に対する影響を低くするために、当該反射鏡は円柱状内管の内外径及び内管材料の屈折率に基づいて設計された柱面反射鏡でよく、この反射鏡を追加すると、光線が反射鏡に入射するときに光線の光路を反射して変更するだけでなく、同時に反射鏡の特殊に設計された鏡面が光線を集光するから、内管の光散乱影響を埋め合わせて光点の形状を校正し、撮影品質を高める目的に達成する。

好ましくは、前記球嚢カテーテルは、１つのコネクタがホストコンピュータ接続口で、もう１つのコネクタが通気接続口であるハンドルと、ＯＣＴ光学プローブの通過を許容できる双腔管と、前端が詰まり且つスケールがある球嚢と、長さが前記球嚢の長さに応じて決められ、且つ前記球嚢よりも短い内管であって、前記球嚢が前記柔軟エンドにハンダ付けするときに、前記球嚢を下に一定の距離押して内管にきちんと合わせて固定してからハンダ付けし、内管が厚すぎると走査画像の鮮明度を影響し、薄すぎるとプローブの回転及び同心度を影響するから、前記内管がＯＣＴプローブのために設計され、内径が１．４ｍｍ、外径が１．６５ｍｍで、前記内管と前記球嚢の同心度が定格使用大気圧下でのズレが５００μｍを超えず、好ましくは、前記定格使用大気圧が３−５大気圧であり、前記内管と前記球嚢の同心度が３大気圧下でのズレが５００μｍを超えない内管と、球嚢及び双腔管の接続箇所に位置し、腔管における内管の浮動を制御して球嚢の中心からずれないことを保証する膜スリーブと、中身の詰まった構造である柔軟エンドと、を備え、前記双腔管の一端が前記ハンドルに接続され、他端が前記内管及び前記球嚢の一端に接続され、前記球嚢及び前記内管の他端が前記柔軟エンドに接続される。

伝統的な球嚢カテーテルはガイドワイヤによって支持してガイドされる必要があり、ガイドワイヤの直径が一般に０．０１８ｉｎ、０．０３５ｉｎ、０．０１４ｉｎ、０．０３８ｉｎであるが、本発明の球嚢カテーテルは０．０５５ｉｎのＯＣＴ光学ミニプローブを通過可能である。前記球嚢にはインキで印刷されたスケールがあり、線の幅≦０．１ｍｍ、プローブ走査の方向を認識でき、正常画像の走査判断を影響しないとともに、スクリーンから走査位置を認識することもでき、前記球嚢は前端が詰まり、体液の侵入による光学走査への影響を避けて、精密装置に対する体液の腐食を防止することができ、同時に詰まり材料が柔軟性の構造であり、操作過程で被検査対象の組織及び腔道を傷つけることがなく、装置の安全性を強化した。前記柔軟エンドは中身の詰まった構造であり、体液の進入を防止できる。

好ましくは、定格使用大気圧は３−５大気圧である。

好ましくは、前記定格使用大気圧は３大気圧であり、前記内管と前記球嚢の同心度が３大気圧下でのズレが５００μｍを超えない。球嚢の使用定格気圧が３大気圧で、低い圧力では正常な食道を損害することがなく、同時に球嚢の熱定型工程およびハンダ付け工程によって定格の３大気圧下で内管と球嚢の同心度ズレが５００μｍを超えないことを保証できて、光学撮影に便利である。

好ましくは、前記球嚢カテーテルは、球嚢および双腔管の接続箇所に位置する膜スリーブをさらに備える。

前記双腔管はＵＶ接着剤で前記ハンドルに接続され、ほかの各部品は全てハンダ付け工程で接続される。前記内管は、長さが前記球嚢の長さに応じて決められ、且つ前記球嚢よりも短く、前記球嚢が前記柔軟エンドにハンダ付けするときに、前記球嚢を下に一定の距離押して内管にきちんと合わせて固定してからハンダ付けし、球嚢が膨らむ時に広げる余地があり、内管の伸びに合わせて同心を保持する。球嚢のハンダ付け固定方式は、内管を固定せずに直接に球嚢に入れる構造において患者や器官腔体の移動および球嚢へのカテーテル入れすぎの場合に、カテーテルと球嚢とが相対的に運動することに起因する光学プローブバイアスの問題が発生することを一定の程度で避けることができる。

好ましくは、前記球嚢は折り畳み曲がり温度が４０°〜４５°、定型時間が４〜５ｈであり、通常の球嚢畳み工程に比べて、この工程は同心度を保証するとともに球嚢の記憶特性を保持することもできる。また、本発明のハンドル材料は、ポリカーボネートを採用し、双腔管および柔軟エンドの材料はポリエーテルブロックアミドを採用し、球嚢および内管の材料はナイロンおよびその改質ポリマーを採用できる。

好ましくは、前記ＯＣＴ内視走査撮影システムは、前記干渉モジュール、前記ディテクターモジュールおよび光学時計変換回路モジュールからなる光学時計モジュールを備え、前記干渉モジュールは全光ファイバ式のマッハ・ツェンダー干渉計（ＭＺＩ）構造を採用し、主に２つの光ファイバカプラーからなり、２つ目のカプラーが対称式２×２光ファイバカプラーであり、まず第１光ファイバカプラーのところに２つの光が分けられ、この２つの光はそれぞれ２つの固定光路差の第１光ファイバおよび第２光ファイバを経て、第２光ファイバカプラーのところで干渉する。ディテクターモジュールは平衡型高速光電ディテクターを採用し、主に干渉モジュールから出力された干渉光学信号を電気学信号に変換することに用いられる。ＭＺＩから発生した光学干渉信号は、平衡光電ディテクターによって電気学信号に変換された後、光学時計変換回路モジュールを経て、即ち、広帯域９０度位相分配器、ゼロ交差コンパレータ、ＸＯＲゲート、ＯＲゲート、および光学時計信号出力モジュールを順に経て、周波数領域において均一で、時間領域において可変周波数の光学時計信号に変転される。そのうち、広帯域９０度位相分配器は主にＭＺＩ電気学信号の位相を９０度移動させることに用いられ、オリジナル信号の利用可能なスペクトルバンド幅を増加し、サンプリング時計信号のスペクトル分布資源を豊かにし、得られたサンプリング時計信号を最適化することができる。ゼロ交差コンパレータは主にオリジナルＭＺＩ電気学信号および移相後のＭＺＩ電気学信号についてゼロ交差比較を行ってそれらをデジタル信号に変換し、ＭＺＩ信号のゼロポイントが周波数領域に均一に分布するため、ゼル交差比較後に生じたデジタル信号の立ち上がりエッジや立ち下がりエッジも周波数領域において均一に分布し、またＸＯＲゲートは主に２つのデジタル時計信号を合併し、１つの自由スペクトル領域（ＦＳＲ）に２つの時計信号を発生させ、これによりＦＳＲを増やさない前提でＯＣＴ最大撮影深度を増加し、光学信号によるジッター（ｊｉｔｔｅｒ）を減少させた。且つ、スイープレーザー器は２つの隣接する走査の間に常に暇時間が存在するから、光学時計信号は高速モジュール採集カードの正常な作業を保証するように１つのＯＲゲートによって空白箇所にニセ時計信号を記入する必要があり、ＯＲゲートは真実の光学時計信号とニセ時計信号とを合併する機能を実現し、また光学時計信号出力モジュールは主に合併後の真実の光学時計信号とニセ時計信号をデータ採集モジュールに送信する。ＯＣＴ内視走査撮影システムに前記光学時計モジュールを用いることで、データ採集および処理システムへの要求を低くして冗長情報の採集を少なくし記憶システムの負担を軽減できるため、ＯＣＴシステム全体の集積レベルを向上させ、さらにシステムコストを抑えて、且つ画像信号のＳＮ比を向上させてプローベ感度の減衰を遅らせて、画像の鮮明度を向上させることができる。

好ましくは、通用画像処理器（ＧＰＧＰＵ）を利用してＯＣＴ内視走査撮影システムでＯＣＴ信号を処理する方法は、（１）データ採集、（２）データ伝送、（３）データ処理、および（４）画像表示バンクへの送信の４つの工程を含む。

そのうち、（１）データ採集について、本発明は外部採集装置でＦＤ−ＯＣＴオリジナルデータを取得する。

（２）データ伝送について、データ採集工程で得られたＦＤ−ＯＣＴオリジナルデータはコンピュータシステムまたは埋込み式システムのメモリに記憶され、当該オリジナルデータはシステムのメモリにフレームを単位として記憶されており、一定の条件（例えば、データの蓄積が１つのフレームまたは複数のフレームになる）を満たすと、これらのデータはデータ総線（例えば、ＰＣＩ Ｅｘｐｒｅｓｓ）を介して通用画像処理器装置のメモリに伝送されることができる。総線の伝送速度が相対的に遅いため、データの伝送と同時に、通用画像処理器によって装置のメモリに伝送された前回のＯＣＴオリジナルデータについて並列処理を行う。この方法は高効率の並列信号処理能力を有し、リアルタイムのデジタル信号処理を実現でき、伝送効率を極めて大いに向上させ、総線資源を節約した。

（３）データ処理について、通用画像処理器で行われるデジタル信号処理は、１次元デジタル再サンプリング、１次元高速フーリエ変換（ＦＦＴ）および振幅算出・正規化の３つの工程に分ける。１次元デジタル再サンプリング工程では２回のリニアテクスチャーサーチを通じて高速に１回ごとに１次元で３回の補間を実現して再サンプリングの精度を向上させた。

（４）画像表示バンクへの送信について、処理済のデータは画像表示バンクのメモリに記憶され、画像表示バンクは直接に利用することができ、総線を介して伝送することがないから、伝送効率を極めて大いに高くし、総線資源を節約し、高効率の並列信号処理能力を有し、リアルタイムなデジタル信号処理を実現し、移植可能性が高く、また流行の画像表示バンクとはシームレス接続できるから、ソフトウェア表示の柔軟性も向上させ（例えば、通用画像処理器で画像を後処理可能）、比較的低いハードウェアおよびソフトウェア開発コストを実現できる。

本発明のもう１つの目的は、ＯＣＴ内視走査撮影システムに応用する自動充放気装置の使用方法を提供することである。まず、ユーザーは球嚢気圧や充気時間などのパラメータを設定し、充気命令を出し、設定された気圧値になるまでエアポンプを閉じる。それから、ユーザーは球嚢気圧や放気時間などのパラメータを設定し、放気命令を出し、設定された気圧値になるまでエアポンプを閉じる。前記充放気過程で、システムはリアルタイムに防爆圧力センサのフィードバック数値をモニターし、ユーザの気圧上限設定値を超えると、直ちにソフトウェアプログラムによる保護を行い、エアポンプを閉じて警報する。

ＯＣＴ内視走査撮影システムに自動充放気装置を使用することで、医者による球嚢への手動充放気操作を省いて医者の充放気時間を短くすることができるため、安全性を高めて球嚢の充気過ぎによる爆発リスクを避けることができる。

図１は本発明の自動充放気装置の構造の略図である。 図２は本発明の自動充放気装置の作業フローチャートである。 図３は本発明の充放気装置を備えるＯＣＴ内視走査撮影システムの略図である。 図４は本発明のＯＣＴミニプローブ実物部品図である。 図５ａ及び５ｂは本発明のＯＣＴミニプローブの肝心な部位の拡大断面図である。 図６は本発明の球嚢カテーテルの構造の略図である。 図７は膜スリーブを付けた球嚢である。 図８は内管と球嚢とのバイアス程度が５００μｍ前後の撮影効果である。 図９は内管と球嚢とのバイアス程度が５００μｍ前後未満の撮影効果である。 図１０は内管と球嚢とのバイアス程度が５００μｍ前後を超えた撮影効果である。 図１１は市販のある製品の同心度の走査結果である。 図１２は本発明の光学時計モジュールの略図である。 図１３は本発明の光学時計の信号発生過程の略図である。 図１４は本発明の光学時計モジュールを備えるＯＣＴ内視走査撮影システムの略図である。 図１５は本発明のＦＤ−ＯＣＴ信号処理工程である。 図１６は本発明のＧＰＧＰＵによるデータ伝送と信号処理とが並行して発生する略図である。 図１７は本発明の全体実施構造の略図である。 図１８は本発明のＯＣＴミニプローブの作業距離、接着距離及び横方向解像度の関係図である。 図１９は本発明の健康動物の食道の走査図である。 図２０は本発明の健康動物の食道の走査図の局部拡大図である。 図２１は本発明の健康動物の食道の３Ｄ画像である。

以下、図面に合わせて本発明の技術案について詳細に説明する。

実施例１
光干渉断層撮影システム（ＯＣＴ）に用いられる自動充放気装置において、前記ＯＣＴシステムは、スイープレーザモジュール、干渉モジュール、ディテクターモジュール、データ採集モジュール、データ処理モジュール、画像表示モジュール、実行機構、ＯＣＴミニプローブ、球嚢カテーテル、及び自動充放気装置を備える。図１に示すように、前記自動充放気装置は、電源部分、制御・表示部分、エアポンプ及びその制御システム部分を備え、前記エアポンプ及びその制御システム部分は、エアポンプ、充気電磁弁、放気電磁弁、絞り弁、圧力センサ、防爆圧力センサ、及び機械圧力スイッチを備える。

本願の圧力センサは複数あり、少なくとも１つの圧力センサが球嚢に接続され、少なくとも１つの圧力センサが絞り弁と充気電気弁、放気電気弁との間に設置され、前記圧力センサの作用は、充放気の過程で管路気圧及び球嚢気圧についてリアルタイムにモニターすることである。圧力センサは、１０３、１０５の２つの圧力センサからなり、本願の複数の電磁弁ユニットと協力して共同で充放気過程の圧力検知システムを構成しており、具体的にはエアポンプ１０１と圧力センサ１０３との間に充気電磁弁１０２及び放気電磁弁１０７が設けられ、圧力センサ１０３、１０５が絞り弁１４０によって隔てられ、圧力センサ１０５が球嚢に接続されるように構成している。このような構造設置により、下記３つの機能を達成できる。

（１）１０３、１０５の２つの圧力センサを設けて、絞り弁１０４で隔てると、圧力センサ１０５は直接球嚢に接続され、得られたデータがより精確になり、圧力センサ１０３は、管路気圧をモニターして１０５の気圧と校正できる一方で、充放気を行う過程で、充気電磁弁１０２および放気電磁弁１０７がオンになったが、絞り弁１０４がオンになる前に、エアポンプの充放気圧力に対して早期警戒やモニターの作用を発揮することができ、例えば、圧力に問題があれば、自動制御で即時に電磁弁を閉じて、強すぎる充放気気圧による球嚢や患者の体腔への不必要な損害を防止できて、システムの安全性を極めて大いに強化した。

（２）圧力センサ１０３、１０４はともに電磁弁を介してエアポンプ及び外部に接続され、電磁弁によってエアポンプ及び外部気圧が圧力モニターに対する干渉を回避した。

（３）球嚢及び管路気圧に対して二重モニターし、たとえシングルセンサが故障してもシステムが依然として正常に作業できて、システムの安定性が強化された。

本願の圧力モニターシステムは、球嚢に接続された防爆圧力センサをさらに備え、この防爆圧力センサの作用は充放気の過程で気圧に対してリアルタイムにモニターすることであり、そのモニターデータ及び圧力センサは単独して、モニターデータが予め設定された気圧値上限を超えると、気圧抜き保護体制をスタートさせるが、モニターデータが長い時間変わらないと、エアポンプによる継続加圧を阻止する。本願の圧力モニターシステムは圧力センサと防爆圧力センサとに分けられ、複数のセンサを設けることで気圧に対する多重モニターを実現してシステムの安定性を強化した。また、異なるセンサが異なる位置に設けられて互いに校正検証を行うこともでき、センサ同士を電磁弁で隔てて、充放気装置、気圧抜き装置による圧力測量への干渉を避けて圧力測量の精確性を向上させた。最後に、複数の圧力センサは電磁弁に協力して圧力モニターシステムを形成し、自動制御機能のサポートによって、強すぎる充放気気圧が球嚢や患者の体腔に対して不必要な損害を与えることを防止し、システムの安全性を強化した。

図２に示すように、前記自動充放気装置の使用過程は以下の過程を含む。

１）充気過程：まず、ユーザは球嚢１０の気圧、充気時間などのパラメータを設定し、充気命令を出し、制御システムは圧力センサ１０３、１０５のデータを読み取り、ユーザが設定した気圧よりも小さいと、エアポンプ１０１をスタートさせ、充気電磁弁１０２、絞り弁１０４をオンにし、充気過程でリアルタイムに圧力センサ１０３、１０５のフィードバック数値を読み取り、充気して設定された気圧値になるまでエアポンプ１０１を閉じて、絞り弁１０４、充気電磁弁１０２を閉じる。

２）放気過程：まず、ユーザは球嚢１０の気圧、放気時間などのパラメータを設定し、制御システムは圧力センサ１０５のデータを読み取り、ユーザが設定した気圧よりも大きいと、エアポンプ１０１をスタートさせ、放気電磁弁１０７、絞り弁１０４をオンにし、放気過程でリアルタイムに圧力センサ１０５のフィードバック数値を読み取り、吸気して設定された気圧値になるまでエアポンプ１０１を閉じて、絞り弁１０４、放気電磁弁１０７を閉じる。

充放気過程で、システムはリアルタイムに防爆圧力センサ１０６のフィードバック数値をモニタし、ユーザによる気圧上限設定値を超えると、即時にソフトウェアプログラム保護を行い、エアポンプ１０１を閉じて警報する。機械圧力スイッチ１０８はハードウェアであり、設定値を超えると、オンになり、気圧を抜いて保護する。

気圧抜き保護体制は、自動制御機能を通じて充放気装置システム全体をガイドして実現するものであり、防爆圧力センサでモニタして起動し、以下３つのルートで行われる。第一、ソフトウェアによる保護。即ち、防爆圧力センサは圧力が限定値を超えたことをモニタすると、エアポンプの充気機能を閉じて、同時に充気電磁弁を閉じ、必要があれば、さらに絞り弁および放気電磁弁をオンにしてエアポンプで主動的にエアを吸引して気圧を抜く。この過程において圧力センサが協力して圧力モニターを行い、圧力が正常になると、電磁弁およびエアポンを閉じてソフトウェア保護による気圧抜きを終えて、過度な気圧抜きによる危険を防止する。第二、ハードウェアによる保護。防爆圧力センサは圧力が限定値を超えたことをモニタすると、機械スイッチは自動的にオンになり気圧抜き保護を行う。第三、気圧抜き弁による保護。装置が正常に作業できない時に、気圧抜き弁のスイッチをオンにして手動で気圧抜きを行うこともできる。本願は、防爆圧力センサに組み合わせてシステムの過圧リスクに対して、ソフトウェアによる保護、ハードウェアによる保護および気圧抜き弁による保護という三重の保護ルートを提供し、システムの安全性、安定性を強化し、気圧抜きシステムの精確度を向上させる機能を実現した。

また、本願の自動充放気装置は以下のメリットをさらに有する。

１．ユーザはリアルタイムに制御・表示モジュールに必要な圧力値および充気時間などパラメータを設定して且つ関連パラメータを即時にデータシステムにアップロードすることができ、システムは即時に新規パラメータに基づいてシステムをモニタして操作し、操作過程におけるそれぞれの予期せぬ事態に即時に対応でき、システムの安全性を強化した。同時に、精確な気圧制御は、球嚢充気後の形状の一致性を高くし、走査対象から複数回に取得した画像データの関連性をより高くし、比較を行いやすい。

２．エアポンプは長い時間作業しても気圧が変わらない、または変化が極めて小さいと、球嚢が破裂したりエアリークが起こったりする可能性が極めて高く、もしエアポンプの継続充気あるいは吸気を保持すると、患者の体腔を損害する可能性があるので、圧力システムは、エアポンプが長い時間の充気や放気時に気圧がずっと変わらない、または変化が比較的小さいことをモニタすると、保護体制を自動的にスタートさせて、エアポンプを閉じて、システムの安全性を強化した。

３．本願は自動制御の方式を通じて電磁弁を快速に開閉することを実現し、モニターシステムへの充放気の干渉を少なくし、モニターシステムの精確度を向上させた。

４．本願は気および吸気が２つの異なる通路であり、充放気の２つの過程を快速に切り替えることができ、特に気圧抜き保護過程において、快速な吸気は、過度な充気が球嚢および患者の体腔に対する損害をよりよく防止することができ、システムの安全性を強化した。

５．本願は自動充放気エアポンプを採用し、その充気圧力範囲が比較的大きく、本願で採用した体腔環境に基づいて、圧力範囲が一般に１〜５大気圧に制御される。対して、手動圧力提供が提供できる気圧圧力範囲は本願の圧力範囲よりもはるかに小さい。

自動充放気装置の電源を入れると、エアポンプに給電し、電源を切ると、エアポンプが停電する。制御マザーボードは圧力を採取し、エアポンプのオンオフを制御し、電磁弁の作業状態を制御する。圧力センサは球嚢カテーテルに連通し、作業圧力をモニタし、同時にエアポンプ機械圧力計と圧力ダブル保証モニターを構成しており、圧力を超えると、電磁弁がオフになり、球嚢を排気させる。自動充放気装置は自動充気および吸気を実現し、且つ異なる気圧パラメータを設定する機能を有し、異なる仕様の球嚢に対して充放気を行うことができて、医者による球嚢への手動充放気の操作を省いて、球嚢への医者の手動充放気時間を短くし、安全性を向上させて、球嚢の充気過ぎによる爆発リスクを避けるとともに、精確な気圧制御で球嚢充気後の形状一致性を保証しており、光学撮影は球嚢によって支持された被走査物体の形状には敏感であるため、医者は同じ被走査物体について複数回の走査を行って得られた画像データを比較することができる。装置は球嚢に充気する過程で設定された気圧値になると充気を停止し、且つ過圧保護機能を有するため、緊急状態対応時に、自動放気とともに、医者はほかの操作を行うこともできる。

実施例２
図３に示すように、ＯＣＴ内視走査撮影システムは、スイープレーザーモジュール、干渉モジュール、ディテクターモジュール、データ採集モジュール、データ処理モジュール、画像表示モジュール、実行機構、球嚢カテーテル、ＯＣＴミニプローブ、及び図１に示す充放気装置を備える。

前記スイープレーザーモジュールは高速スイープレーザー器、光ファイバアイソレーター、および光ファイバカプラーを備え、スイープレーザー器から出力された光学信号を続く光路から隔離し、続く光路から戻ってきた光学信号がレーザー器の正常作業を干渉することを防止する。前記干渉モジュールは、光ファイバ式のマッハ・ツェンダー干渉計（ＭＺＩ）または光ファイバ式のマイケルソン（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ）干渉計構造を採用できる。マッハ・ツェンダー干渉計の構造は主に２つの光ファイバカプラー、２つの光ファイバサーキュレータ、および２つの光ファイバ偏光制御器からなり、そのうち、１つ目の光ファイバカプラーは一般的に非対称式光ファイバカプラーを採用し、大部分のレーザーをサンプルアームのミニプローブに出力する。参考アームおよびサンプルアームにともに１つの光ファイバサーキュレータを置き、２つのカームから反射されてまたは散乱されて戻ってきた光学信号を収集する。２つ目光ファイバカプラーは光学干渉信号を発生させて直流同相信号を低下させるよう対称式２×２光ファイバカプラー（即ち、分割比が５０／５０）を採用し、光ファイバ偏光制御器は参考アームおよびサンプルアームにおいて対称的に置かれて、２つのアームの偏光状態を調整して最適な光学干渉信号を得る。マイケルソン干渉計構造は、１つの対称式２×２光ファイバカプラー、１つの光ファイバサーキュレータ、および２つの光学偏光制御器からなり、スイープレーザーはまず光ファイバサーキュレータを通ってそれから光ファイバカプラーに入り、参考アームおよびサンプルアームから反射されてまたは散乱されて戻ってきた光学信号は同じ光ファイバカプラーを経て干渉信号を発生させ、光ファイバ偏光制御器は参考アームおよびサンプルアームにおいて対称的に置かれて、２つのアームの偏光状態を調整して最適な光学干渉信号を得る。マッハ・ツェンダー干渉計（ＭＺＩ）のメリットは、構造が対称、色分散管理が簡単、プローブ感度が高いことにある。マイケルソン（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ）干渉計のメリットは、構造が簡単、偏波モード分散（ＰＭＤ）が導入されないことにあり、両者の共通点は、２つのアーム間の光路差が、光学時計を発生させる自由スペクトル領域（ＦＳＲ）を決定し、ＯＣＴ画像の最大撮影深度も最終に決定することにある。ディテクターモジュールは平衡型高速光電ディテクターを採用し、主に干渉モジュールから出力された干渉光学信号を電気学信号に変換することに用いられる。前記データ採集モジュールは高速モジュール採集カードであり、主にアナログ電気学信号をデジタル電気学信号に変換し、且つデジタル信号をデータ処理モジュールに提供してデジタル信号処理させる。前記データ処理モジュールはデジタル信号処理能力を有するチップ（例えば、ＣＰＵ、ＧＰＧＰＵ、ＤＳＰ、ＦＰＧＡなど）であり、主にオリジナル信号を処理して最終のデータ信号に変換する。前記画像表示モジュールは主に画像信号を表示して且つ画像の後処理および測量を行う。前記実行機構は光ファイバ回転コネクタ、モータおよび電動水平移動台からなり、主にＯＣＴミニクローブを駆動して機械的で螺旋的に走査させてＯＣＴ画像を得る。前記ＯＣＴミニクローブは主に人体内部臓器に入ってスイープレーザーを伝送し且つ生物組織から後方散乱する光学信号を採集する。前記球嚢カテーテルは人体内部臓器の通路を拡張、シワをなくし且つＯＣＴミニクローブを球嚢の中心に安定させる。前記自動充放気装置は主に球嚢カテーテルの拡張に用いられる。

実施例３
ＯＣＴ内視走査撮影システムは実施例２に類似するものであるが、異なる点として前記ＯＣＴミニプローブにおいて、図４および図５ａ−５ｂに示すように、スプリング管２はシングルモード光ファイバ１をはめ込み、十分なねじりを提供して一定の長さのプローブの回転時にその遠近両端の同期を保持でき、弱い光ファイバを有効に保護するとともに、プローブ回転時の抵抗を低下させた。ガラス棒３は一端が自己集束レンズ４とゼロ度の角度で面接着し、他端がシングルモード光ファイバ１と傾斜して接着し、ガラス棒３およびシングルモード光ファイバ１の２つの端面の接着距離を変更することによりＯＣＴミニプローブの作業距離を変更して要求される予期の作業距離に達し、さらにＯＣＴミニプローブの開口数および横方向解像度を向上させることができる。反射鏡５は柱面反射鏡であって溝付きステンレス鋼管６内にパッケージされ、反射鏡５の反射面は溝付きステンレス鋼管６の溝開口に向けて、これにより、光源の円柱状内管を通った散乱光が撮影に対する影響を低くする。

図４および図５ａ−５ｂのように、ＯＣＴ内視走査撮影システムのＯＣＴミニプローブは、シングルモード光ファイバ１、スプリング管２、ガラス棒３、自己集束レンズ４、反射鏡５、溝付きステンレス鋼管６、および支持ステンレス鋼管７を備え、これらの光学部品の端面を光学接着剤で接着する。具体的には、反射鏡５を溝付きステンレス鋼管６に装着し、それからツールにおいてＡ／Ｂ二剤型接着剤を塗り、それから顕微鏡においてＵＶ接着剤を塗り、ガラス棒３と自己集束レンズ４とを組み立てる。シングルモード光ファイバ１をスプリング管２に差し入れて、組み立て済のガラス棒３および自己集束レンズ４、光ファイバ１およびスプリング管２をＵＶ接着剤で組み立て、最後に組み立てたスプリング管を溝付きステンレス鋼管６に装着し、周りの隙間をＡ／Ｂ二剤型接着剤で埋める。ステンレス鋼スプリング管２（ＰＴＦＥ膜で覆われる）はシングルモード光ファイバ１の外部にはめて、弱い光ファイバを有効に保護するとともに、プローブ回転時の抵抗を低くして、ＯＣＴミニプローブによる走査をより平穏で順調にした。支持ステンレス鋼管７の主な作用は、ＯＣＴプローブによる走査時に支持する作用を発揮し、プローブ全体を回転走査時により平穏にし、溝付きステンレス鋼管６の開口を光ビームは通ってから被検査サンプルに入射する。

反射防止膜は、光線の光学面の間の反射を低下して透光性能を強化することができ、光学面の反射光が信号光に対する影響を低下させるため、本実施例では、自己集束レンズの長さを変えることで、ＯＣＴプローブの作業距離を変えて指定作業距離の条件下で最適な横方向解像度の取得を実現できる。自己収束レンズ４の空気と接触する面に反射防止膜がめっきされ、また、自己収束レンズ４の空気と接触する面は４°−８°の斜面に加工することができ、この設計は、光線がこの面を通るときに形成した干渉信号をさらに低下させることができる。図５ａおよび図５ｂの区別は、自己収束レンズ４には出射面傾斜角度の設計があるかどうかにあり、図５ｂは、出射面が４°−８°傾斜する設計があり、この設計は、この面から反射された無用光信号を最低限に低下させ、ＯＣＴプローブの撮影品質を向上させた。同時に、ガラス棒３の一端が自己集束レンズ４とゼロ度の角度で面接着して、ミニプローブの感度および解像度を向上させた。ガラス棒３の他端がシングルモード光ファイバ１との接着面には一定の傾斜角度があり、本実施例では、この接着面の傾斜角度は８°でよく、接着面の傾斜は信号光に対する反射光の干渉を有効に低下させた。ガラス棒３の設計および使用は、ＯＣＴプローブの開口数を増大し、横方向解像度を向上させ、且つこの２つの端面の接着距離を変えることによってＯＣＴプローブの作業距離を変えて要求される予期の作業距離に達することができる。反射鏡５を４５°角度で取り付けると、入射光線および反射光線が垂直であって光線干渉を引き起こすため、本実施例では、ミニプローブの前端に４０°角度で反射鏡５を取り付け、反射鏡５は溝付きステンレス鋼管６内にパッケージされ且つ反射面が溝付きステンレス鋼管６の溝開口に向ける。同時に、光源の円柱状内管を通った散乱光が撮影に対する影響を低くするために、本実施例では、ここの反射鏡は円柱状内管の内外径及び内管材料の屈折率に基づいて設計された柱面反射鏡であり、前記反射鏡は前向きの光線を側向きに変更することができ、且つ柱面反射鏡であり、ＯＣＴプローブ外部の保護スリーブによる集光光ビームへの散乱影響を変えられる。

実施例４
ＯＣＴ内視走査撮影システムは実施例２または３に類似するものであるが、異なる点として前記球嚢カテーテルは、図６に示すように、１つのコネクタがホストコンピュータ接続口１４で、もう１つのコネクタが通気接続口１３であるハンドル１２と、ＯＣＴ光学プローブの通過を許容できる双腔管１１と、前端が詰まり且つスケールがある球嚢１０であって、前端の詰まりが中身の詰まったハンダ付け構造で、内管を詰めて設けられ、装置が腔体内を移動するときに、腔体が内管および球嚢に摩擦し、この詰まり柔軟エンドには接触せず、たとえ柔軟エンドに接触しても、摩擦力が柔軟エンドを内管に押す傾向にある前記球嚢１０と、球嚢１０との同心度が定格使用大気圧下でのズレが５００μｍを超えない内管９と、球嚢及び双腔管の接続箇所に位置し、腔管における内管の浮動を制御して球嚢の中心からずれないことを保証する膜スリーブ１５と、中身の詰まった構造である柔軟エンド８と、を備え、双腔管１１は一端がハンドル１２に接続され、他端が内管９及び球嚢１０の一端に接続され、球嚢１０及び内管９の他端が柔軟エンド８に接続され、双腔管１１はＵＶ接着剤でハンドル１２に接続され、ほかの各部分は全てハンダ付けで互いに接続される。

ハンドル１２の材料はポリカーボネートで、双腔管１１および柔軟エンド８の材料はポリエーテルブロックアミドで、球嚢１０および内管９の材料はナイロンおよびその改質ポリマーである。

球嚢１０にはインキで印刷されたスケールがあり、線の幅≦０．１ｍｍ、プローブ走査の方向を認識でき、正常画像の走査判断を影響しないとともに、スクリーンから走査位置を認識することもできる。双腔管１１にはスケールがあるので、医者は走査する位置を判断できる。

伝統的な球嚢カテーテルはガイドワイヤによって支持してガイドされる必要があり、ガイドワイヤの直径が一般に０．０１８ｉｎ、０．０３５ｉｎ、０．０１４ｉｎ、０．０３８ｉｎであり、本実施例ではＯＣＴ球嚢カテーテル用の双腔管１１は０．０５５ｉｎのＯＣＴ光学プローブを通過させることができる。光学撮影するときに、プローブから発生した探査光ビームは内管壁を通り抜ける必要があってそして被検査対象に達し、またＯＣＴプローブは撮影するときに被検査対象を全面的に探査するように内管内において回転する必要がある。この過程では、もし内管壁が厚すぎると、探査光が内管壁を通り抜ける際に減衰して、探査光のエネルギーの損失が起こり、撮影が不鮮明になるが、内管壁が薄すぎると、ＯＣＴプローブが内管内部で高速に回転するから、薄すぎる管壁ならば、プローブがスムーズに進まず、内管が変形してしまい、撮影が不均一になるので、本願は内管の内径および外径を限定し、これにより内管の厚さを確定する。本実施例では、内管９は内径が１．４ｍｍ、外径が１．６５ｍｍで、ＯＣＴプローブ向き設計である。この内管の厚さは、ＯＣＴプローブ撮影には最適で、光エネルギーの減衰減少を保証するとともに、内管の強度も保証でき、プローブがスムーズに進まず、内管が変形することによる撮影の不均一および不鮮明の問題がない。

前記内管の長さは前記球嚢の長さに応じて決まり、且つ前記球嚢よりも短い。前記球嚢と前記柔軟エンドとを半田付けするときに、前記球嚢を下に一定の距離押して、内管にきちんとあわせて固定してから半田付けを行い、球嚢が膨らむ時に広げる余地があり、内管の伸びに合わせて同心を保持する。膜スリーブの追加は、図７に示すように、管腔における内管の浮動を制御して球嚢の中心からずれないことを保証できる。

光学撮影の際に、撮影が完全なものになるように球嚢によって被検査対象が所在する腔道を広げる必要があり、気圧が低いと、球嚢表面にしわが形成し、撮影効果に必ず影響を与えるが、気圧が高すぎると、被検査対象を損害して破壊する可能性があるので、装置の使用時に被検査対象を損害して破壊しないとともに球嚢が完全に膨らんでしわがないことを保証するために、好ましくは、定格使用大気圧が３大気圧であり、前記内管と前記球嚢の同心度が３大気圧下でのズレが５００μｍを超えない。また、この指標は球嚢の長さおよび内管の長さを限定する作用もある。本願の球嚢の工程は、３大気圧下で内管と球嚢の同心度ズレが５００μｍを超えないことを保証できて、光学撮影しやすい。

内管と球嚢の同心度ズレが５００μｍを超えないと、撮影効果がよいが、内管と球嚢のズレ程度が５００μｍを超えると、出てくる画像は表示不完全なものにある。図８は偏心率が５００μｍ前後の標準円であり、図９および図１０はそれぞれ内管と球嚢の偏心の度合いが５００μｍよりも小さい、および偏心の度合いが５００μｍを超える場合に走査した画像である。前記２つの図から見ると、偏心の度合いが５００μｍよりも小さいと、撮影は要求に完全に合致することができる。対して、市販される一般製品はこの指標を制御しておらず、内管と球嚢の同心度が３大気圧下でのズレが５００μｍを超えない要求を満たさない。市販される製品を選択して比較し、その撮影効果は図１１に示し、右上の領域の撮影が不完全で、実際の走査要求を満たすことができない。

実施例５
図１２に示すように、ＯＣＴ内視走査撮影システムに用いる光学時計モジュールは、干渉モジュール、プローブモジュールおよび光学時計変換回路モジュールを備え、前記光学時計変換回路モジュールは、広帯域９０度位相分配器、ゼロ交差コンパレータ、ＸＯＲゲートやＯＲゲートからなる回路、および光学時計信号出力モジュールを備える。そのうち、干渉モジュールは全光ファイバ式のマッハ・ツェンダー干渉計（ＭＺＩ）構造を採用し、主に２つの光ファイバカプラーからなり、２つ目のカプラーが対称式２×２光ファイバカプラーであり、まず第１光ファイバカプラーのところに２つの光が分けられ、この２つの光はそれぞれ２つの固定光路差の第１光ファイバおよび第２光ファイバを経て、第２光ファイバカプラーのところで干渉する。ディテクターモジュールは平衡型高速光電ディテクターからなり、主に干渉モジュールから出力された干渉光学信号を電気学信号に変換することに用いられる。ディテクターモジュールによって変換された後のＭＺＩ電気学信号は、一部が広帯域９０度位相分配器に出力され、ほかの部分がゼロ交差コンパレータに出力され、広帯域９０度位相分配器に出力された電気学信号は９０度の位相変位が生じる。ゼロ交差コンパレータは主に位相変位した信号および位相変位していない信号についてゼロ交差比較を行ってそれらをデジタル信号に変換する。ＸＯＲゲートは主に２つのデジタル時計信号を合併し、１つの自由スペクトル領域（ＦＳＲ）に２つの時計信号を発生させ、これによりＦＳＲを増やさない前提でＯＣＴ最大撮影深度を増加し、光学信号によるジッター（ｊｉｔｔｅｒ）を減少させた。スイープレーザー器は２つの隣接する走査の間に常に暇時間が存在するから、光学時計信号は高速モジュール採集カードの正常な作業を保証するように１つのＯＲゲートによって空白箇所にニセ時計信号を記入する必要があり、ＯＲゲートは真実の光学時計信号とニセ時計信号とを合併する機能を実現した。光学時計信号出力モジュールは主に合併後の真実の光学時計信号とニセ時計信号をデータ採集モジュールに送信する。

図１３に示すように、９１は、広帯域９０度位相分配器により位相が９０度変位したＭＺＩ電気学信号、９２は、位相が変位していないＭＺＩ電気学信号、９３は、位相が変位したＭＺＩ信号９１をゼロ交差比較処理したデジタル信号、９４は、位相が変位していないＭＺＩ信号９２をゼロ交差比較処理したデジタル信号であって、ＭＺＩ信号のゼロポイントが周波数領域に均一に分布するため、ゼル交差比較後に生じたデジタル信号の立ち上がりエッジや立ち下がりエッジも周波数領域において均一に分布し、９６は、周波数領域に均一に分布するデジタル信号９３及び９４をＸＯＲゲートにより併せた信号、９５はニセ時計信号、９５および９６は共同でＯＲゲートにより併せた光学時計信号を構成する。

図１４に示すように、ＯＣＴ内視走査撮影システムは実施例２−４に類似するものであるが、異なる点として、スイープレーザーモジュール、光学時計モジュール、データ採集モジュール、データ処理モジュール、画像表示モジュール、実行機構、ＯＣＴミニプローブ、球嚢カテーテル、及び充放気装置を備える。前記光学時計モジュールは、図１２に示すように、干渉モジュール、プローブモジュールおよび光学時計変換回路モジュールを備え、前記光学時計変換回路モジュールは、広帯域９０度位相分配器、ゼロ交差コンパレータ、ＸＯＲゲートやＯＲゲートからなる回路、および光学時計信号出力モジュールを備える。ＭＺＩから発生した光学干渉信号は、平衡光電ディテクターによって電気学信号に変換された後、広帯域９０度位相分配器、ゼロ交差コンパレータおよびＸＯＲゲートからなる回路を経て、周波数領域において均一で、時間領域において可変周波数の光学時計信号に変転される。ＯＲゲートは真実の光学時計信号とニセ時計信号とを合併し、高速モジュール採集カードの正常作業を保証する。

前記スイープレーザーモジュールは高速スイープレーザー器、光ファイバアイソレーター、および光ファイバカプラーを備え、スイープレーザー器から出力された光学信号を続く光路から隔離し、続く光路から戻ってきた光学信号がレーザー器の正常作業を干渉することを防止し、且つ小部分のスイープレーザーを光学時計モジュールに出力して分配し、大部分のスイープレーザーを引き続いて出力する。前記光学時計モジュールは、干渉モジュール、プローブモジュールおよび光学時計変換回路モジュールを備え、主に周波数領域において均一で時間領域において可変周波数の光学時計信号を得る。前記データ採集モジュールは高速モジュール採集カードを採用し、主に光学時計モジュールから出力された光学時計信号を基準としてオリジナル画像信号を採集し、且つデータ処理モジュールに提供して処理させる。前記データ処理モジュールはデジタル信号処理能力を有するチップ（例えば、ＣＰＵ、ＧＰＧＰＵ、ＤＳＰ、ＦＰＧＡなど）であり、主にオリジナル信号を処理して最終のデータ信号に変換する。前記画像表示モジュールは主に画像信号を表示して且つ画像の後処理および測量を行う。前記実行機構は光ファイバ回転コネクタ、モータおよび電動水平移動台からなり、主にＯＣＴミニクローブを駆動して回転走査させてＯＣＴ画像を得る。前記ＯＣＴミニクローブは主に人体内部臓器に入ってスイープレーザーを伝送し且つ生物組織から後方散乱する光学信号を採集する。前記球嚢カテーテルは人体内部臓器の管路を拡張し、シワをなくし且つＯＣＴミニクローブを球嚢の中心に安定させる。前記充放気装置は主に球嚢カテーテルの拡張に用いられる。

実施例６
ＯＣＴ内視走査撮影システムは実施例２−５に類似するものであるが、異なる点として通用画像処理器でＯＣＴ信号を処理する方案は、図１０に示すように、（１）データ採集、（２）データ伝送、（３）データ処理および（４）画像表示バンクへの伝送という順序の工程を含む。データ伝送時に総線の伝送速度が相対的に遅いから、データ伝送とともに、通用画像処理器は装置のメモリに伝送された前回のＯＣＴオリジナルデータについて並列処理し、その並列伝送および処理過程は図１６に示す通りである。データ処理の過程は、１次元デジタル再サンプリング、１次元高速フーリエ変換（ＦＦＴ）および振幅算出・正規化の３つの工程に分け、１次元デジタル再サンプリング工程では２回のリニアテクスチャーサーチを通じて高速に１回ごとに１次元で３回の補間を実現して再サンプリングの精度を向上させた。

図１５に示すように、通用画像処理器でＯＣＴ信号を処理する方案は、（１）データ採集、（２）データ伝送、（３）データ処理および（４）画像表示バンクへの伝送という順序の工程を含む。

そのうち、（１）データ採集について、本発明は外部採集装置でＦＤ−ＯＣＴオリジナルデータを取得する。

（２）データ伝送について、データ採集工程で得られたＦＤ−ＯＣＴオリジナルデータはコンピュータシステムまたは埋込み式システムのメモリに記憶され、当該オリジナルデータはシステムのメモリにフレームを単位として記憶れており、一定の条件（例えば、データの蓄積が１つのフレームまたは複数のフレームになる）を満たすと、これらのデータはデータ総線（例えば、ＰＣＩ Ｅｘｐｒｅｓｓ）を介して通用画像処理器（ＧＰＧＰＵ）装置のメモリに伝送されることができる。総線の伝送速度が相対的に遅いため、データの伝送と同時に、通用画像処理器は装置のメモリに伝送された前回のＯＣＴオリジナルデータについて並列処理を行う。

例えば、図１６に示すように、第ｎフレームのオリジナルデータは通用画像処理器の装置のメモリに伝送される同時に、第ｎ−１フレームのオリジナルデータは通用画像処理器においてデジタル信号処理され、且つデータ伝送および処理終了後にフレーム同期を行い、即ち、データ伝送にしてもデータ処理にしても、先に終了した一方が、まだ終了していない一方の終了を待って、それから次のフレームの操作を行い、この並列信号伝送／処理モデルによって、通用画像処理器によるデータ処理速度を有効に向上させることができる。

（３）データ処理について、図１５に示すように、通用画像処理器で行われるデジタル信号処理は、１次元デジタル再サンプリング、１次元高速フーリエ変換（ＦＦＴ）および振幅算出・正規化の３つの工程に分ける。デジタル再サンプリングは、画像処理器（ＧＰＵ）に内蔵されたテクスチャーサーチ機能で実現可能で、画像処理器に内蔵されたテクスチャーサーチ機能は補間について２次元線形補間を自動に実現でき、且つ画像処理器のテクスチャーサーチモジュールは補間について特殊のハードウェア最適化を行い、一般の通用画像処理器よりも補間速度が速く、特にＯＣＴ信号処理における非等距離補間についてはなおさらである。次元におけるサーチポイントを精確に設けることによって、画像処理器に内蔵されたテクスチャーサーチ機能で１次元線形補間を実現できる。それに基づいて、２回のリニアテクスチャーサーチを通じて快速に１回ごとに１次元で３回の補間を実現できて、再サンプリングの精度を向上させる。テクスチャーサーチモジュールは非等距離補間について特殊の最適化を行ったため、この方法は、直接に３回の補間よりも、通用画像処理器において実現するにあたり、算出量がさらに小さく、算出効率もさらに高い。ＦＦＴはよく見られるビジネス用の画像処理器に基づく数値算出バンク（例えば、ｎＶｉｄｉａのｃｕＦＦＴバンクまたはＯｐｅｎＣＬ ＦＦＴバンク）で実現可能である。振幅算出・正規化は、自分で画像処理器プログラムを書くことで実現でき、例えば、ｎＶｉｄｉａより提供されるＣＵＤＡバンクを利用して相応なカーネル関数（ｋｅｒｎｅｌ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）を書いて２次元データの高速トラバーサルを実現して振幅算出および正規化を実現する。

（４）画像表示バンクへの送信について、処理済のデータは画像表示バンクのメモリに置かれて、画像表示バンクは直接に利用することができ、総線を介して伝送することがないから、伝送効率を極めて大いに高くし総線資源を節約し、高効率の並列信号処理能力を有し、リアルタイムなデジタル信号処理を実現し、移植可能性が高く、また流行っている画像表示バンクとはシームレスに接続できるから、ソフトウェア表示の柔軟性も向上させ（例えば、通用画像処理器で画像を後処理可能）、比較的低いハードウェアおよびソフトウェア開発コストを実現できる。

実施例７
図１７に示すように、人体の食道に用いてＯＣＴ撮影走査を行うミニプローブは、球嚢の近端のハンドルのガイドワイヤ腔から球嚢の内管９まで挿入し、球嚢のハンドルの通気接続口１３を自動充気ポンプ（図示せず）に接続し、食道を広げるように定格気圧になるまで球嚢１０に充気し、前記球嚢１０および内管９はともに光学透明材料で製造され、きわめて良い透光性能を有する。球嚢１０の作用は食道を広げて食道のしわを少なくしてＯＣＴミニプローブをその作業距離の範囲内に固定する。球嚢１０の膨らむ半径は約８−１０ｍｍであり、食道が完全に広がった半径でもある。従って、相対的に大きな作業距離（約８−１０ｍｍ）はＯＣＴミニプローブの必須特性である。作業距離が比較的大きい場合、ＯＣＴミニプローブは比較的長い自己集束レンズを選択する必要があり、折りたたみにくく、体腔内で使用するときに大変不便で、且つ折りたたむ際にレンズの破裂を引き起こし、潜在的な安全問題がある。従って、ガラス棒を設けて自己集束レンズの作業距離を変えて多段階構造にすることによって、ミニプローブがよりよいコーナリング性を持ち、ミニプローブ全体が作業距離の大きい場合でも依然として狭い通路に入れることを保証した。

本実施例では、特別にガラス棒３を設けた。前文にはガラス棒３とシングルモード光ファイバ１との接着距離を変えることでミニプローブの作業距離が変えられることに言及されている。この例のミニプローブは人体の食道に用いられ、作業距離が約８−１０ｍｍであり、算出やテストによりガラス棒３とシングルモード光ファイバ１との両面の接着距離は０．３ｍｍ未満にすべきである。ガラス棒３の応用は、ＯＣＴミニプローブを比較的長い作業距離の範囲内において作業させることができるだけでなく、ミニプローブの開口数および横方向解像度を変更することもでき、これによりガラス棒とシングルモード光ファイバとの接着距離を変えて作業距離を増やすとともに開口数を増大させてミニプローブの横方向解像度を向上させた。

開口数と光学部品の通光孔径とは以下の関係がある。

式中、Ｄは光学部品の通光孔径、Ｗ．Ｄは作業距離、Ｎ．Ａは開口数であり、作業距離Ｗ．Ｄは一定となるときに、開口数および光学部品の通光孔径（Ｄ）は正比例である。自己集束レンズそのものの加工工程の欠陥のため、通光孔径は単にその直径の８０％前後であるが、シングルモード光ファイバは細いから、実際の応用ではシングルモード光ファイバを介して直接に自己集束レンズに接続すると実際に使用できる通光孔径は単に自己集束レンズそのものの直径の１０％未満である。実際に使用される自己集束レンズの通光孔径を増大させるために、本願はこのガラス棒を追加し、光がガラス棒において拡散して伝送するから、ガラス棒は光線をビーム拡大する作用を発揮し、光ファイバが自己集束レンズを通るときに実際に使用される通光孔径を増大させた。

解像度と開口数とは以下の関係がある。

式中、λは入射光波長であって固定値であり、横方向解像度△Ｘは開口数（Ｎ．Ａ）に正比例し、即ち、開口数が大きければ大きいほど、横方向解像度が高くなる（数値が小さくなる）。

したがって、ガラス棒３の使用はミニプローブの作業距離を増加するだけでなく、ミニプローブの開口数をも大きくしており、開口数の増大も横方向解像度の向上をもたらし、同時にこの設計は自己収束レンズの長さを大いに短くしてミニプローブのコーナリング性を保証し、ミニプローブ全体が内視鉗子通路を通って球嚢カテーテルとともに人体の食道に入るようにした。この有効な設計は、プローブの横方向解像度を約１０−３０μｍにし、作業距離を８−１０ｍｍにしており、作業距離とミニプローブの横方向解像度との関係は図１８に示す。プローブ全体の直径は１．５ｍｍ未満であり、直径１．０ｍｍの自己集束レンズを採用すると、１．３ｍｍ未満で、直径０．７ｍｍの自己集束レンズを採用すると、１．０ｍｍ未満で、直径０．５ｍｍの自己集束レンズを採用すると、０．７ ｍｍ未満である。本願は、このＯＣＴミニプローブを狭い空間に用いることができ、且つ比較的大きな作業距離、比較的大きな開口数および比較的高い解像度を有する。

図１９はＯＣＴ球嚢カテーテル内視鏡によって得られた健康動物の一部分の食道の画像であり、画像サイズは１２００横方向走査数×４０９６縦方向走査、走査速度は０．２ｃｍ／３ｓ、スケールは１ｍｍである。図２０は図１９の健康動物の食道画像の局部拡大図であり、認識可能な層は、鱗状上皮層（ＳＥ）８１、固有層（ＬＰ）８２、筋肉粘膜（ＭＭ）８３、粘膜下層（ＳＭ）８４、および固有層（ＭＰ）８５を含む。図２１は、ＯＣＴ内視走査撮影システムで管腔表面および深度走査を行い、それから走査データをソフトウェアにより再現して生成した健康動物の食道の３Ｄ画像である。

前記は単に本願の好ましい実施の形態であり、当業者に本願の発明を理解して実現してもらうためのものである。これらの実施例に対する多種の補正および組み合わせは当業者にとって自明であり、本文で定義された一般の原理は本願の精神や範囲を離れない状況で、ほかの実施例に実現できる。従って、本願は本文に示すこれらの実施例に限定されることなく、本文に開示の原理および新規特徴と一致した最も広い範囲に合致する。

１、シングルモード光ファイバ、２、スプリング管、３、ガラス棒、４、自己集束レンズ、５、反射鏡、６、溝付きステンレス鋼管、７、支持ステンレス鋼管、８、柔軟エンド、９、内管、１０、球嚢、１１、双腔管、１２、ハンドル、１３、通気接続口、１４、ホストコンピュータ接続口、１５、膜スリーブ、
８１、鱗状上皮層（ＳＥ）、８２、固有層（ＬＰ）、８３、筋肉粘膜（ＭＭ）、８４、粘膜下層（ＳＭ）、８５、固有層（ＭＰ）、
９１、広帯域９０度位相分配器により位相が９０度変位したＭＺＩ電気学信号、９２、位相が変位していないＭＺＩ電気学信号、９３、信号９１をゼロ交差比較処理したデジタル信号、９４、信号９２をゼロ交差比較処理したデジタル信号、９５、ニセ時計信号、９６、デジタル信号９３及び９４をＸＯＲゲートにより併せた信号、
１０１、エアポンプ、１０２、充気電磁弁、１０３、圧力センサ、１０４、絞り弁、１０５、圧力センサ、１０６、防爆圧力センサ、１０７、放気電磁弁、１０８、機械圧力スイッチ。

Claims (2)

1. 自動充放気装置のＯＣＴ内視走査撮影システムにおける応用であって、
   前記ＯＣＴ内視走査撮影システムが、スイープレーザーモジュール、干渉モジュール、ディテクターモジュール、データ採集モジュール、データ処理モジュール、画像表示モジュール、実行機構、ＯＣＴミニプローブ、球嚢カテーテル、及び自動充放気装置を備え、
   前記自動充放気装置が、制御・表示モジュール、エアポンプ、充気電磁弁、放気電磁弁、圧力センサ、防爆圧力センサ、及び機械圧力スイッチを備え、前記自動充放気装置をＯＣＴ内視走査撮影システムに応用して、自動充放気および精確な気圧制御を実現し、前記エアポンプが前記充気電磁弁および前記放気電磁弁を介して前記球嚢に接続された絞り弁に接続され、前記圧力センサが複数あり、少なくとも１つの圧力センサが球嚢に接続され、少なくとも１つの圧力センサが絞り弁と充気電磁弁、放気電磁弁との間に設けられ、前記防爆圧力センサが球嚢に接続され、前記機械圧力スイッチが球嚢に接続され、制御・表示モジュールが球嚢気圧および充気時間を設定し、圧力を採集し、エアポンプのオンオフを制御し、電磁弁の作業状態を制御可能であり、
   当該自動充放気装置の使用過程が、
   制御・表示モジュールで球嚢気圧および充気時間を設定し、設定された気圧値になるまでエアポンプが充気する充気過程と、
   制御・表示モジュールで球嚢気圧および放気時間を設定し、設定された気圧値になるまでエアポンプが吸気する放気過程とを有し、
   前記充放気過程で、システムが防爆圧力センサによって過圧保護を行い、球嚢が設定された気圧を超えるとエアポンプを閉じ、球嚢が設定された気圧を超えると機械圧力スイッチで気圧を抜くことを特徴とする前記応用。
2. 前記ＯＣＴ内視走査撮影システムが、スイープレーザーモジュール、干渉モジュール、ディテクターモジュール、データ採集モジュール、データ処理モジュール、画像表示モジュール、実行機構、ＯＣＴミニプローブ、球嚢カテーテル、及び充放気装置を備え、前記実行機構がＯＣＴミニプローブを駆動して回転走査させて３Ｄ画像が発生可能であることを特徴とする、請求項１に記載の自動充放気装置のＯＣＴ内視走査撮影システムにおける応用。
   

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