JP4021975B2 - Optical scanning probe device - Google Patents

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純 広谷
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正弘 大野
英治 安田
武文 上杉
章弘 堀井
利昌 河合
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Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通され、低干渉光を走査して体腔内部の被検体の断層像を得るための光走査プローブ装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
近年、生体組織を診断する場合、その組織の表面状態の光学的情報を得るイメージング装置の他に、組織内部の光学的情報を得ることのできる光CT装置が提案されている。
【0003】
この光CT装置としてはピコ秒パルスを用いて、生体内部の情報を検出し、断層像を得る。しかしながら、ピコ秒パルスオーダの極短パルス光を発生するレーザ光源は高価で大型となり、取扱いも面倒である。
【0004】
最近になって、低干渉性光を用いて被検体に対する断層像を得る干渉型のOCT(オプティカル・コヒーレンス・トモグラフィ)が例えば特表平6ー511312号公報に開示されている。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】
この従来例では体腔内で使用する場合に対して詳しい開示を行っていない。簡単な走査機構を開示しているが、体腔内で使用する場合には内視鏡の一部に組み込む等の記載はあるが、詳しい走査機構を開示していない。
【0006】
また、内視鏡の観察下で使用できるようにするには内視鏡の鉗子チャンネル内を挿通して使用でき、かつその状態で安定した光走査を行う機構を備えたものが、既存の内視鏡と組み合わせて使用でき、適用範囲が拡大できて望ましいものとなる。
しかしながら上記従来例では内視鏡の鉗子チャンネル内を挿通して使用でき、低干渉光を安定して走査する詳しい走査機構を開示していない。
なお、内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通可能で走査機構を有しない光プローブでも手動で移動することにより断層像を得ることは原理的に可能となるが、その移動量の検出機構がないと、走査方向の断層像の表示はできない。
【0007】
(発明の目的)
本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、内視鏡のチャンネル内に挿通でき、低干渉光の走査を行って断層像を得ることができる光走査プローブ装置を提供することを目的とする。
【0008】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するために請求項1に記載の光走査プローブ装置は、被検体に低干渉性の光を照射し、被検体において散乱した光の情報から被検体の断層画像を構築する光イメージング装置用の光走査プローブ装置であって、内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通可能であり先端が閉じられた細長く柔軟な筒状に形成されているとともに、少なくともその先端側の側面は光透過性のよい素材で成形されているシースと、前記シースの内部に長手方向の軸まわりに回転自在に設けられ、回転駆動装置によって回転力が付与される柔軟なシャフトと、 前記柔軟なシャフトの内部に前記シースの中心軸に沿って設けられているシングルモードファイバと前記シングルモードファイバの後端側に設けられ、入射される前記低干渉性の光の光束径より小さい有効径の当該低干渉性の光を、前記シングルモードファイバの後端に入射させるレンズと、前記シングルモードファイバの先端側に配置されるとともに、回転力が付与された前記シャフトにより回転させられ、前記シングルモードファイバにより導光される光の光路を変更する光路変更手段と、を備えたことを特徴とする。
【0009】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
(第1の実施の形態)
図1ないし図6は本発明の第1の実施の形態に係り、図1は第1の実施の形態を備えた光断層画像装置(光イメージング装置)の構成を示し、図2は第1の実施の形態が挿通される内視鏡を示し、図3は本発明の第1の実施の形態の光走査プローブ装置の後端側部分を示し、図4は光走査プローブ装置の全体構成を示し、図5は光走査プローブ装置の前端側部分を示し、図6はコネクタ部の一部を変更した構造等を示す。
【0010】
図1に示す光断層画像装置1は超高輝度発光ダイオード(以下、SLDと略記)等の低干渉性光源2を有する。この低干渉性光源2はその波長が例えば1300nmで、その可干渉距離が例えば17μm程度であるような短い距離範囲のみで干渉性を示す低干渉性光の特徴を備えている。つまり、この光を例えば2つに分岐した後、再び混合した場合には分岐した点から混合した点までの2つの光路長の差が17μm程度の短い距離範囲内の場合には干渉した光として検出され、それより光路長が大きい場合には干渉しない特性を示す。
【0011】
この低干渉性光源2の光は第1のシングルモードファイバ3の一端に入射され、他方の端面(先端面)側に伝送される。
この第1のシングルモードファイバ3は途中の光カップラ部4で第2のシングルモードファイバ5と光学的に結合されている。従って、この光カップラ4部分で2つに分岐されて伝送される。
【0012】
第1のシングルモードファイバ3の(光カップラ部4より)先端側には、非回転部と回転部とで光を伝送可能な結合を行う光ロータリジョイント6が介挿され、この光ロータリジョイント6内の第3のシングルモードファイバ7を介して第1の実施の形態の光走査プローブ装置(以下、光走査プローブと略記)8A内に挿通され、回転駆動される第4のシングルモードファイバ9に低干渉光源2の光が伝送(導光)される。
【0013】
そして、伝送された光は光走査プローブ8Aの先端側から生体組織11側に走査されながら照射される。また、生体組織11側での表面或いは内部での散乱などした反射光の一部が取り込まれ、逆の光路を経て第1のシングルモードファイバ3側に戻り、光カップラ部4によりその一部が第2のシングルモードファイバ5側に移り、第2のシングルモードファイバ5の一端から光検出器としての例えばフォトダイオード12に入射される。なお、光ロータリジョイント6のロータ側は回転駆動装置13によって回転駆動される。
【0014】
また、第2のシングルモードファイバ5の光カップラ部4より先端側となる途中には光ループ部14が設けてあり、さらにその先端には光路長の可変機構15が設けてある。
【0015】
つまり、第2のシングルモードファイバ5の先端面に対向してレンズ16と、ミラー17とが配置され、このミラー17はアクチュエータ18により、矢印aで示すように光路長を変化できるようにしている。このミラー17で反射された光は光カップラ部4で第1のシングルモードファイバ3側から漏れた光と混合されて、共にフォトダイオード12で受光される。なお、アクチュエータ18及び回転駆動装置13は制御装置19により制御される。
【0016】
なお、ループ部14は光走査プローブ8側の第4のシングルモードファイバ9等による光路長とほぼ等しい長さとなるように設定される。また第2のシングルモードファイバ5の先端面からミラー17で反射されて第2のシングルモードファイバ5の先端面に戻る光路長は第4のシングルモードファイバ9の先端面から後述するマイクロプリズムなどを介して生体組織11側に照射され、生体組織11の内部等で反射されて第4のシングルモードファイバ9の先端面に戻る光路長と等しくできるようにしている。
【0017】
そして、基準光側の光路長の可変機構15におけるミラー17の位置を変えてその光路長を変化することにより、この光路長と等しい値となる生体組織11の深さ位置での反射光とを干渉させ、他の深さ部分での反射光は非干渉にすることができるようにしている。
【0018】
上記フォトダイオード12で光電変換された信号はアンプ21により増幅された後、復調器22に入力される。この復調器22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23を経てコンピュータ24に入力される。このコンピュータ24では断層像に対応した画像データを生成し、モニタ25に出力し、その表示面にOCT像26を表示する。
【0019】
このコンピュータ24は制御装置19と接続され、コンピュータ24は制御装置19を介してアクチュエータ18を介して基準光の光路長の可変制御と、回転駆動装置13による回転による光走査方向の制御を行うようにしている。
【0020】
第1の実施の形態の光走査プローブ8は図2に示すように内視鏡27の鉗子挿通口28から鉗子挿通用チャンネルを経てその先端開口から光走査プローブ8の先端側を突出させることができる。
【0021】
この内視鏡27は体腔内に挿入し易いように細長の挿入部29を有し、この挿入部29の後端には太幅の操作部30が設けてある。この挿入部30の前端付近には鉗子挿通口28が設けてあり、この鉗子挿通口28はその内部で鉗子挿通用チャンネルと連通している。
【0022】
挿入部29内には図示しないライトガイドが挿通され、このライトガイドの入射端を光源装置に接続し、照明光を伝送して挿入部29の先端部に設けた照明窓から出射し、患部等を照明する。また、照明窓に隣接して観察窓が設けられ、この観察窓には対物光学系が取り付けられ、照明された患部等を光学系に観察できるようにしている。
【0023】
そして、内視鏡27の先端部の観察光学系の観察の下で、患部等の注目する部分の生体組織11側に光走査プローブ8Aにより、低干渉光を照射し、その生体組織11の内部の断層画像データを得て、モニタ25の表示面にOCT像26を表示できるようにしている。
【0024】
この第1の実施の形態の光走査プローブ8Aの構成を図3ないし図5を参照して以下に説明する。
第1のシングルモードファイバ3の先端側は図3に示す光ロータリジョイント6内の第3のシングルモードファイバ7を介して光走査プローブ8A内に挿通される第4のシングルモードファイバ9と光学的に結合されている。
【0025】
第1のシングルモードファイバ3の先端には回転子受け31が設けてあり、この回転子受け31の凹部に回転子32が嵌合し、両者の間に介挿した2箇所の軸受け33により回転子32は(回転されない回転子受け31側に対して)回転自在に支持されている。
【0026】
回転子受け31及び回転子32の中心に沿ってそれぞれ第1のシングルモードファイバ3及び第3のシングルモードファイバ7が挿通され、両ファイバ3、7が対向する端面にはそれぞれ凸レンズ34、35を配置して、回転されないファイバ3と回転されるファイバ7との間で効率良く光の伝送できるようにしている。
【0027】
また、回転子32は例えばベルト36を介して回転駆動装置13を構成するモータ37のプーリ38と連結されている。モータ37の回転により、矢印bで示すように回転子32も回転され、従って第3のシングルモードファイバ7も共に回転される。モータ37は回転制御部39からのモータ駆動信号により、一定速度で回転駆動する。
【0028】
この回転子32の先端には光走査プローブ8Aの後端に設けたコネクタ部41が接続される。
図4に示すように光走査プローブ8Aは外套チューブとなる細長で円管形状のシース42の中心軸に沿って第4のシングルモードファイバ9を配置し、この第4のシングルモードファイバ9の後端及び先端をコネクタ本体43及び先端本体44にそれぞれ固定し、この第4のシングルモードファイバ9を中空で柔軟な回転力伝達部材としてのフレキシブルシャフト45で覆うようにしている。このフレキシブルシャフト45の内径は第4のシングルモードファイバ9の外径より僅かに大きい。
なお、第4のシングルモードファイバ9は例えばそのコア径が9μm程度である。
【0029】
シース42は例えばポリメチルペンテン製等、(低干渉光に対して)透明で光透過性が良いチューブで形成されている。また、フレキシブルシャフト45は密巻きのコイルを2重或いは3重にして、柔軟性を有し、一端に加えられた回転を他端に効率良く伝達する機能を有する。このフレキシブルシャフト45の後端及び先端もコネクタ本体43及び先端本体44に固定されている。
【0030】
シース42の後端にはコネクタ部41を形成する円筒状のコネクタカバー46に固着され、このコネクタカバー46の内側に円柱状のコネクタ本体43が2箇所に設けた軸受け47を介挿して回転自在に支持されている。そして、このコネクタ本体43の中心軸に設けた孔に第4のシングルモードファイバ9の後端が挿入されて接着剤等で固着されている。
【0031】
このコネクタ本体43の後端面には凸部48が設けられ、一方回転子32の先端面にはこの凸部48に嵌合する凹部49が設けてあり、これらは互いに嵌合する。そして、両者を突き当てた状態で回転子32を回転した場合にはコネクタ本体43も回転する。この回転力がフレキシブルシャフト45の後端に付与され、このフレキシブルシャフト45によりその先端に伝達し、その先端に取り付けた先端本体44を回転させるようにしている。
【0032】
図5にも示すように第4のシングルモードファイバ9の先端は先端本体44の中心軸に設けた孔に挿入して接着剤等で固着され、第4のシングルモードファイバ9の先端面の前側の孔径を拡げて第4のシングルモードファイバ9の先端から出射される光を所定の位置に集光するセルフォックレンズ(GRINレンズ)51を固着している。このGRINレンズ51の先端面には光路を反射により変更するマイクロプリズム52を接着剤等で固着している。
【0033】
そして、第4のシングルモードファイバ9で導光され、先端面に所定距離離間して配置された光をGRINレンズ51で集光し、マイクロプリズム52で直角方向に反射して、透明のシース42を透過させて外部に集光した(低干渉光による)出射光53を出射できるようにしている。そして、所定の距離で集光される集光点では例えば10μmないし30μmの光束径となるようにしている。
【0034】
なお、第4のシングルモードファイバ9の先端面は斜めにカットされ、GRINレンズ51の後面で反射された光がこの先端面に入射するのを低減している。また、GRINレンズ51の後面及びマイクロプリズム52の前面に反射防止部材をコーティングするなどして反射防止膜54を設け、反射光が生じるのを低減している。
【0035】
なお、シース42の先端は半球状にして先端を閉じている。本実施の形態の光走査プローブ8Aはその全長Lがほぼ2000mm程度、シース径Dが2.4mmにしている。
【0036】
次に本実施の形態の作用を説明する。
図示しない内視鏡光源装置からの照明光を内視鏡27のライトガイドで導光することにより、挿入部29の先端部の照明窓から生体組織11側を照明する。照明された生体組織11は観察窓の対物光学系により、固体撮像素子に結像され、ビデオプロセッサで信号処理された後、表示用モニタに内視鏡像を表示する。
【0037】
低干渉光での断層像の表示を行う場合には、図2に示すように内視鏡27の鉗子挿入口28に光走査プローブ8Aを通し、鉗子チャンネル内を経て先端開口から光走査プローブ8Aの先端部を突出させる。
【0038】
また、この光走査プローブ8Aの後端のコネクタ部41を光ロータリジョイント6の前端の回転子32に接続して図1の光断層画像装置1を構成する。
すると低干渉光源2の低干渉光は第1のシングルモードファイバ3の後端に入射され、この低干渉光は光ロータリジョイント6内の第3のシングルモードファイバ7を介して光走査プローブ8A内の第4のシングルモードファイバ9の後端に入射される。
【0039】
入射された低干渉光は、この第4のシングルモードファイバ9によって導光されてその先端面から図4或いは図5に示すように対向するGRINレンズ51側に出射され、このGRINレンズ51により集光され、このGRINレンズ51の先端面に接着固定されたマイクロプリズム52に入射され、その斜面で全反射されて進行方向が90°異なる方向に出射光53が出射され、この出射光53が出射される方向の生体組織11側に照射される。
【0040】
図3に示すように光ロータリジョイント6を構成する回転子32はモータ37の回転軸に取り付けたプーリ38とベルト36で接続されているので、モータ37を一定速度で回転させることにより、回転子32も矢印bで示す方向に一定速度で回転し、この回転子32の先端に接続されたコネクタ部41におけるコネクタ本体43も共に回転する。
【0041】
このコネクタ本体43には第4のシングルモードファイバ9を覆うフレキシブルシャフト45の後端が固着されているので、このフレキシブルシャフト45も回転し、この回転はフレキシブルシャフト45によりその先端にも伝達される。この場合、コネクタ本体43の中心の孔には第4のシングルモードファイバ9の後端が固着されているので、この第4のシングルモードファイバ9もフレキシブルシャフト45と共に回転する。
【0042】
このフレキシブルシャフト45の先端に取り付けられ、その中心の孔に第4のシングルモードファイバ9の先端が固着された先端本体44も回転し、この先端本体44に固着したGRINレンズ51及びマイクロプリズム52も回転するので、図4或いは図5に示す出射光53は光走査プローブ8Aの軸に垂直な方向に放射状に走査する。
【0043】
そして、生体組織11の表面及びその表面近くの内部組織の光学的な特性が異なる部分(屈折率の変化部分)で反射及び組織中で散乱され、一部は照射時とは逆の光路となるマイクロプリズム52及びGRINレンズ51を経て第4のシングルモードファイバ9の先端面に入射され、その後端側に伝送される。
【0044】
そして光ロータリジョイント6内の第3のシングルモードファイバ7を経て第1のシングルモードファイバ3の先端面に入射され、その途中の光カップラ部4によって第2のシングルモードファイバ5側に一部が移り、その際基準光側の光(ミラー17で反射された光)と混合されてフォトダイオード12で受光され、光電変換されて電気信号となる。
【0045】
この信号はアンプ21で増幅された後、復調器22により、干渉光成分のみが抽出されて検波される。そして、デジタル信号に変換されてコンピュータ24に入力される。
【0046】
コンピュータ24は光路長の可変機構15により光路長を変化させるようにして生体組織11の深さ方向の断層像データを得ると共に、制御装置19を介して回転駆動装置13を制御してその内部のモータ37を一定速度で回転させ、1フレーム分の断層像データを得る。
【0047】
コンピュータ24では順次得られた断層像データをその内部の画像メモリに一旦格納し、所定の周期で読み出してモニタ25に断層像或いはOCT像26を図1のように表示することができる。
【0048】
本実施の形態では光走査プローブ8Aの中心軸に沿って配置した第4のシングルモードファイバ9を回転駆動し、その先端側に設けたGRINレンズ51及びマイクロプリズム52も回転駆動することにより、光走査プローブ8Aの中心軸に垂直な方向に対して低干渉光を安定して走査でき、従って周方向に2次元的に広がり、深さ方向の断層像を安定して得ることができる。
【0049】
具体的には、例えば狭い管腔内壁部分でこのように周方向の走査を行って周方向の断層像を得ることにより、内視鏡27による表面状態の観察と、断層像による表面を含むその内部の病変部位の性状を検出するなどの診断を有効に行うことができる。
【0050】
また、他の使用例として例えば、内視鏡27により体腔内の生体組織11において、患部等の注目する部位を観察し、その内部の状態を主に観察したい場合には、注目する部位に光走査プローブ8Aの先端の側面を接近させて(例えば光走査プローブ8Aの先端の側面を注目する部位の表面とほぼ平行にする)、同様に周方向の走査により断層像を得る。
【0051】
そして、表示の際には全周方向の断層像を表示しないで、注目する部位を含む狭い範囲をモニタ25に表示するようにしても良い。この場合には、広い管腔内部でも適用できる。また、狭い管腔部位でもその一部に対する詳細な断層像を得る場合にも適用できる。
【0052】
また、このように全周に対する断層像をを得る場合と全周の一部の領域に対する断層像を得る場合とで、回転速度(換言すると走査速度)を変更できるようにしても良い。
【0053】
本実施の形態によれば、鉗子チャンネルを備えた既存の内視鏡27に広く適用できると共に、この適用により患部等のその表面の内視鏡像の他に、安定した光走査機構によってその内部の断層像を安定して得ることができるので、より的確な診断を行うのに適した光走査プローブ8Aを提供できる。
【0054】
なお、光走査プローブ8Aの後端のコネクタ部41では、第4のシングルモードファイバ9の後端は第3のシングルモードファイバ7の先端と突き合わされるような構造にしているが、図6のようにレンズを介挿した構造にしても良い。
【0055】
図6(A)は変形例の光走査プローブ8Bの後端のコネクタ部41付近の構造を示す。この変形例では回転子32における第3のシングルモードファイバ7の先端面に対向してレンズ56を設け、第3のシングルモードファイバ7の先端面から出射される光の光束径を例えば図6(B)に示すようにD1に広げる。
【0056】
また、コネクタ本体43における第4のシングルモードファイバ9の後端面に対向してレンズ57を設け、有効径D2で入射される光を第4のシングルモードファイバ9の先端面に入射されるようにすると共に、この有効径D2を光束径D1より小さくした。つまり、D1>D2とした。
【0057】
この変形例の構造にすることにより、回転子32の前端に着脱自在のコネクタ部41が軸方向が僅かにずれが存在して装着された場合にも、第4のシングルモードファイバ9の後端面には第3のシングルモードファイバ7の先端面から一定の有効径D2の光が入射されると共に、第4のシングルモードファイバ9の後端面から第3のシングルモードファイバ7の先端面に反射光を伝送する場合にも有効径D2の光を第3のシングルモードファイバ7の先端面に伝送できる。
【0058】
従って、回転子32の前端にそれぞれ着脱自在のコネクタ部41を有する光走査プローブ8Bが製品間でコネクタ部41に多少のバラツキがある場合にも、低干渉光の伝送特性にバラツキが生じるのを低減できる。その他の作用効果は第1の実施の形態と同様である。
【0059】
(第2の実施の形態)
次に本発明の第2の実施の形態を図7及び図8を参照して説明する。図7は本発明の第2の実施の形態の光走査プローブ8Cを示し、図8は図7のA−A断面でコネクタ部を示す。
【0060】
第1の実施の形態ではシース42内でフレキシブルシャフト45と共に第4のシングルモードファイバ9も回転する構造であったが、本実施の形態の光走査プローブ8Cでは第4のシングルモードファイバ9は回転しない構造にしたものである。
【0061】
この光走査プローブ8Cのコネクタ部41は、第1の実施の形態におけるコネクタ部41において、コネクタ本体43に第4のシングルモードファイバ9の後端を固着しないで、第4のシングルモードファイバ9の後端に円筒状で硬質のフェルール61を設け、このフェルール61の外周面とコネクタ本体43の内周面との間に設けた軸受け62を介して回転自在に支持している。
【0062】
また、回転子32側も、第3のシングルモードファイバ7をフェルールを設けて図示しない軸受けを介して回転子32に対して回転自在とし、この回転子32の先端部のフェルール部分で(第4のシングルモードファイバ9の)フェルール受け63を形成して、第4のシングルモードファイバ9の後端のフェルール61と嵌合して接続する構造にしている。
【0063】
第1の実施の形態の場合と同様にコネクタ本体43には凸部48、回転子32にはこの凸部48に嵌合する凹部49が設けてあり、回転子32の回転と共に、コネクタ本体43も回転し、その回転はフレキシブルシャフト45でその先端側にも伝えられる。
【0064】
また、第1の実施の形態では先端本体44に第4のシングルモードファイバ9の先端を固着していたが、本実施の形態では先端本体44の中心孔の径を大きくして、その前端側には第1の実施の形態と同様にGRINレンズ51を固着しているが、その後端側には第4のシングルモードファイバ9の先端に固着した円筒状部材で形成した軸ブレ防止部材64が遊嵌されている。そして、第4のシングルモードファイバ9の先端はこの軸ブレ防止部材64でその外径が太くなっている。
【0065】
また、先端本体44の中心孔の径は軸ブレ防止部材64の外径より僅かに大きく、軸ブレ防止部材64側に対して先端本体44は回転自在にしている。
なお、この軸ブレ防止部材64は例えば摩擦抵抗が小さいチューブ、具体的にはテフロンチューブで形成されている。
【0066】
その他は第1の実施の形態と同様の構成であり、同一の部材には同じ符号を付け、その説明を省略する。
本実施の形態による作用としては第1の実施の形態では回転子32の回転と共に、その内部の第3のシングルモードファイバ7も共に回転されたが、(本実施の形態では)回転されない。
【0067】
また、第1の実施の形態では回転子32の回転と共にコネクタ本体43が回転され、このコネクタ本体43に後端が固着された第4のシングルモードファイバ9もその外側のフレキシブルシャフト45と共に回転されたが、(本実施の形態では)このコネクタ本体43及びフレキシブルシャフト45は回転されるが、その内側の第4のシングルモードファイバ9は回転されない。
その他の作用は第1の実施の形態と同様である。
【0068】
また、本実施の形態では光走査プローブ8C内に挿通された第4のシングルモードファイバ9を回転させることなく、第1の実施の形態と同様に周方向に低干渉光を走査できるので、非常に細い第4のシングルモードファイバ9を回転により切断させてしまうようなことをより有効に防止できる。その他の効果は第1の実施の形態と同様である。
【0069】
(第3の実施の形態)
次に本発明の第3の実施の形態を図9ないし図12を参照して説明する。図9は本発明の第3の実施の形態の光走査プローブの先端側の構造を示し、図10はその先端側に遮光マークが設けてあるのを示し、図11は遮光マークが設けてある光走査プローブの先端側を撮像した内視鏡像を示し、図12はこの光走査プローブを用いて得た断層像を示す。
【0070】
この光走査プローブ8Dは例えば第1の実施の形態において、フレキシブルシャフト45の代わりに、超弾性合金製パイプ66が用いてある。この超弾性合金製パイプ66としては例えばニッケル−チタン合金で形成されている。
【0071】
また、本実施の形態ではシース42は円管状で、その先端が開口し、この先端の開口には光を透過する機能を有する硬質の部材で円筒状で一端(基端)が開口し、他端が半球状に形成された先端キャップ67の基端が固着されている。この先端キャップ67はシース42と同じように例えばポリメチルペンテン製で、より硬度の高いものでより高精度に形成されている。
また、本実施の形態ではGRINレンズ51の後面も斜めにカットしたものが用いてある。
【0072】
また、本実施の形態では図10に示すように基準の方向となる部分に黒色等の塗料を塗布するなどして遮光マーク68が設けてある。従って、内視鏡で先端側を観察すると、図11に示す内視鏡像69中で遮光マーク像68′により、その方位を知ることができる。
【0073】
また、図12に示す断層像70中でも黒色マーク69が設けられた方向は黒色となり画像が形成されない部分68″になるので、その方位を知ることができる。その他は第1の実施の形態と同様の構成である。
【0074】
本実施の形態による作用としては、シース42の先端側で低干渉光を出射する部分をより硬度が大きい別の部材で形成することにより、低干渉光を出射する部分の加工精度を向上できる。このため、シース42で一体成形した場合よりも、出射する部分の肉厚をより均一にでき、出射された低干渉光を焦点位置でより小さいスポット径に設定し易い。従って、、分解能のバラツキなどを小さくできる。
【0075】
また、先端側に遮光マーク68を設けることによって、この光走査プローブ8Dの先端側を内視鏡27で撮像した場合には図11に示すように内視鏡像69中に光走査プローブ8Dの基準の方向を示す遮光マーク像68′を観察することにより、基準の方向を簡単にしることができる。
【0076】
また、この光走査プローブ8Dを用いた場合には図12に示すような断層像70を得ることができ、画像が形成されない線状の部分68″により、走査方向における基準の方向を簡単に知ることができる。その他は第1の実施の形態と同様の作用効果を有する。
【0077】
(第4の実施の形態)
次に本発明の第4の実施の形態を図13を参照して説明する。図13は本発明の第4の実施の形態の光走査プローブ8Eの先端側を示す。
【0078】
図13に示すこの光走査プローブ8Eは図9の光走査プローブ8Dにおいて、先端キャップ67の代わりに、より光の透過率が高い(つまり、低干渉光をより少ないロスで透過する良好な光学的特性を有する)石英ガラスパイプ71と金属製キャップ72とを用いている。
【0079】
また、GRINレンズ51等の周囲にはグリセリンなどの透明液体73が充満されている。グリセリンなどの透明液体73はその屈折率が第4のシングルモードファイバ9のコア部とか、GRINレンズ51、マイクロプリズム52を形成するガラスの屈折率(ほぼ1.5)とか石英ガラスパイプ71の屈折率に近い屈折率を有する透明液体である。その他は図9と同様の構成である。
【0080】
本実施の形態によれば、低干渉光の出射部分を石英ガラスパイプ71で形成することによって、より低干渉光による伝送ロスを少なくでき、S/Nの良い断層像を得ることができるようになる。
【0081】
また、少なくとも光を出射する部分の周囲に透明液体73を充満することにより、充満しない場合における屈折率の差異により、例えば円筒状の石英ガラスパイプ71によりフォーカスした点での光スポットが異方性を示す影響を軽減できる。
【0082】
つまり、図13において、円筒状の石英ガラスパイプ71によりフォーカスした点での光スポットが左右方向とこれに垂直な方向とでの径(サイズ)が異なってしまう異方性を石英ガラスパイプ71の屈折率に近い透明液体73によりその異方特性を軽減できる。
また、屈折率の差異のために、反射により有効に伝送されなくなることをより軽減できる。なお、この透明液体73の屈折率は1.5付近の値が望ましいが、少なくとも1.0ないし2.0の範囲内の値であれば良い。
【0083】
また、金属製キャップ72を用いることにより、例えばX線での診断も併用するような場合にはこの光走査プローブ8Eの先端側の位置を確実に知ることができる(この金属製キャップ72の金属としてはアルミニュウムなどよりは比重が大きく、X線に対する不透過機能が大きいステンレススチールなどの金属の方がより識別が容易となる)。
その他は第3の実施の形態と同様の作用効果を有する。
【0084】
図14は図13の第1の変形例の光走査プローブ8Fの先端側を示す。この光走査プローブ8Fは例えば図13の光走査プローブ8Eにおいて、石英ガラスパイプ71の代わりに透明パイプ71′とし、さらに少し長くした金属製キャップ72部分にガイド孔74を設け、ガイドワイヤ75を通すことができるようにしたものである。
【0085】
なお、図14ではGRINレンズ51等の周囲にグリセリンなどの液体73を充満しないもので示しているが、充満したものとしても良い。また、この光走査プローブ8Fではとしては、図13のものに適用したものに限定されるものでなく、例えば図9のものに適用しても良い。
【0086】
この第1変形例によれば、ガイドワイヤ75を通すことができるようにしているので、胆管などの細い管腔部位に対してもまず、ガイドワイヤ75を通すことによりそのガイドワイヤ75をガイドとして光走査プローブ8Fの先端側を導入することが容易に行える。その他は第4の実施の形態とほぼ同様の作用効果を有する。
図15は図13の第2変形例の光走査プローブ8Gの先端側を示す。この光走査プローブ8Gはシース42内に吸引用チューブを挿通して吸引用管路76を設け、シース42の先端付近で開口させて吸引管路用開口77を設けている。
【0087】
吸引用管路76の手元側は吸引器78に接続して吸引できるようにしている。そして、吸引動作を行うことにより、胃内部などの広い体腔内部位の生体組織79にも密着固定して断層像を得られるようにしている。
【0088】
本変形例によれば、胃内部などの広い体腔内部位で目的とする部分の生体組織79を断層像観察する場合には、その生体組織79付近に吸引管路用開口77を設定して吸引器78により吸引することによって、その生体組織79部分に光走査プローブ8Gの先端側を密着固定できる。
【0089】
従って、その密着固定の状態で安定した光走査ができ、かつ安定した断層像を得ることができる。
その他は第4の実施の形態とほぼ同様の作用効果を有する。
【0090】
(第5の実施の形態)
次に本発明の第5の実施の形態を図16及び図17を参照して説明する。図16は本発明の第5の実施の形態の光走査プローブ8Hの先端側を示し、図17はその作用説明図を示す。本実施の形態は光走査プローブ8Hの先端側に湾曲機能を設けて、所望とする部位の断層像を得やすくしたものである。
【0091】
図16に示すこの光走査プローブ8Hではシース42の先端に硬質の先端リング81を設け、この先端リング81の先端に透明パイプ71′及び先端キャップ72を設けている。
【0092】
また、このシース42はマルチルーメンチューブで形成され、このマルチルーメンチューブの外周に近いルーメンで、中心軸の周りに180度回転したような対称な位置に2本のアングル用ワイヤ82が挿通され、各先端が先端リング81に固着されている。また、シース42の外側にはシース42の先端よりも所定長さ後方側まで、熱収縮チューブ83が被せてあり、この熱収縮チューブ83が被せてないシース先端部の軟性部84よりも硬度を硬くした(或いは可撓性を低くした)硬性部(或いは低可撓部)85を形成している。
【0093】
アングル用ワイヤ82の手元側は例えばプーリなどに巻き付けるようにして固定され、そのプーリの軸にレバーを設けて湾曲操作部が形成されている。そして、レバーを回動操作することにより、一方のアングル用ワイヤ82を牽引することにより、図17の実線で示すように軟性部84を下方に湾曲したり、レバーを逆方向に回動することにより、図17の2点鎖線で示すように上方に湾曲したりできるようにしている。その他は第4の実施の形態とほぼ同様の構成である。
【0094】
この実施の形態によれば、内視鏡27の鉗子チャンネルから突出させた光走査プローブ8Hの先端側を湾曲操作部での操作により、先端側を湾曲させることができるので、湾曲機能を有しないものよりも、より所望とする部位に先端側を導いたり、近接した位置に設定したりすることができる。その他は第4の実施の形態とほぼ同様の作用効果を有する。
【0095】
(第6の実施の形態)
次に本発明の第6の実施の形態を図18を参照して説明する。図18は本発明の第6の実施の形態の光走査プローブ8Iの先端側を示す。
本実施の形態では光走査プローブ8Iの先端側に回転駆動手段を設けて、光走査を行うものである。
【0096】
光走査プローブ8Iの挿入部を形成する円筒状のシース91内の例えば中心軸に沿ってシングルモードファイバ92が挿通され、このシングルモードファイバ92の先端側は円柱状の先端本体93の中心の孔を挿通して接着剤等で固着されている。この先端本体93もその外周面がシース91の先端付近の内周面に固着されている。
【0097】
このシース91の先端開口には円筒状で硬質の透明パイプ94の一端(基端)の開口が固着され、この透明パイプ94の他端(先端)の開口にはほぼ半球状の先端キャップ95が取り付けて先端側を閉じている。
【0098】
この先端キャップ95の内側には超音波モータ96のステータ部分が固着され、回転するロータ部分に支持台97を介してマイクロプリズム52及びGRINレンズ51が取り付けられている。
【0099】
また、超音波モータ96に接続したリード線98はシース91内を挿通され、手元側で図示しない駆動回路に接続される。そして、スイッチをONすることにより、超音波モータ96に駆動信号を供給して超音波モータ96のロータ側を回転させることにより、支持台97に取り付けられたマイクロプリズム52及びGRINレンズ51を矢印で示すように回転させることができるようにしている。そして、シングルモードファイバ92により導光されてその先端面から出射された低干渉光はこの先端面に対向して回転駆動されるGRINレンズ51で集光され、さらにマイクロプリズム52の斜面で反射されて光走査プローブ8Iの軸に垂直な方向に放射状に出射できるようにしている。
【0100】
なお、本実施の形態ではこの光走査プローブ8Iの基端側は図1に示す光ロータリジョイント6を介することなく、第1のシングルモードファイバ3の先端に接続して光断層画像装置1を構成することができる。
【0101】
本実施の形態によれば、光走査プローブ8I内に挿通されるシングルモードファイバ92を回転することなく、その先端側に対向配置したGRINレンズ51及びマイクロプリズム52を回転することにより、第1の実施の形態等の場合とほぼ同様の作用効果を得ることができる。
【0102】
また、フレキシブルシャフト45等の回転力伝達部材を用いてシングルモードファイバ92も回転させるような場合には、屈曲されて体腔内に挿入される内視鏡挿入部29内でやはり屈曲された鉗子チャンネル内を挿通した状態では手元側での回転を先端側に遅延することなく伝達することは困難になる場合が起こる可能性がある。そのような場合には手元側での回転位置と先端側での回転位置とのずれ量が変化する。
【0103】
この場合のずれ量が一定であれば、画質の劣化は殆どないが、ずれ量が局所的に発生して、つまり角度により回転速度が変化するような場合には画像化する場合に手元側での回転位置の検出を行うとその誤差が大きくなり、結果的に得られる断層像の画質が劣化する。それを回避するには先端側での回転位置の検出を行うようにすることが必要になる。
【0104】
本実施の形態では屈曲した体腔内に挿入したような場合にも、その影響を受けないので(先端部に超音波モータ96等を配置しているので回転駆動する場合の負荷ほ変化は殆どなく、一定速度で回転できることになり)、そのように回転位置の検出を行わないでも、駆動信号から回転位置の検出を行うことができる。 従って、比較手に簡単な構成で、細く出来るなどの効果を有すると共に、安定した光走査及びその光走査による安定した断層像を得ることができる。
【0105】
また、光走査プローブ8I内に挿通されるシングルモードファイバ92を回転させるような構造の場合よりもシングルモードファイバ92の折損を有効に防止できる。
【0106】
なお、図18において、GRINレンズ51を先端本体93側に固定し、支持台97にはマイクロプリズム52のみを取り付け、超音波モータ96でマイクロプリズム52側のみを回転させるようにしても良い。この場合には回転される負荷を小さくできるので、回転駆動力の小さな超音波モータ96を利用でき、より小型化も可能になる。或いはより高速の光走査が可能になる。
【0107】
図19は変形例の光走査プローブ8Jの先端側を示す。この変形例では先端本体93の先端面にシングルモードファイバ92を通す孔を設けた超音波モータ96のステータ部分が固着され、そのロータ部分に円筒状の支持台97を介してマイクロプリズム52及びGRINレンズ51が取り付けられている。
【0108】
また、先端本体93に設けたリード線挿通孔に超音波モータ96に接続したリード線98を通している。その他は第6の実施の形態と同様の構成である。この変形例の作用及び効果は第6の実施の形態とほぼ同様である。
【0109】
(第7の実施の形態)
次に本発明の第7の実施の形態を図20を参照して説明する。図20は本発明の第7の実施の形態の光走査プローブ8Kの先端側を示す。本実施の形態は血管内に挿入して断層像を得るのに適したものである。
【0110】
本実施の形態では光走査プローブ8Kは図15の光走査プローブ8Gと類似してシース42内に流体管路101を設け、この流体管路101はシース42の先端付近の側部の開口部102で開口している。
【0111】
この流体管路101の手元側の端部は生理食塩水が収納されたタンク103に接続され、このタンク103の生理食塩水はポンプ104を駆動することにより、流体管路101を介して開口部102からその外部に送ることができるようにしている。その他は図15の光走査プローブ8Gと同様の構成である。
【0112】
従って、この光走査プローブ8Kを用いると、血液内部に挿入して断層像を得る場合には、血液により散乱されて断層像を得ることが困難になる場合には、タンク103の生理食塩水を注入することにより、光走査を行う部分に生理食塩水を充満させて血液を排除した状態に設定することにより、血液による散乱の少ない状態で断層像を得ることができる。その他は第4の実施の形態とほぼ同様の作用効果を有する。
【0113】
(第8の実施の形態)
次に本発明の第8の実施の形態を図21を参照して説明する。図21は本発明の第8の実施の形態の光走査プローブ8Lの先端側を示す。本実施の形態は焦点位置の可変手段を設けたものである。
【0114】
この光走査プローブ8Lは例えば図20の光走査プローブ8Kにおいて、流体管路101を設けないで、第4のシングルモードファイバ9の先端をリニアアクチュエータ106を介して先端本体44に取り付けて、シース42の長手方向に移動自在にしている。
【0115】
つまり、第4のシングルモードファイバ9の先端はリニアアクチュエータ106のロータ(可動部)に取り付けられ、このリニアアクチュエータ106のステータは先端本体44に取り付けられている。また、このリニアアクチュエータ106に接続されたリード線107はシース42内を挿通され、その手元側の端部は図示しない駆動回路に接続されている。
【0116】
そして、駆動回路に接続された焦点位置可変スイッチを操作することにより、ニリアアクチュエータ106にそのロータ側を前進させたり、後退移動させたりすることができるようにしている。例えば図21の状態では1点鎖線で示す焦点位置F1であるが、焦点位置可変スイッチを操作して第4のシングルモードファイバ9の先端を点線で示す位置まで前進移動させた場合には点線で示す焦点位置F2に設定できるようにしている。
【0117】
本実施の形態によれば、光走査プローブ8Lの先端側から出射された低干渉光の集束点の位置を変更できるので、例えば断層像を得る場合に最も分解能の高い状態で得る深さ位置を可変設定できる。
【0118】
具体的に説明すると、例えば焦点位置可変の操作を行わない通常の状態で断層像を得た場合にはその焦点位置がF1であるとし、より深部側をさらに分解能が高い状態で観察したいような場合には焦点位置可変スイッチを操作して、第4のシングルモードファイバ9の先端を前進させることにより、焦点位置をより離れたF2に設定でき、深部側にフォーカスした断層像を得ることができる。
その他は第4の実施の形態とほぼ同様の作用効果を有する。
【0119】
(第9の実施の形態)
次に本発明の第9の実施の形態を図22及び図23を参照して説明する。図22は本発明の第9の実施の形態の光走査プローブ8Mの先端側を示し、図23はその作用説明図を示す。
【0120】
本実施の形態はシングルモードファイバを回転させないで、回転シャフトの先端に設けた反射部材を回転させることにより、シースの長手方向に光走査ができるようにしたものである。
【0121】
円筒形状のシース111内には中心軸から偏心した位置に沿ってシングルモードファイバ112が挿通され、このシングルモードファイバ112の先端はこの先端面に固着したGRINレンズ113と共にシース111の先端側に固定された先端部材114の貫通孔に固着され、前方側に光を出射する。
【0122】
また、シース111の中心軸に沿ってフレキシブルな回転シャフト115が挿通され、この回転シャフト115の先端側は先端本体114の孔を通し、その先端にはミラー部材116が取り付けてあり、このミラー部材116は回転シャフト115と共に、回転駆動される。
【0123】
このミラー部材116はGRINレンズ113の光が当たる面の角度θが回転と共に連続的に変化し、ほぼ1回転に近い角度回転すると、不連続に変化して再び連続的に変化する面の端に戻るように形成されている。
【0124】
従ってこのミラー部材116をほぼ1回転に近い角度回転した場合には図23の2点鎖線で示す光走査方向から途中の1点鎖線で示す光走査方向を含み、実線で示す光走査方向までとなる光走査領域117をカバーできるようにしている。
この光走査領域117は図23の紙面に含まれる方向となる。従って、本実施の形態は周方向に光走査を行うものでなく、光走査プローブ8Mの軸を含む方向に沿ったものとなる。
【0125】
本実施の形態もシングルモードファイバを回転させないでその折損が起こることを有効に防止できる。その他は他の実施の形態とほぼ類似した作用効果を有する。
【0126】
(第10の実施の形態)
次に本発明の第10の実施の形態を図24を参照して説明する。図24(A)は本発明の第10の実施の形態における光出射側のプリズムの形状を示す。
図24(A)ではGRINレンズ51の先端面に円柱を45°の角度でカットして反斜面を形成したマイクロプリズム52Aにしている。この場合には第4のシングルモードファイバ9の先端から出射された光はGRINレンズ51、マイクロプリズム52Aの曲面にされた出射面を経て矢印で示すように生体組織側に出射され、生体組織側で反射された光は逆の光路をたどって第4のシングルモードファイバ9の先端側に入射される。
【0127】
また、図24(B)は第1の実施の形態等で採用されたもので、GRINレンズ51の先端面に立方体をカットして反射面を形成したマイクロプリズム52にしている。
【0128】
また、図24(C)の変形例では図24(B)のマイクロプリズム52における光の出射面にシリンドリカルレンズ52Cを設けた出射面が曲面のマイクロプリズムにしている。
このように曲面にして、フォーカスされた点でのスポット形状をある方向に分解能が高い状態に設定することができる。
【0129】
なお、図24(A)或いはその変形例の図24(C)では、マイクロプリズム52Aの出射面或いはシリンドリカルレンズ52Cは第4のシングルモードファイバ9の軸方向に円筒形状を形成している曲面にしているが、この軸方向に垂直な方向に円筒形状となる曲面のシリンドリカルレンズなどを取り付けても良い。
このようにして、シースを透過する場合の円筒形状のレンズ機能をこれと垂直な方向に円筒形状にしたシリンドリカルレンズにより、その異方的なレンズ機能を打ち消すようにして等方的なレンズ機能を持たせるようにしても良い。
【0130】
また、例えば第1の実施の形態或いは第2の実施の形態におけるGRINレンズ51とマイクロプリズム52の代わりに、マイクロプリズム52の反射面となる斜面を凸面にして、この凸面で反射して光路を変更すると共に、集光するレンズ機能を持たせたもの(光路変更手段が集光するレンズ機能を有する構造)にしても良い。
なお、上述した各実施の形態等を部分的等で組み合わせて構成される実施の形態等も本発明に属する。
【0131】
[付記]
1.被検体に低干渉性の光を照射し、被検体において散乱した光の情報から被検体の断層画像を構築する光イメージング装置用の光走査プローブ装置であって、内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通可能であり先端が開口していない細長く柔軟な筒状のシースであって、少なくともその先端側の側面は光透過性のよい素材で成形されているシースと、
前記シースの内部に長手方向の軸まわりに回転自在に設けられている柔軟なコイルシャフトと、
前記コイルシャフトに回転力を付与する回転駆動装置と、
前記柔軟なコイルシャフトの内部に設けられているシングルモードファイバで形成され、その基端部および先端部はそれぞれ前記コイルシャフトの基端および先端に固定されており、低干渉光源から出射される光がその基端に入射されるように設けられているファイバと、
前記ファイバの先端からある特定の距離をおいて設けられており前記ファイバから出射される光を特定の位置に集光させるためのレンズと、
出射光の光路を変更するために前記レンズに固定されている出射光路変更手段と、
からなることを特徴とする光走査プローブ装置。
【0132】
2.付記1において、
前記ファイバの基端に、前記低干渉光源からの光を集光するためのレンズ手段が設けられていることを特徴とする。
3.付記2において、
前記ファイバの基端に設けられているレンズ手段において、ファイバに入射可能な光束の有効径は、レンズ手段に入射される光束径よりも小さいことを特徴とする。
【0133】
3′.被検体に低干渉性の光を照射し、被検体において散乱した光の情報から被検体の断層画像を構築する光イメージング装置用の光走査プローブ装置であって、 内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通可能であり先端が開口していない細長く柔軟な筒状のシースであって、少なくともその先端側の側面は光透過性のよい素材で成形されているシースと、
前記シースの内部に長手方向の軸まわりに回転自在に設けられている柔軟な中空シャフトと、
前記中空シャフトに回転力を付与する回転駆動装置と、
前記中空シャフトの内部に設けられているシングルモードファイバで形成され、その基端部および先端部はそれぞれ前記中空シャフトの基端および先端に固定されており、低干渉光源から出射される光がその基端に入射されるように設けられているファイバと、
前記ファイバの先端に対向して前記中空シャフトの先端に固着され、前記ファイバの先端から出射される出射光を集光し、かつ出射光の光路を変更する出射光路変更手段と、
からなることを特徴とする光走査プローブ装置。
3″.付記3′において、前記出射光路変更手段はプリズムの反射面を凸面にしたもので反射する際に集光するレンズ機能を有する。
【0134】
4.被検体に低干渉性の光を照射し、被検体において散乱した光の情報から被検体の断層画像を構築する光イメージング装置用の光走査プローブ装置であって、
内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通可能であり先端が開口していない細長く柔軟な筒状のシースであって、少なくともその先端側の側面は光透過性のよい素材で成形されているシースと、
前記シースの内部に長手方向の軸まわりに回転自在に設けられている柔軟なコイルシャフトと、
前記コイルシャフトに回転力を付与する回転駆動装置と、
前記コイルシャフトの回転軸上に設けられるシングルモードファイバで形成され、低干渉光源から出射される光がその基端に入射されるように設けられるファイバ部材と、
前記ファイバ部材の先端からある特定の距離をおいた位置で前記コイルシャフトに固定されて設けられており前記ファイバ部材から出射される光を特定の位置に集光させるためのレンズと、
出射光の光路を変更するために前記レンズに固定されている出射光路変更手段と、
からなることを特徴とする光走査プローブ装置。
【0135】
5.付記4において、
前記ファイバ部材は、先端側側面の少なくとも一部は外径が大きく、その径は前記コイルシャフトの内径よりも僅かに小さいことを特徴とする。
【0136】
5′.被検体に低干渉性の光を照射し、被検体において散乱した光の情報から被検体の断層画像を構築する光イメージング装置用の光走査プローブ装置であって、
内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通可能であり先端が開口していない細長く柔軟な筒状のシースであって、少なくともその先端側の側面は光透過性のよい素材で成形されているシースと、
前記シースの内部に長手方向の軸まわりに回転自在に設けられている柔軟なコイルシャフトと、
前記コイルシャフトに回転力を付与する回転駆動装置と、
前記コイルシャフトの回転軸上に設けられるシングルモードファイバで形成され、低干渉光源から出射される光がその基端に入射されるように設けられるファイバ部材と、
前記ファイバ部材の先端に対向して前記コイルシャフトの先端側に固着され、前記ファイバ部材から出射される出射光を集光し、かつ出射光の光路を変更するための出射光路変更手段と、
からなることを特徴とする光走査プローブ装置。
【0137】
6.付記4において、
前記コイルシャフト先端側の少なくとも一部は内径が小さく、その径は前記ファイバ部材の外形よりも僅かに大きいことを特徴とする。
【0138】
7.被検体に低干渉性の光を照射し、被検体において散乱した光の情報から被検体の断層画像を構築する光イメージング装置用の光走査プローブであって、
内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通可能であり先端が開口していない細長く柔軟な筒状のシースであって、少なくともその先端側の側面は光透過性のよい素材で成形されているシースと、
前記シースの内部に長手方向の軸まわりに回転自在に設けられる柔軟なシャフトと、
前記シャフトに回転力を付与する回転駆動装置と、
前記シャフトに並列に設けられているシングルモードファイバで形成され、低干渉光源から出射される光がその基端に入射されるように設けられるファイバと、
前記ファイバの先端側に固定されて設けられており前記ファイバから出射される光を特定の位置に集光させるためのレンズと、
前記シャフトの先端に固定されているミラーであって、シャフトの回転に伴って前記レンズを透過した光を光路を変換する光路変換手段と、
からなることを特徴とする光走査プローブ装置。
【0139】
8.被検体に低干渉性の光を照射し、被検体において散乱した光の情報から被検体の断層画像を構築する光イメージング装置用の光走査プローブ装置であって、
内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通可能であり先端が開口していない細長く柔軟な筒状のシースであって、少なくともその先端側の側面の光透過性のよい素材で成形されているシースと、
前記シース内部に設けられているシングルモードファイバで形成され、低干渉光源から出射される光がその基端に入射されるように設けられるファイバと、
前記ファイバの先端側に固定されて設けられており前記ファイバから出射される光を特定の位置に集光させるためのレンズと、
前記シースの先端内部に設けられている超音波モータと、
前記超音波モータに電気を供給する電源および制御手段と、
前記超音波モータのロータに固定されている光路変換手段であって、前記超音波モータの回転動作に伴って前記レンズを透過した光の光路を変換する光路変換手段と、
からなることを特徴とする光走査プローブ装置。
【0140】
9.付記1、4、7、8のいずれかにおいて、
前記コイルシャフトまたはシャフトは、超弾性合金製であることを特徴とする。
10.付記1、4、7、8のいずれかにおいて、
前記シースは、両端が開口している柔軟なチューブと、チューブ先端に設けられた光透過性に優れたキャップからなることを特徴とする。
【0141】
11.付記1、4、7、8のいずれかにおいて、
前記シースの素材はポリメチルペンテンであることを特徴とする。
12.付記1、4、7、8のいずれかにおいて、
前記シースは、両端が開口している柔軟なチューブと、チューブ先端に接続された光透過性のよい素材からなるパイプと、前記パイプの先端に封入されたキャップであることを特徴とする。
【0142】
13.付記12において、
前記パイプは石英ガラス製であることを特徴とする。
14.付記1、4、7、8のいずれかにおいて、
前記シースの少なくとも一部にはX線透視下で撮像されうる部材が含まれていることを特徴とする。
【0143】
15.付記1、4、7、8のいずれかにおいて、
前記光走査プローブは長手方向に渡って管路を有しており、前記管路の先端は光走査プローブの側面に開口しており、前記管路の基端は流体を供給するポンプに接続されていることを特徴とする。
16.付記1、4、7、8のいずれかにおいて、
前記光走査プローブの基端側には前記光走査プローブを湾曲操作可能な操作部が設けられていると共に、その湾曲動作部は低干渉光が透過する前記光走査プローブ側面よりも基端側であることを特徴とする。
【0144】
17.付記1、4、7、8のいずれかにおいて、
前記光走査プローブは前記シングルモードファイバの先端面と前記レンズとの距離を調整可能なアクチュエータを備えていることを特徴とする。
18.付記1、4、7、8のいずれかにおいて、
前記シースの少なくとも先端側内面は流体で満たされていることを特徴とする。
【0145】
19.付記18において、
前記流体は屈折率がおよそ1.5であることを特徴とする。
20.付記18において、
前記流体は屈折率が1.0〜2.0の間であることを特徴とする。
【0146】
20.付記1、4、7、8のいずかにおいて、
前記光路変換手段はプリズムであることを特徴とする。
21.付記20において、
前記プリズムの光出射面は、曲面であることを特徴とする。
【0147】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、内視鏡のチャンネル内に挿通でき、低干渉光の走査を行って断層像を得ることができる光走査プローブ装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の第1の実施の形態を備えた光断層画像装置の全体構成を示す図。
【図2】第1の実施の形態が挿通される内視鏡を示す図。
【図3】本発明の第1の実施の形態の光走査プローブ装置の後端側部分を示す断面図。
【図4】光走査プローブ装置の全体構成を示す断面図。
【図5】光走査プローブ装置の前端側部分を示す断面図。
【図6】コネクタ部の一部を変更した変形例の後端側等を示す図。
【図7】本発明の第2の実施の形態の光走査プローブ装置を示す断面図。
【図8】図7のA−A断面でコネクタ部を示す断面図。
【図9】本発明の第3の実施の形態の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図10】遮光マークが設けてある光走査プローブ装置の先端側を示す斜視図。
【図11】図10の光走査プローブ装置の先端側を撮像した内視鏡像を示す図。
【図12】図10の光走査プローブ装置を用いて得た断層像を示す図。
【図13】本発明の第4の実施の形態の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図14】第4の実施の形態の第1変形例の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図15】第4の実施の形態の第2変形例の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図16】本発明の第5の実施の形態の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図17】第5の実施の形態の光走査プローブ装置の先端側を湾曲した様子を示す図。
【図18】本発明の第6の実施の形態の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図19】第6の実施の形態の変形例の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図20】本発明の第7の実施の形態の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図21】本発明の第8の実施の形態の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図22】本発明の第9の実施の形態の光走査プローブ装置の先端側を示す断面図。
【図23】第9の実施の形態の光走査プローブ装置の作用説明図。
【図24】本発明の第10の実施の形態及びその変形例における光出射側のプリズムの形状を示す図。
【符号の説明】
1…光断層画像装置
2…低干渉性光源
3,5、7、9…シングルモードファイバ
4…光カップラ部
6…ロータリジョイント
8A…光走査プローブ(装置)
11…生体組織
12…フォトダイオード
15…光路長の可変機構
17…ミラー
22…復調器
25…モニタ
27…内視鏡
28…鉗子挿通口
29…挿入部
31…回転子受け
32…回転子
37…モータ
41…コネクタ部
42…シース
43…コネクタ本体
44…先端本体
45…フレキシブルシャフト
46…コネクタカバー
47…軸受け
48…凸部
49…凹部
51…GRINレンズ
52…マイクロプリズム
53…出射光
54…反射防止膜
[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an optical scanning probe device that is inserted into a forceps channel of an endoscope and scans low interference light to obtain a tomographic image of a subject inside a body cavity.
[0002]
[Prior art]
In recent years, when diagnosing a living tissue, in addition to an imaging device that obtains optical information on the surface state of the tissue, an optical CT device that can obtain optical information inside the tissue has been proposed.
[0003]
This optical CT apparatus uses a picosecond pulse to detect information inside the living body and obtain a tomographic image. However, a laser light source that generates ultrashort pulse light on the order of picosecond pulses is expensive and large in size, and is difficult to handle.
[0004]
Recently, interferometric OCT (optical coherence tomography) that obtains a tomographic image of a subject using low coherence light has been disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 6-511312.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
In this conventional example, no detailed disclosure is made for use in a body cavity. Although a simple scanning mechanism is disclosed, there is a description such as incorporation into a part of an endoscope when used in a body cavity, but a detailed scanning mechanism is not disclosed.
[0006]
In addition, in order to be able to be used while observing with an endoscope, a device that can be used by being inserted through the forceps channel of the endoscope and has a mechanism for performing stable optical scanning in that state is used. It can be used in combination with a endoscope, and the application range can be expanded, which is desirable.
However, the above-described conventional example does not disclose a detailed scanning mechanism that can be used by being inserted through the forceps channel of the endoscope and that stably scans low interference light.
In principle, it is possible to obtain a tomographic image by manually moving an optical probe that can be inserted into the forceps channel of an endoscope and does not have a scanning mechanism, but there is no mechanism for detecting the amount of movement. The tomographic image in the scanning direction cannot be displayed.
[0007]
(Object of invention)
The present invention has been made in view of the above points, and an object thereof is to provide an optical scanning probe apparatus that can be inserted into a channel of an endoscope and can obtain a tomographic image by scanning with low interference light. To do.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
  To achieve the above objectiveClaim 1The optical scanning probe deviceAn optical scanning probe device for an optical imaging apparatus that irradiates a subject with low coherence light and constructs a tomographic image of the subject from information of light scattered in the subject, and is disposed in a forceps channel of an endoscope Can be inserted,The tip isClosedSlender and flexible cylinderAnd is formed inAt least the side surface on the tip side is provided with a sheath formed of a material having good light transmissivity, and is rotatably provided around the longitudinal axis inside the sheath,A rotational force is applied by the rotational drive device.FlexibleNaThe shaft and the flexibleNaInside the shaftAlong the central axis of the sheathSingle mode file providedWith,The low-coherence light having an effective diameter which is provided on the rear end side of the single-mode fiber and is smaller than the light beam diameter of the incident low-coherence light is incident on the rear end of the single-mode fiber.A lens,The single mode fiber is disposed on the tip side, rotated by the shaft to which a rotational force is applied, and guided by the single mode fiber.Change the light pathLightAnd a path changing means.
[0009]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
(First embodiment)
1 to 6 relate to a first embodiment of the present invention. FIG. 1 shows a configuration of an optical tomographic image apparatus (optical imaging apparatus) including the first embodiment, and FIG. 3 shows an endoscope through which the embodiment is inserted, FIG. 3 shows a rear end side portion of the optical scanning probe apparatus according to the first embodiment of the present invention, and FIG. 4 shows an overall configuration of the optical scanning probe apparatus. 5 shows a front end side portion of the optical scanning probe device, and FIG. 6 shows a structure in which a part of the connector portion is changed.
[0010]
An optical tomographic image apparatus 1 shown in FIG. 1 has a low coherence light source 2 such as an ultra-high brightness light emitting diode (hereinafter abbreviated as SLD). The low-coherence light source 2 has a feature of low-coherence light that exhibits coherence only in a short distance range in which the wavelength is, for example, 1300 nm and the coherence distance is, for example, about 17 μm. In other words, for example, when this light is branched into two and then mixed again, if the difference between the two optical path lengths from the branched point to the mixed point is within a short distance range of about 17 μm, it is regarded as interfering light. When it is detected and the optical path length is longer than that, it shows a characteristic that does not interfere.
[0011]
The light of the low coherence light source 2 is incident on one end of the first single mode fiber 3 and transmitted to the other end face (tip face) side.
The first single mode fiber 3 is optically coupled to the second single mode fiber 5 at an intermediate optical coupler 4. Accordingly, the optical coupler 4 is branched into two and transmitted.
[0012]
An optical rotary joint 6 that performs coupling capable of transmitting light between the non-rotating part and the rotating part is inserted at the tip side of the first single mode fiber 3 (from the optical coupler part 4). An optical scanning probe device (hereinafter abbreviated as an optical scanning probe) 8A of the first embodiment is inserted into the fourth single mode fiber 9 that is rotationally driven through the third single mode fiber 7 of the first embodiment. Light from the low interference light source 2 is transmitted (guided).
[0013]
The transmitted light is irradiated while being scanned from the distal end side of the optical scanning probe 8A to the living tissue 11 side. Further, a part of the reflected light scattered on the surface or inside of the living tissue 11 side is taken in, returns to the first single mode fiber 3 side through the reverse optical path, and part of it is reflected by the optical coupler unit 4. It moves to the second single mode fiber 5 side, and is incident on, for example, a photodiode 12 as a photodetector from one end of the second single mode fiber 5. The rotor side of the optical rotary joint 6 is rotationally driven by the rotational drive device 13.
[0014]
Further, an optical loop portion 14 is provided in the middle of the second single mode fiber 5 from the optical coupler portion 4 to the distal end side, and an optical path length variable mechanism 15 is provided at the distal end thereof.
[0015]
In other words, the lens 16 and the mirror 17 are disposed so as to face the distal end surface of the second single mode fiber 5, and the mirror 17 can change the optical path length by the actuator 18 as indicated by an arrow a. . The light reflected by the mirror 17 is mixed with the light leaked from the first single mode fiber 3 side by the optical coupler unit 4 and is received by the photodiode 12 together. The actuator 18 and the rotary drive device 13 are controlled by the control device 19.
[0016]
The loop portion 14 is set to have a length substantially equal to the optical path length of the fourth single mode fiber 9 or the like on the optical scanning probe 8 side. The optical path length reflected by the mirror 17 from the front end surface of the second single mode fiber 5 and returning to the front end surface of the second single mode fiber 5 is reduced from the front end surface of the fourth single mode fiber 9 by a microprism described later. The optical path length is irradiated to the side of the living tissue 11 and reflected by the inside of the living tissue 11 or the like so as to return to the distal end surface of the fourth single mode fiber 9.
[0017]
Then, by changing the position of the mirror 17 in the optical path length variable mechanism 15 on the reference light side and changing the optical path length, the reflected light at the depth position of the living tissue 11 having a value equal to the optical path length is obtained. Interference is made so that reflected light at other depths can be made non-interfering.
[0018]
The signal photoelectrically converted by the photodiode 12 is amplified by an amplifier 21 and then input to a demodulator 22. The demodulator 22 performs demodulation processing for extracting only the signal portion of the interfered light, and the output is input to the computer 24 via the A / D converter 23. The computer 24 generates image data corresponding to the tomographic image, outputs it to the monitor 25, and displays the OCT image 26 on the display surface.
[0019]
The computer 24 is connected to the control device 19, and the computer 24 performs variable control of the optical path length of the reference light via the control device 19 via the actuator 18 and control of the optical scanning direction by rotation by the rotation drive device 13. I have to.
[0020]
As shown in FIG. 2, the optical scanning probe 8 according to the first embodiment projects the distal end side of the optical scanning probe 8 from the distal end opening through the forceps insertion channel 28 from the forceps insertion opening 28 of the endoscope 27. it can.
[0021]
The endoscope 27 has an elongated insertion portion 29 so that it can be easily inserted into a body cavity, and a wide operation portion 30 is provided at the rear end of the insertion portion 29. A forceps insertion port 28 is provided near the front end of the insertion portion 30, and the forceps insertion port 28 communicates with a forceps insertion channel therein.
[0022]
A light guide (not shown) is inserted into the insertion portion 29, the incident end of the light guide is connected to the light source device, the illumination light is transmitted and emitted from the illumination window provided at the distal end portion of the insertion portion 29, and the affected part or the like. Illuminate. In addition, an observation window is provided adjacent to the illumination window, and an objective optical system is attached to the observation window so that an illuminated affected area or the like can be observed by the optical system.
[0023]
Then, under observation of the observation optical system at the distal end portion of the endoscope 27, low-interference light is irradiated by the optical scanning probe 8 </ b> A to the biological tissue 11 side of the target portion such as an affected part, and the inside of the biological tissue 11. The tomographic image data is obtained, and the OCT image 26 can be displayed on the display surface of the monitor 25.
[0024]
The configuration of the optical scanning probe 8A according to the first embodiment will be described below with reference to FIGS.
The tip end side of the first single mode fiber 3 is optically connected to the fourth single mode fiber 9 inserted into the optical scanning probe 8A via the third single mode fiber 7 in the optical rotary joint 6 shown in FIG. Is bound to.
[0025]
A rotor receiver 31 is provided at the tip of the first single-mode fiber 3, and a rotor 32 is fitted in a recess of the rotor receiver 31, and is rotated by two bearings 33 interposed therebetween. The child 32 is rotatably supported (relative to the rotor receiver 31 that is not rotated).
[0026]
The first single mode fiber 3 and the third single mode fiber 7 are inserted along the centers of the rotor receiver 31 and the rotor 32, respectively, and convex lenses 34 and 35 are respectively provided on the end faces where the fibers 3 and 7 face each other. It is arranged so that light can be efficiently transmitted between the non-rotated fiber 3 and the rotated fiber 7.
[0027]
The rotor 32 is connected to a pulley 38 of a motor 37 that constitutes the rotation drive device 13 via a belt 36, for example. Due to the rotation of the motor 37, the rotor 32 is also rotated as indicated by the arrow b, so that the third single mode fiber 7 is also rotated. The motor 37 is driven to rotate at a constant speed by a motor drive signal from the rotation control unit 39.
[0028]
A connector portion 41 provided at the rear end of the optical scanning probe 8A is connected to the front end of the rotor 32.
As shown in FIG. 4, in the optical scanning probe 8A, a fourth single mode fiber 9 is arranged along the central axis of an elongated and tube-shaped sheath 42 serving as a mantle tube. The end and the tip are fixed to the connector main body 43 and the tip main body 44, respectively, and the fourth single mode fiber 9 is covered with a flexible shaft 45 as a hollow and flexible rotational force transmitting member. The inner diameter of the flexible shaft 45 is slightly larger than the outer diameter of the fourth single mode fiber 9.
The fourth single mode fiber 9 has a core diameter of about 9 μm, for example.
[0029]
The sheath 42 is formed of a tube that is transparent (for low interference light) and has good light transmittance, such as polymethylpentene. Further, the flexible shaft 45 has flexibility by making the closely wound coils double or triple, and has a function of efficiently transmitting the rotation applied to one end to the other end. The rear end and the front end of the flexible shaft 45 are also fixed to the connector main body 43 and the front end main body 44.
[0030]
The sheath 42 is fixed to a cylindrical connector cover 46 that forms a connector portion 41 at the rear end of the sheath 42, and a cylindrical connector body 43 is inserted inside the connector cover 46 through two bearings 47 provided at two locations to be freely rotatable. It is supported by. The rear end of the fourth single mode fiber 9 is inserted into a hole provided in the central axis of the connector main body 43 and fixed with an adhesive or the like.
[0031]
A convex portion 48 is provided on the rear end surface of the connector main body 43, while a concave portion 49 that fits the convex portion 48 is provided on the front end surface of the rotor 32. And when the rotor 32 is rotated in a state where the two are abutted, the connector main body 43 is also rotated. This rotational force is applied to the rear end of the flexible shaft 45, transmitted to the tip of the flexible shaft 45, and the tip body 44 attached to the tip is rotated.
[0032]
As shown also in FIG. 5, the tip of the fourth single mode fiber 9 is inserted into a hole provided in the central axis of the tip body 44 and fixed with an adhesive or the like, and the front side of the tip surface of the fourth single mode fiber 9 A Selfoc lens (GRIN lens) 51 that condenses the light emitted from the tip of the fourth single mode fiber 9 at a predetermined position is fixed. A microprism 52 that changes the optical path by reflection is fixed to the front end surface of the GRIN lens 51 with an adhesive or the like.
[0033]
Then, the light guided by the fourth single mode fiber 9 and disposed at a predetermined distance from the distal end surface is collected by the GRIN lens 51, reflected by the microprism 52 in a right angle direction, and transparent sheath 42. The outgoing light 53 that is transmitted through and condensed outside (by low interference light) can be emitted. Then, at a condensing point where light is condensed at a predetermined distance, a light beam diameter of, for example, 10 μm to 30 μm is set.
[0034]
Note that the tip surface of the fourth single mode fiber 9 is cut obliquely to reduce the incidence of light reflected by the rear surface of the GRIN lens 51 on the tip surface. Further, an antireflection film 54 is provided by coating an antireflection member on the rear surface of the GRIN lens 51 and the front surface of the microprism 52 to reduce the occurrence of reflected light.
[0035]
The tip of the sheath 42 is hemispherical and closed. The optical scanning probe 8A of the present embodiment has an overall length L of about 2000 mm and a sheath diameter D of 2.4 mm.
[0036]
Next, the operation of this embodiment will be described.
By illuminating illumination light from an endoscope light source device (not shown) with a light guide of the endoscope 27, the living tissue 11 side is illuminated from the illumination window at the distal end portion of the insertion portion 29. The illuminated living tissue 11 is imaged on a solid-state imaging device by the objective optical system of the observation window, subjected to signal processing by a video processor, and then displays an endoscopic image on a display monitor.
[0037]
When displaying a tomographic image with low interference light, the optical scanning probe 8A is passed through the forceps insertion opening 28 of the endoscope 27 as shown in FIG. Project the tip of the.
[0038]
1 is connected to the rotor 32 at the front end of the optical rotary joint 6 to constitute the optical tomographic image apparatus 1 of FIG.
Then, the low interference light of the low interference light source 2 is incident on the rear end of the first single mode fiber 3, and this low interference light passes through the third single mode fiber 7 in the optical rotary joint 6 and enters the optical scanning probe 8A. Is incident on the rear end of the fourth single-mode fiber 9.
[0039]
The incident low interference light is guided by the fourth single mode fiber 9 and is emitted from the front end surface to the opposing GRIN lens 51 side as shown in FIG. 4 or FIG. The light is incident on the microprism 52 that is bonded and fixed to the front end surface of the GRIN lens 51, is totally reflected by the inclined surface, and the outgoing light 53 is emitted in a direction different from the traveling direction by 90 °, and the outgoing light 53 is emitted. Irradiation is performed on the side of the living tissue 11 in the direction.
[0040]
As shown in FIG. 3, the rotor 32 constituting the optical rotary joint 6 is connected to a pulley 38 attached to the rotating shaft of the motor 37 by a belt 36, so that the rotor 37 is rotated by rotating the motor 37 at a constant speed. 32 also rotates at a constant speed in the direction indicated by the arrow b, and the connector main body 43 in the connector portion 41 connected to the tip of the rotor 32 also rotates.
[0041]
Since the rear end of the flexible shaft 45 covering the fourth single mode fiber 9 is fixed to the connector main body 43, the flexible shaft 45 also rotates, and this rotation is also transmitted to the front end by the flexible shaft 45. . In this case, since the rear end of the fourth single mode fiber 9 is fixed to the central hole of the connector main body 43, the fourth single mode fiber 9 also rotates together with the flexible shaft 45.
[0042]
The tip main body 44 attached to the tip of the flexible shaft 45 and having the tip of the fourth single mode fiber 9 fixed in the central hole also rotates, and the GRIN lens 51 and the microprism 52 fixed to the tip main body 44 are also rotated. Since it rotates, the emitted light 53 shown in FIG. 4 or 5 scans radially in a direction perpendicular to the axis of the optical scanning probe 8A.
[0043]
Then, the surface of the living tissue 11 and the portion near the surface where the optical characteristics of the tissue are different (refractive index changing portion) are reflected and scattered in the tissue, and a part becomes an optical path opposite to that at the time of irradiation. The light enters the front end surface of the fourth single mode fiber 9 through the microprism 52 and the GRIN lens 51 and is transmitted to the rear end side.
[0044]
Then, the light enters the front end surface of the first single mode fiber 3 through the third single mode fiber 7 in the optical rotary joint 6, and a part of the light is coupled to the second single mode fiber 5 side by the optical coupler unit 4. At that time, it is mixed with light on the reference light side (light reflected by the mirror 17), received by the photodiode 12, and photoelectrically converted into an electric signal.
[0045]
After this signal is amplified by the amplifier 21, only the interference light component is extracted and detected by the demodulator 22. Then, it is converted into a digital signal and input to the computer 24.
[0046]
The computer 24 obtains tomographic image data in the depth direction of the living tissue 11 by changing the optical path length by the optical path length variable mechanism 15, and controls the rotary drive device 13 through the control device 19 to control the internal portion of the biological tissue 11. The motor 37 is rotated at a constant speed to obtain tomographic image data for one frame.
[0047]
In the computer 24, the tomographic image data obtained sequentially can be temporarily stored in an internal image memory, read out at a predetermined cycle, and displayed on the monitor 25 as a tomographic image or an OCT image 26 as shown in FIG.
[0048]
In the present embodiment, the fourth single mode fiber 9 disposed along the central axis of the optical scanning probe 8A is rotationally driven, and the GRIN lens 51 and the microprism 52 provided on the distal end side thereof are also rotationally driven, so that the light Low-interference light can be stably scanned in the direction perpendicular to the central axis of the scanning probe 8A. Therefore, the tomographic image in the depth direction can be stably obtained by spreading two-dimensionally in the circumferential direction.
[0049]
Specifically, for example, by performing circumferential scanning in such a narrow lumen inner wall portion to obtain a circumferential tomographic image, the observation of the surface state by the endoscope 27 and the surface including the surface by the tomographic image are obtained. Diagnosis such as detecting the nature of the internal lesion site can be performed effectively.
[0050]
As another use example, for example, in the case of observing a site of interest such as an affected part in the living tissue 11 in the body cavity with the endoscope 27 and mainly observing the internal state thereof, light is applied to the site of interest. Similarly, the side surface of the tip of the scanning probe 8A is brought close (for example, the side surface of the tip of the optical scanning probe 8A is made substantially parallel to the surface of the site of interest), and similarly, a tomographic image is obtained by circumferential scanning.
[0051]
Then, a narrow range including the region of interest may be displayed on the monitor 25 without displaying the tomographic image in the entire circumference direction at the time of display. In this case, the present invention can be applied even inside a wide lumen. The present invention can also be applied to a case where a detailed tomographic image of a part of a narrow lumen portion is obtained.
[0052]
Further, the rotational speed (in other words, the scanning speed) may be changed between obtaining a tomographic image for the entire circumference and obtaining a tomographic image for a part of the entire circumference.
[0053]
According to the present embodiment, the present invention can be widely applied to the existing endoscope 27 provided with the forceps channel, and by this application, in addition to the endoscopic image of the surface of the affected part or the like, the inside of the endoscope can be obtained by a stable optical scanning mechanism. Since a tomographic image can be obtained stably, an optical scanning probe 8A suitable for performing a more accurate diagnosis can be provided.
[0054]
In the connector portion 41 at the rear end of the optical scanning probe 8A, the rear end of the fourth single mode fiber 9 is configured to abut against the front end of the third single mode fiber 7. FIG. In this way, a structure in which a lens is inserted may be used.
[0055]
FIG. 6A shows a structure in the vicinity of the connector portion 41 at the rear end of the optical scanning probe 8B of the modification. In this modification, a lens 56 is provided facing the tip surface of the third single mode fiber 7 in the rotor 32, and the diameter of the light beam emitted from the tip surface of the third single mode fiber 7 is, for example, shown in FIG. Spread to D1 as shown in B).
[0056]
Further, a lens 57 is provided facing the rear end surface of the fourth single mode fiber 9 in the connector main body 43 so that light incident at the effective diameter D2 is incident on the front end surface of the fourth single mode fiber 9. In addition, the effective diameter D2 was made smaller than the light beam diameter D1. That is, D1> D2.
[0057]
By adopting the structure of this modification, the rear end face of the fourth single mode fiber 9 can be mounted even when the detachable connector portion 41 is attached to the front end of the rotor 32 with a slight deviation in the axial direction. Light having a constant effective diameter D2 is incident from the front end surface of the third single mode fiber 7 and reflected light from the rear end surface of the fourth single mode fiber 9 to the front end surface of the third single mode fiber 7. Can be transmitted to the tip surface of the third single-mode fiber 7.
[0058]
Accordingly, even when the optical scanning probe 8B having the detachable connector portion 41 at the front end of the rotor 32 has some variation in the connector portion 41 between products, the transmission characteristics of the low interference light may vary. Can be reduced. Other functions and effects are the same as those of the first embodiment.
[0059]
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 7 shows an optical scanning probe 8C according to the second embodiment of the present invention, and FIG. 8 shows a connector section in the AA section of FIG.
[0060]
In the first embodiment, the fourth single mode fiber 9 is rotated together with the flexible shaft 45 in the sheath 42. However, in the optical scanning probe 8C of the present embodiment, the fourth single mode fiber 9 is rotated. It is a structure that does not.
[0061]
The connector portion 41 of the optical scanning probe 8C is the same as the connector portion 41 of the first embodiment, except that the rear end of the fourth single mode fiber 9 is not fixed to the connector main body 43. A cylindrical and hard ferrule 61 is provided at the rear end, and is supported rotatably via a bearing 62 provided between the outer peripheral surface of the ferrule 61 and the inner peripheral surface of the connector main body 43.
[0062]
Also on the rotor 32 side, the third single mode fiber 7 is provided with a ferrule so as to be rotatable with respect to the rotor 32 via a bearing (not shown). The ferrule receiver 63 (of the single mode fiber 9) is formed, and the ferrule 61 at the rear end of the fourth single mode fiber 9 is fitted and connected.
[0063]
As in the case of the first embodiment, the connector main body 43 is provided with a convex portion 48, and the rotor 32 is provided with a concave portion 49 that fits into the convex portion 48. The rotation is also transmitted to the tip side of the flexible shaft 45.
[0064]
In the first embodiment, the tip of the fourth single-mode fiber 9 is fixed to the tip main body 44. However, in this embodiment, the diameter of the center hole of the tip main body 44 is increased and the front end side thereof is increased. As in the first embodiment, the GRIN lens 51 is fixed, but on the rear end side, there is an axial blur prevention member 64 formed of a cylindrical member fixed to the tip of the fourth single mode fiber 9. It is loosely fitted. The distal end of the fourth single mode fiber 9 is thickened by the shaft anti-shake member 64.
[0065]
The diameter of the central hole of the tip body 44 is slightly larger than the outer diameter of the shaft shake preventing member 64, and the tip body 44 is rotatable with respect to the shaft shake preventing member 64 side.
The shaft shake preventing member 64 is formed of, for example, a tube having a small frictional resistance, specifically, a Teflon tube.
[0066]
Other configurations are the same as those of the first embodiment, and the same members are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
As an operation according to the present embodiment, in the first embodiment, the third single mode fiber 7 inside the rotor 32 is rotated together with the rotation of the rotor 32, but is not rotated (in the present embodiment).
[0067]
In the first embodiment, the connector main body 43 is rotated with the rotation of the rotor 32, and the fourth single-mode fiber 9 whose rear end is fixed to the connector main body 43 is also rotated with the flexible shaft 45 on the outer side. However, the connector main body 43 and the flexible shaft 45 are rotated (in the present embodiment), but the fourth single mode fiber 9 inside thereof is not rotated.
Other operations are the same as those in the first embodiment.
[0068]
In the present embodiment, the low interference light can be scanned in the circumferential direction similarly to the first embodiment without rotating the fourth single mode fiber 9 inserted into the optical scanning probe 8C. It is possible to more effectively prevent the fourth single mode fiber 9 that is very thin from being cut by rotation. Other effects are the same as those of the first embodiment.
[0069]
(Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 9 shows the structure of the tip side of the optical scanning probe according to the third embodiment of the present invention, FIG. 10 shows that a light shielding mark is provided on the tip side, and FIG. 11 shows that the light shielding mark is provided. An endoscopic image obtained by imaging the tip side of the optical scanning probe is shown, and FIG. 12 shows a tomographic image obtained using this optical scanning probe.
[0070]
The optical scanning probe 8D uses, for example, a superelastic alloy pipe 66 instead of the flexible shaft 45 in the first embodiment. The superelastic alloy pipe 66 is formed of, for example, a nickel-titanium alloy.
[0071]
Further, in the present embodiment, the sheath 42 has a circular tube shape, and a distal end thereof is opened, and the distal end opening is a hard member having a function of transmitting light and is cylindrical and has one end (base end) opened. The base end of the tip cap 67 whose end is formed in a hemispheric shape is fixed. The tip cap 67 is made of, for example, polymethylpentene, like the sheath 42, and has a higher hardness and is formed with higher accuracy.
In the present embodiment, the rear surface of the GRIN lens 51 is also obliquely cut.
[0072]
Further, in the present embodiment, as shown in FIG. 10, a light shielding mark 68 is provided by applying a paint such as black on a portion that becomes a reference direction. Therefore, when the distal end side is observed with an endoscope, the orientation can be known from the light shielding mark image 68 'in the endoscopic image 69 shown in FIG.
[0073]
Also, in the tomographic image 70 shown in FIG. 12, the direction in which the black mark 69 is provided is black and becomes the portion 68 ″ where no image is formed, so that the orientation can be known. Others are the same as in the first embodiment. It is the composition.
[0074]
As an operation according to the present embodiment, the processing accuracy of the portion that emits the low interference light can be improved by forming the portion that emits the low interference light on the distal end side of the sheath 42 with another member having higher hardness. For this reason, the thickness of the emitted part can be made more uniform than when integrally molded with the sheath 42, and the emitted low interference light can be easily set to a smaller spot diameter at the focal position. Therefore, the variation in resolution can be reduced.
[0075]
Further, by providing a light shielding mark 68 on the distal end side, when the distal end side of the optical scanning probe 8D is imaged by the endoscope 27, the reference of the optical scanning probe 8D is included in the endoscopic image 69 as shown in FIG. By observing the light shielding mark image 68 ′ indicating the direction of the reference direction, the reference direction can be simplified.
[0076]
Further, when this optical scanning probe 8D is used, a tomographic image 70 as shown in FIG. 12 can be obtained, and the reference direction in the scanning direction can be easily known from the linear portion 68 ″ where no image is formed. The other effects are the same as those of the first embodiment.
[0077]
(Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 13 shows the distal end side of an optical scanning probe 8E according to the fourth embodiment of the present invention.
[0078]
This optical scanning probe 8E shown in FIG. 13 has a higher optical transmittance than the tip cap 67 in the optical scanning probe 8D of FIG. 9 (that is, a good optical transmission of low interference light with less loss). A quartz glass pipe 71 and a metal cap 72 (having characteristics) are used.
[0079]
The periphery of the GRIN lens 51 and the like is filled with a transparent liquid 73 such as glycerin. The transparent liquid 73 such as glycerin has a refractive index of the core of the fourth single mode fiber 9, the refractive index of the glass forming the GRIN lens 51 and the microprism 52 (approximately 1.5), or the refractive index of the quartz glass pipe 71. It is a transparent liquid having a refractive index close to the refractive index. The other configuration is the same as that of FIG.
[0080]
According to the present embodiment, by forming the emission portion of the low interference light with the quartz glass pipe 71, the transmission loss due to the low interference light can be reduced, and a tomographic image with a good S / N can be obtained. Become.
[0081]
Further, by filling the transparent liquid 73 at least around the part that emits light, the light spot at the point focused by, for example, the cylindrical quartz glass pipe 71 is anisotropic due to the difference in refractive index when not filling. Can reduce the effects of
[0082]
That is, in FIG. 13, the anisotropy that causes the light spot at the point focused by the cylindrical quartz glass pipe 71 to have different diameters (sizes) in the left-right direction and the direction perpendicular thereto is shown. The anisotropic characteristics can be reduced by the transparent liquid 73 close to the refractive index.
Moreover, it is possible to further reduce the fact that transmission is not effectively performed due to reflection due to the difference in refractive index. The refractive index of the transparent liquid 73 is preferably a value in the vicinity of 1.5, but may be a value in the range of at least 1.0 to 2.0.
[0083]
In addition, by using the metal cap 72, for example, in the case where the diagnosis by X-ray is also used, the position of the tip side of the optical scanning probe 8E can be surely known (the metal cap 72 is made of metal). For example, a metal such as stainless steel, which has a higher specific gravity than aluminum or the like and has a large opaque function against X-rays, is easier to identify.
The other functions and effects are the same as those of the third embodiment.
[0084]
FIG. 14 shows the distal end side of the optical scanning probe 8F of the first modification of FIG. In this optical scanning probe 8F, for example, in the optical scanning probe 8E of FIG. 13, a transparent pipe 71 ′ is used instead of the quartz glass pipe 71, a guide hole 74 is provided in a slightly longer metal cap 72 portion, and the guide wire 75 is passed therethrough. It is something that can be done.
[0085]
In FIG. 14, the GRIN lens 51 and the like are not filled with the liquid 73 such as glycerin, but may be filled. Further, the optical scanning probe 8F is not limited to that applied to the one shown in FIG. 13, and may be applied to the one shown in FIG. 9, for example.
[0086]
According to the first modified example, the guide wire 75 can be passed therethrough, so that the guide wire 75 is first passed through a thin lumen portion such as a bile duct as a guide. It is possible to easily introduce the distal end side of the optical scanning probe 8F. The other effects are almost the same as those of the fourth embodiment.
FIG. 15 shows the distal end side of the optical scanning probe 8G of the second modified example of FIG. In this optical scanning probe 8G, a suction tube is inserted into the sheath 42 to provide a suction conduit 76, which is opened near the distal end of the sheath 42 to provide a suction conduit opening 77.
[0087]
The proximal side of the suction conduit 76 is connected to a suction device 78 so that suction can be performed. Then, by performing a suction operation, a tomographic image can be obtained by tightly fixing to a living tissue 79 in a wide body cavity such as the stomach.
[0088]
According to this modification, when observing a tomographic image of the target biological tissue 79 in a wide body cavity such as the stomach, the suction conduit opening 77 is set near the biological tissue 79 for suction. By suctioning with the device 78, the distal end side of the optical scanning probe 8G can be tightly fixed to the living tissue 79 portion.
[0089]
Therefore, stable optical scanning can be performed in the tightly fixed state, and a stable tomographic image can be obtained.
The other effects are almost the same as those of the fourth embodiment.
[0090]
(Fifth embodiment)
Next, a fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 16 shows the distal end side of the optical scanning probe 8H according to the fifth embodiment of the present invention, and FIG. In this embodiment, a bending function is provided on the distal end side of the optical scanning probe 8H so that a tomographic image of a desired part can be easily obtained.
[0091]
In this optical scanning probe 8H shown in FIG. 16, a hard tip ring 81 is provided at the tip of the sheath 42, and a transparent pipe 71 ′ and a tip cap 72 are provided at the tip of the tip ring 81.
[0092]
Further, the sheath 42 is formed of a multi-lumen tube, and the two angle wires 82 are inserted through the lumen close to the outer periphery of the multi-lumen tube at a symmetrical position such that the sheath 42 rotates 180 degrees around the central axis. Each tip is fixed to the tip ring 81. Further, a heat shrinkable tube 83 is covered on the outer side of the sheath 42 up to a predetermined length behind the distal end of the sheath 42, and the hardness is higher than that of the soft portion 84 at the distal end of the sheath not covered with the heat shrinkable tube 83. A hard portion (or low flexible portion) 85 that is hardened (or low in flexibility) is formed.
[0093]
The proximal side of the angle wire 82 is fixed so as to be wound around a pulley or the like, for example, and a lever is provided on the pulley shaft to form a bending operation portion. Then, by pulling one angle wire 82 by rotating the lever, the flexible portion 84 is bent downward as shown by the solid line in FIG. 17, or the lever is rotated in the reverse direction. Thus, as shown by a two-dot chain line in FIG. The rest of the configuration is almost the same as that of the fourth embodiment.
[0094]
According to this embodiment, the distal end side of the optical scanning probe 8H protruded from the forceps channel of the endoscope 27 can be bent by the operation of the bending operation portion, so that it does not have a bending function. It is possible to guide the distal end side to a more desired part than the object, or to set it at a close position. The other effects are almost the same as those of the fourth embodiment.
[0095]
(Sixth embodiment)
Next, a sixth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 18 shows the distal end side of an optical scanning probe 8I according to the sixth embodiment of the present invention.
In the present embodiment, the optical scanning is performed by providing a rotation driving means on the tip side of the optical scanning probe 8I.
[0096]
A single mode fiber 92 is inserted along, for example, a central axis in a cylindrical sheath 91 that forms an insertion portion of the optical scanning probe 8I, and the distal end side of the single mode fiber 92 is a hole in the center of a columnar distal end body 93. Is fixed with an adhesive or the like. The outer peripheral surface of the distal end body 93 is also fixed to the inner peripheral surface near the distal end of the sheath 91.
[0097]
An opening at one end (base end) of a cylindrical and rigid transparent pipe 94 is fixed to the opening at the distal end of the sheath 91, and a substantially hemispherical distal end cap 95 is attached to the opening at the other end (distal end) of the transparent pipe 94. It is attached and the tip side is closed.
[0098]
The stator portion of the ultrasonic motor 96 is fixed inside the tip cap 95, and the microprism 52 and the GRIN lens 51 are attached to the rotating rotor portion via a support base 97.
[0099]
Further, the lead wire 98 connected to the ultrasonic motor 96 is inserted through the sheath 91 and connected to a drive circuit (not shown) on the hand side. Then, by turning on the switch, a drive signal is supplied to the ultrasonic motor 96 and the rotor side of the ultrasonic motor 96 is rotated, whereby the microprism 52 and the GRIN lens 51 attached to the support base 97 are indicated by arrows. It can be rotated as shown. Then, the low interference light guided by the single mode fiber 92 and emitted from the front end surface thereof is collected by the GRIN lens 51 that is driven to rotate against the front end surface, and further reflected by the slope of the microprism 52. Thus, the light can be emitted radially in a direction perpendicular to the axis of the optical scanning probe 8I.
[0100]
In the present embodiment, the base end side of the optical scanning probe 8I is connected to the distal end of the first single mode fiber 3 without using the optical rotary joint 6 shown in FIG. can do.
[0101]
According to the present embodiment, the first mode fiber 92 inserted into the optical scanning probe 8I is rotated without rotating the GRIN lens 51 and the microprism 52 that are arranged opposite to the tip side thereof, thereby It is possible to obtain substantially the same operational effects as in the case of the embodiment and the like.
[0102]
Further, when the single mode fiber 92 is also rotated using a rotational force transmission member such as the flexible shaft 45, the forceps channel that is also bent in the endoscope insertion portion 29 that is bent and inserted into the body cavity. There is a possibility that it may be difficult to transmit the rotation on the hand side to the tip side without delay in the state of being inserted through the inside. In such a case, the amount of deviation between the rotation position on the hand side and the rotation position on the tip side changes.
[0103]
If the amount of deviation in this case is constant, there is almost no deterioration of the image quality, but if the amount of deviation occurs locally, that is, if the rotational speed changes according to the angle, it is necessary to make the image on the hand side. When the rotation position of the image is detected, the error increases, and the image quality of the resulting tomographic image deteriorates. In order to avoid this, it is necessary to detect the rotational position on the tip side.
[0104]
In the present embodiment, even when it is inserted into a bent body cavity, it is not affected by this (the ultrasonic motor 96 and the like are arranged at the distal end portion, so there is almost no change in load when rotationally driven. Thus, the rotation position can be detected from the drive signal without detecting the rotation position. Accordingly, it is possible to obtain a stable optical scanning and a stable tomographic image by the optical scanning as well as an effect of being able to be thinned with a simple configuration for a comparative hand.
[0105]
Further, the breakage of the single mode fiber 92 can be effectively prevented as compared with the case of rotating the single mode fiber 92 inserted into the optical scanning probe 8I.
[0106]
In FIG. 18, the GRIN lens 51 may be fixed to the tip body 93 side, only the microprism 52 may be attached to the support base 97, and only the microprism 52 side may be rotated by the ultrasonic motor 96. In this case, since the load to be rotated can be reduced, the ultrasonic motor 96 having a small rotational driving force can be used, and the size can be further reduced. Alternatively, higher speed optical scanning is possible.
[0107]
FIG. 19 shows the tip side of the optical scanning probe 8J according to a modification. In this modification, a stator portion of an ultrasonic motor 96 having a hole through which a single mode fiber 92 is passed is fixed to the distal end surface of the distal end body 93, and the microprism 52 and GRIN are connected to the rotor portion via a cylindrical support base 97. A lens 51 is attached.
[0108]
Further, a lead wire 98 connected to the ultrasonic motor 96 is passed through a lead wire insertion hole provided in the tip body 93. The other configuration is the same as that of the sixth embodiment. The operation and effect of this modification are almost the same as those of the sixth embodiment.
[0109]
(Seventh embodiment)
Next, a seventh embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 20 shows the distal end side of the optical scanning probe 8K according to the seventh embodiment of the present invention. This embodiment is suitable for obtaining a tomographic image by being inserted into a blood vessel.
[0110]
In the present embodiment, the optical scanning probe 8K is provided with a fluid conduit 101 in the sheath 42, similar to the optical scanning probe 8G in FIG. 15, and the fluid conduit 101 has an opening 102 at the side near the distal end of the sheath 42. It is open at.
[0111]
The end on the proximal side of the fluid conduit 101 is connected to a tank 103 in which physiological saline is stored, and the physiological saline in the tank 103 is opened through the fluid conduit 101 by driving the pump 104. 102 can be sent to the outside. The other configuration is the same as that of the optical scanning probe 8G of FIG.
[0112]
Therefore, when the optical scanning probe 8K is used to obtain a tomographic image by being inserted into the blood, it is difficult to obtain a tomographic image due to scattering by the blood. By injection, a tomographic image can be obtained with little scattering by blood by filling the portion where optical scanning is performed with physiological saline and setting the state in which blood is excluded. The other effects are almost the same as those of the fourth embodiment.
[0113]
(Eighth embodiment)
Next, an eighth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 21 shows the distal end side of an optical scanning probe 8L according to the eighth embodiment of the present invention. This embodiment is provided with a focal position changing means.
[0114]
For example, in the optical scanning probe 8K of FIG. 20, the optical scanning probe 8L does not include the fluid conduit 101, but attaches the distal end of the fourth single mode fiber 9 to the distal end body 44 via the linear actuator 106, and the sheath 42 It can be moved in the longitudinal direction.
[0115]
That is, the tip of the fourth single mode fiber 9 is attached to the rotor (movable part) of the linear actuator 106, and the stator of the linear actuator 106 is attached to the tip body 44. Further, the lead wire 107 connected to the linear actuator 106 is inserted through the sheath 42, and the end on the hand side is connected to a drive circuit (not shown).
[0116]
Then, by operating a focus position variable switch connected to the drive circuit, the rotor side of the niria actuator 106 can be moved forward or backward. For example, in the state of FIG. 21, the focal position F1 is indicated by a one-dot chain line, but when the focal position variable switch is operated to move the tip of the fourth single mode fiber 9 forward to the position indicated by the dotted line, The focal position F2 can be set.
[0117]
According to the present embodiment, since the position of the focusing point of the low interference light emitted from the distal end side of the optical scanning probe 8L can be changed, for example, when obtaining a tomographic image, the depth position obtained in the state with the highest resolution is obtained. Variable setting.
[0118]
More specifically, for example, when a tomographic image is obtained in a normal state in which the operation of changing the focal position is not performed, the focal position is assumed to be F1, and the deeper side is to be observed with higher resolution. In this case, by operating the focal position variable switch to advance the tip of the fourth single mode fiber 9, the focal position can be set to F2 further away, and a tomographic image focused on the deep side can be obtained. .
The other effects are almost the same as those of the fourth embodiment.
[0119]
(Ninth embodiment)
Next, a ninth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 22 shows the distal end side of the optical scanning probe 8M according to the ninth embodiment of the present invention, and FIG.
[0120]
In this embodiment, the single-mode fiber is not rotated, and the light scanning can be performed in the longitudinal direction of the sheath by rotating the reflecting member provided at the tip of the rotating shaft.
[0121]
A single mode fiber 112 is inserted into the cylindrical sheath 111 along a position eccentric from the central axis, and the distal end of the single mode fiber 112 is fixed to the distal end side of the sheath 111 together with the GRIN lens 113 fixed to the distal end surface. It is fixed to the through-hole of the tip member 114 and emits light forward.
[0122]
Further, a flexible rotating shaft 115 is inserted along the central axis of the sheath 111, the distal end side of the rotating shaft 115 passes through the hole of the distal end body 114, and a mirror member 116 is attached to the distal end. 116 is rotated together with the rotating shaft 115.
[0123]
In this mirror member 116, the angle θ of the surface on which the light of the GRIN lens 113 hits changes continuously with the rotation, and when the angle rotates nearly one rotation, it changes discontinuously and again at the end of the surface continuously changing. It is formed to return.
[0124]
Therefore, when the mirror member 116 is rotated at an angle close to approximately one rotation, the optical scanning direction indicated by the two-dot chain line in FIG. 23 includes the optical scanning direction indicated by the one-dot chain line in the middle and the optical scanning direction indicated by the solid line. The optical scanning area 117 can be covered.
This optical scanning region 117 is in the direction included in the paper surface of FIG. Therefore, this embodiment does not perform optical scanning in the circumferential direction, but is along the direction including the axis of the optical scanning probe 8M.
[0125]
This embodiment can also effectively prevent the breakage of the single mode fiber without rotating it. The other effects are almost similar to those of the other embodiments.
[0126]
(Tenth embodiment)
Next, a tenth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 24A shows the shape of the light-emitting prism in the tenth embodiment of the present invention.
In FIG. 24A, a microprism 52A is formed by forming a cylinder on the front end surface of the GRIN lens 51 at an angle of 45 ° to form an anti-slope surface. In this case, the light emitted from the tip of the fourth single mode fiber 9 is emitted to the living tissue side as indicated by an arrow through the curved emitting surface of the GRIN lens 51 and the microprism 52A, and is then disposed on the living tissue side. The light reflected by the light follows the reverse optical path and is incident on the distal end side of the fourth single mode fiber 9.
[0127]
FIG. 24B is employed in the first embodiment and the like, and a microprism 52 is formed by cutting a cube on the tip surface of the GRIN lens 51 to form a reflection surface.
[0128]
In addition, in the modification of FIG. 24C, the emission surface in which the cylindrical lens 52C is provided on the light emission surface of the microprism 52 of FIG. 24B is a curved microprism.
In this way, the spot shape at the focused point can be set to a high resolution state in a certain direction by using a curved surface.
[0129]
In FIG. 24A or a modified example of FIG. 24C, the exit surface of the microprism 52A or the cylindrical lens 52C has a curved surface forming a cylindrical shape in the axial direction of the fourth single mode fiber 9. However, a curved cylindrical lens having a cylindrical shape in a direction perpendicular to the axial direction may be attached.
In this way, the cylindrical lens function in the case of transmitting through the sheath is an isotropic lens function by canceling the anisotropic lens function by the cylindrical lens having a cylindrical shape in a direction perpendicular to the cylindrical lens function. You may make it have.
[0130]
Further, for example, instead of the GRIN lens 51 and the microprism 52 in the first embodiment or the second embodiment, the inclined surface which becomes the reflection surface of the microprism 52 is made a convex surface, and the light path is reflected by this convex surface. In addition to the change, a lens function for condensing light (a structure having a lens function for condensing light by the optical path changing means) may be used.
Note that embodiments and the like configured by partially combining the above-described embodiments and the like also belong to the present invention.
[0131]
[Appendix]
1. An optical scanning probe device for an optical imaging apparatus that irradiates a subject with low coherence light and constructs a tomographic image of the subject from information of light scattered in the subject, and is disposed in a forceps channel of an endoscope A thin and flexible cylindrical sheath that can be inserted and the tip is not open, and at least a side surface on the tip side is formed of a light-transmitting material,
A flexible coil shaft rotatably provided around a longitudinal axis inside the sheath;
A rotational drive device for applying a rotational force to the coil shaft;
Light emitted from a low-interference light source is formed of a single mode fiber provided inside the flexible coil shaft, and its base end and tip are fixed to the base end and tip of the coil shaft, respectively. A fiber provided to be incident on its proximal end;
A lens that is provided at a certain distance from the tip of the fiber and that focuses the light emitted from the fiber at a specific position;
Outgoing light path changing means fixed to the lens for changing the optical path of outgoing light;
An optical scanning probe device comprising:
[0132]
2. In Appendix 1,
Lens means for condensing light from the low interference light source is provided at the proximal end of the fiber.
3. In Appendix 2,
In the lens means provided at the base end of the fiber, the effective diameter of the light beam that can enter the fiber is smaller than the diameter of the light beam that enters the lens means.
[0133]
3 '. An optical scanning probe device for an optical imaging apparatus that irradiates a subject with low coherence light and constructs a tomographic image of the subject from information of light scattered in the subject, and is disposed in a forceps channel of an endoscope A thin and flexible cylindrical sheath that can be inserted and the tip is not open, and at least a side surface on the tip side is formed of a light-transmitting material,
A flexible hollow shaft that is rotatably provided around the longitudinal axis inside the sheath;
A rotational drive device for applying a rotational force to the hollow shaft;
It is formed of a single mode fiber provided inside the hollow shaft, and its proximal end and distal end are fixed to the proximal end and distal end of the hollow shaft, respectively, and the light emitted from the low interference light source is A fiber provided to be incident on the proximal end;
An outgoing optical path changing means that is fixed to the distal end of the hollow shaft so as to face the distal end of the fiber, condenses outgoing light emitted from the distal end of the fiber, and changes an optical path of the outgoing light;
An optical scanning probe device comprising:
3 ″. In Supplementary Note 3 ′, the exit optical path changing means has a lens function of condensing light when reflected by a convex reflecting surface of the prism.
[0134]
4). An optical scanning probe device for an optical imaging apparatus that irradiates a subject with low coherence light and constructs a tomographic image of the subject from information of light scattered in the subject,
An elongated and flexible cylindrical sheath that can be inserted into the forceps channel of the endoscope and the tip is not open, and at least a side surface on the tip side is formed of a material having good light transmittance; and
A flexible coil shaft rotatably provided around a longitudinal axis inside the sheath;
A rotational drive device for applying a rotational force to the coil shaft;
A fiber member that is formed of a single mode fiber provided on the rotating shaft of the coil shaft, and is provided so that light emitted from a low interference light source is incident on a base end thereof;
A lens that is fixed to the coil shaft at a specific distance from the tip of the fiber member and condenses the light emitted from the fiber member at a specific position;
Outgoing light path changing means fixed to the lens for changing the optical path of outgoing light;
An optical scanning probe device comprising:
[0135]
5. In Appendix 4,
The fiber member is characterized in that at least a part of the side surface on the distal end side has a large outer diameter, and the diameter is slightly smaller than the inner diameter of the coil shaft.
[0136]
5 '. An optical scanning probe device for an optical imaging apparatus that irradiates a subject with low coherence light and constructs a tomographic image of the subject from information of light scattered in the subject,
An elongated and flexible cylindrical sheath that can be inserted into the forceps channel of the endoscope and the tip is not open, and at least a side surface on the tip side is formed of a material having good light transmittance; and
A flexible coil shaft rotatably provided around a longitudinal axis inside the sheath;
A rotational drive device for applying a rotational force to the coil shaft;
A fiber member that is formed of a single mode fiber provided on the rotating shaft of the coil shaft, and is provided so that light emitted from a low interference light source is incident on a base end thereof;
An outgoing optical path changing means for concentrating the outgoing light emitted from the fiber member and being fixed to the distal end side of the coil shaft so as to face the distal end of the fiber member, and for changing the optical path of the outgoing light,
An optical scanning probe device comprising:
[0137]
6). In Appendix 4,
At least a part of the coil shaft tip side has a small inner diameter, and the diameter is slightly larger than the outer shape of the fiber member.
[0138]
7). An optical scanning probe for an optical imaging apparatus that irradiates a subject with low coherence light and constructs a tomographic image of the subject from information of light scattered in the subject,
An elongated and flexible cylindrical sheath that can be inserted into the forceps channel of the endoscope and the tip is not open, and at least a side surface on the tip side is formed of a material having good light transmittance; and
A flexible shaft rotatably provided around a longitudinal axis inside the sheath;
A rotational drive device for applying a rotational force to the shaft;
A fiber formed of a single mode fiber provided in parallel to the shaft, and provided so that light emitted from a low-interference light source is incident on a base end thereof;
A lens that is fixedly provided on the distal end side of the fiber and collects light emitted from the fiber at a specific position;
A mirror fixed to the tip of the shaft, and an optical path conversion means for converting an optical path of light transmitted through the lens as the shaft rotates;
An optical scanning probe device comprising:
[0139]
8). An optical scanning probe device for an optical imaging apparatus that irradiates a subject with low coherence light and constructs a tomographic image of the subject from information of light scattered in the subject,
An elongated and flexible cylindrical sheath that can be inserted into the forceps channel of the endoscope and the distal end is not open, and is formed of a material having good light transmissivity at least on the side surface on the distal end side;
A fiber that is formed of a single mode fiber provided inside the sheath, and is provided so that light emitted from a low-interference light source is incident on the base end thereof,
A lens that is fixedly provided on the distal end side of the fiber and collects light emitted from the fiber at a specific position;
An ultrasonic motor provided inside the distal end of the sheath;
A power supply and control means for supplying electricity to the ultrasonic motor;
An optical path conversion means fixed to the rotor of the ultrasonic motor, the optical path conversion means converting the optical path of the light transmitted through the lens in accordance with the rotational operation of the ultrasonic motor;
An optical scanning probe device comprising:
[0140]
9. In any one of Supplementary Notes 1, 4, 7, and 8,
The coil shaft or the shaft is made of a super elastic alloy.
10. In any one of Supplementary Notes 1, 4, 7, and 8,
The sheath is characterized by comprising a flexible tube having both ends open and a cap having excellent light transmission provided at the tip of the tube.
[0141]
11. In any one of Supplementary Notes 1, 4, 7, and 8,
The sheath material is polymethylpentene.
12 In any one of Supplementary Notes 1, 4, 7, and 8,
The sheath is characterized by a flexible tube having both ends open, a pipe made of a material having good light transmission connected to the tip of the tube, and a cap sealed at the tip of the pipe.
[0142]
13. In Appendix 12,
The pipe is made of quartz glass.
14 In any one of Supplementary Notes 1, 4, 7, and 8,
At least a part of the sheath includes a member that can be imaged under fluoroscopy.
[0143]
15. In any one of Supplementary Notes 1, 4, 7, and 8,
The optical scanning probe has a pipe line extending in the longitudinal direction, the distal end of the pipe line opens to the side surface of the optical scanning probe, and the proximal end of the pipe line is connected to a pump for supplying fluid. It is characterized by.
16. In any one of Supplementary Notes 1, 4, 7, and 8,
An operation portion capable of bending the optical scanning probe is provided on the proximal end side of the optical scanning probe, and the bending operation portion is located closer to the proximal end than the side surface of the optical scanning probe through which low interference light is transmitted. It is characterized by being.
[0144]
17. In any one of Supplementary Notes 1, 4, 7, and 8,
The optical scanning probe includes an actuator capable of adjusting a distance between a tip surface of the single mode fiber and the lens.
18. In any one of Supplementary Notes 1, 4, 7, and 8,
At least the inner surface on the distal end side of the sheath is filled with a fluid.
[0145]
19. In Appendix 18,
The fluid has a refractive index of about 1.5.
20. In Appendix 18,
The fluid has a refractive index of 1.0 to 2.0.
[0146]
20. In appendix 1, 4, 7, or 8,
The optical path changing means is a prism.
21. In Appendix 20,
The light exit surface of the prism is a curved surface.
[0147]
【The invention's effect】
  As described above, according to the present invention,It is possible to provide an optical scanning probe apparatus that can be inserted into a channel of an endoscope and can obtain a tomographic image by scanning with low interference light.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an overall configuration of an optical tomographic imaging apparatus provided with a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing an endoscope through which the first embodiment is inserted.
FIG. 3 is a cross-sectional view showing a rear end side portion of the optical scanning probe device according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a cross-sectional view showing the overall configuration of the optical scanning probe device.
FIG. 5 is a cross-sectional view showing a front end side portion of the optical scanning probe device.
FIG. 6 is a diagram showing a rear end side and the like of a modified example in which a part of the connector portion is changed.
FIG. 7 is a cross-sectional view showing an optical scanning probe device according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a cross-sectional view showing the connector portion in the AA cross section of FIG. 7;
FIG. 9 is a cross-sectional view showing a distal end side of an optical scanning probe device according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a perspective view showing a distal end side of an optical scanning probe device provided with a light shielding mark.
11 is a diagram showing an endoscopic image obtained by imaging the distal end side of the optical scanning probe device of FIG. 10;
12 is a view showing a tomographic image obtained using the optical scanning probe apparatus of FIG.
FIG. 13 is a cross-sectional view showing a distal end side of an optical scanning probe device according to a fourth embodiment of the present invention.
FIG. 14 is a cross-sectional view showing the distal end side of an optical scanning probe device according to a first modification of the fourth embodiment.
FIG. 15 is a cross-sectional view showing the distal end side of an optical scanning probe device according to a second modification of the fourth embodiment.
FIG. 16 is a cross-sectional view showing the distal end side of an optical scanning probe device according to a fifth embodiment of the present invention.
FIG. 17 is a diagram illustrating a state in which a distal end side of an optical scanning probe device according to a fifth embodiment is curved.
FIG. 18 is a sectional view showing the distal end side of an optical scanning probe device according to a sixth embodiment of the present invention.
FIG. 19 is a cross-sectional view showing the distal end side of an optical scanning probe device according to a modification of the sixth embodiment.
FIG. 20 is a cross-sectional view showing the distal end side of an optical scanning probe device according to a seventh embodiment of the present invention.
FIG. 21 is a sectional view showing the distal end side of an optical scanning probe device according to an eighth embodiment of the present invention.
FIG. 22 is a sectional view showing the distal end side of an optical scanning probe device according to a ninth embodiment of the present invention.
FIG. 23 is an operation explanatory diagram of the optical scanning probe device according to the ninth embodiment.
FIG. 24 is a diagram showing the shape of a light-emitting prism in the tenth embodiment of the present invention and its modification.
[Explanation of symbols]
1. Optical tomographic imaging device
2 ... Low coherence light source
3, 5, 7, 9 ... single mode fiber
4 ... Optical coupler
6 ... Rotary joint
8A: Optical scanning probe (device)
11 ... Living tissue
12 ... Photodiode
15: Optical path length variable mechanism
17 ... Mirror
22: Demodulator
25 ... Monitor
27 ... Endoscope
28 ... Forceps insertion port
29 ... Insertion section
31 ... Rotor receiver
32 ... Rotor
37 ... Motor
41 ... Connector
42 ... Sheath
43 ... Connector body
44 ... tip body
45 ... Flexible shaft
46 ... Connector cover
47 ... Bearing
48 ... convex
49 ... concave
51 ... GRIN lens
52 ... Microprism
53 ... outgoing light
54. Antireflection film

Claims (5)

被検体に低干渉性の光を照射し、被検体において散乱した光の情報から被検体の断層画像を構築する光イメージング装置用の光走査プローブ装置であって、
内視鏡の鉗子チャンネル内に挿通可能であり先端が閉じられた細長く柔軟な筒状に形成されているとともに、少なくともその先端側の側面は光透過性のよい素材で成形されているシースと、
前記シースの内部に長手方向の軸まわりに回転自在に設けられ、回転駆動装置によって回転力が付与される柔軟なシャフトと、
前記柔軟なシャフトの内部に前記シースの中心軸に沿って設けられているシングルモードファイバと
前記シングルモードファイバの後端側に設けられ、入射される前記低干渉性の光の光束径より小さい有効径の当該低干渉性の光を、前記シングルモードファイバの後端に入射させるレンズと、
前記シングルモードファイバの先端側に配置されるとともに、回転力が付与された前記シャフトにより回転させられ、前記シングルモードファイバにより導光される光の光路を変更する光路変更手段と、
を備えたことを特徴とする光走査プローブ装置。
An optical scanning probe device for an optical imaging apparatus that irradiates a subject with low coherence light and constructs a tomographic image of the subject from information of light scattered in the subject,
Is insertable in an endoscope forceps in the channel, with is formed in the elongated flexible tubular tip is closed, the side surface of at least the tip side of the sheath is molded with good material having optical transparency ,
Rotatably disposed about a longitudinal axis inside the sheath, and a flexible sheet Yafuto a rotational force Ru is imparted by a rotational driving device,
And single-mode Fiber provided along the central axis of the sheath to the inside of the flexible sheet Yafuto,
A lens that is provided on the rear end side of the single mode fiber, and that makes the low coherence light having an effective diameter smaller than the light beam diameter of the incident low coherence light incident on the rear end of the single mode fiber ;
While being disposed on the distal end side of the single-mode fiber, is rotated by the rotational force is imparted shaft, and the optical path changing means to change the optical path of the light guide light being by the single-mode fiber,
An optical scanning probe device comprising:
前記シングルモードファイバは、前記シャフトの後端に設けられたコネクタに固定されることにより、前記シャフトともに回転することを特徴とする請求項1に記載の光走査プローブ装置。The optical scanning probe apparatus according to claim 1, wherein the single mode fiber rotates together with the shaft by being fixed to a connector provided at a rear end of the shaft. 前記回転駆動装置が前記コネクタに着脱自在であることを特徴とする請求項2に記載の光走査プローブ装置。The optical scanning probe device according to claim 2, wherein the rotation driving device is detachably attached to the connector. 前記回転駆動装置は、前記シングルモードファイバとは異なるシングルモードファイバを具備するとともに、該シングルモードファイバの先端に、出射される光の光束径を広げるレンズを具備することを特徴とする請求項2または3に記載の光走査プローブ装置。3. The rotary drive device includes a single mode fiber different from the single mode fiber, and a lens that widens the diameter of emitted light at the tip of the single mode fiber. Or the optical scanning probe apparatus of 3. 前記光路変更手段に固定され、前記シングルモードファイバの先端からある特定の距離をおいて設けられており、前記シングルモードファイバから出射される光を特定の位置に集光させるための前記レンズとは異なるレンズをさらに有することを特徴とする請求項1に記載の光走査プローブ装置。The lens fixed to the optical path changing means, provided at a specific distance from the tip of the single mode fiber, and the lens for condensing the light emitted from the single mode fiber at a specific position The optical scanning probe apparatus according to claim 1, further comprising different lenses.
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