JP5939255B2 - probe - Google Patents
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Description
本発明は、生体組織の測定対象部位に励起光を照射して、測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブに関する。 The present invention relates to a probe that includes an optical system for irradiating a measurement target region of a living tissue with excitation light and receives the measurement light emitted from the measurement target region, and measures the measurement light.
電子内視鏡による体内管腔の観察・診断は、現在広く普及している診断方法である。この診断方法は、体内組織を直接観察するため、病変部を切除する必要がなく、被験者の負担が小さいとう利点を有する。一方で、このように体内管腔を直接観察する方法は、生検後の病理検査に比べて確度や精度が低いと考えられており、撮像画質の向上の努力が継続的に行われている。
また、最近ではいわゆるビデオスコープ以外に、様々な光学原理を活用した診断装置や、超音波診断装置といったものが提案され、一部は実用化されている。これらの分野でも、その診断確度の改善のために、新しい測定原理を導入したり、複数の測定原理を組み合わせたりすることが行われている。
特に、組織から放射される蛍光や組織に塗布された蛍光物質からの蛍光を観察、測定することで、単に組織の画像を見るだけでは得られない情報を得られることが知られている。蛍光画像を取得し、通常の可視画像にオーバーラップさせて表示するといった蛍光画像内視鏡システムも提案されている。このようなシステムは、悪性腫瘍の早期発見につながるため、非常に期待されている。
また、蛍光画像を構成せずとも、蛍光の強度情報を取得することで組織の状態を判断する方法も知られている。このような方法においては、電子内視鏡に搭載されている撮像素子を使用せずに蛍光を取得するものもある。
このような蛍光診断をするための診断子、すなわちプローブは、内視鏡の鉗子チャンネル経由で体内にいたるもの、あるいは内視鏡と一体になっているものなどがある。特許文献１、２に記載の蛍光観察用プローブにあっては、内視鏡の鉗子チャンネルに挿入されることで、体内に導かれる。
また、プローブを用いて体内の組織の情報を得るための分光法としては、蛍光分光以外に例えばラマン分光法が挙げられる。Observation and diagnosis of a body lumen using an electronic endoscope is a diagnostic method that is currently widely used. This diagnostic method has an advantage that the burden on the subject is small because it is not necessary to excise the lesion because the body tissue is directly observed. On the other hand, such a method for directly observing a body lumen is considered to be less accurate and accurate than pathological examination after biopsy, and efforts to improve imaging image quality are continuously made. .
Recently, in addition to the so-called videoscope, diagnostic devices utilizing various optical principles and ultrasonic diagnostic devices have been proposed, and some of them have been put into practical use. Also in these fields, in order to improve the diagnostic accuracy, a new measurement principle is introduced or a plurality of measurement principles are combined.
In particular, it is known that information that cannot be obtained simply by looking at an image of a tissue can be obtained by observing and measuring fluorescence emitted from the tissue or fluorescence from a fluorescent material applied to the tissue. A fluorescence image endoscope system has also been proposed in which a fluorescence image is acquired and displayed so as to overlap a normal visible image. Such a system is highly promising because it leads to early detection of malignant tumors.
There is also known a method for determining the state of a tissue by acquiring fluorescence intensity information without forming a fluorescence image. Some of these methods acquire fluorescence without using an image sensor mounted on an electronic endoscope.
There are diagnostic probes for performing such fluorescent diagnosis, that is, probes which are in the body via the forceps channel of the endoscope, or which are integrated with the endoscope. In the fluorescence observation probes described in
In addition to fluorescence spectroscopy, for example, Raman spectroscopy can be used as a spectroscopy for obtaining information on tissues in the body using a probe.
両者に共通した特徴として、測定の際に、比較的狭帯域の励起光を生体組織に照射し、励起光とは異なる波長領域に現れる蛍光やラマン散乱光といった測定光を受光する点である。このような測定においては、高強度の励起光と低強度の測定光を分離し、測定光のみを検出する必要がある。そのために、一般的に光学フィルターを用いて、測定光と励起光とを分離する。この際、特許文献３に示すように、光学フィルターはプローブ自体にではなく、付属の装置内に組み込まれ、プローブが導光した測定光を、プローブの後段階で光学的に分離することが多い。
しかし、この構成において励起光が高強度の場合、プローブ内の光ファイバーから蛍光やラマン散乱光が発生する。光ファイバーとして、例えば数メートル程の長さのものが用いられるため、光ファイバーで生じた蛍光やラマン散乱光が、生体からのそれと同等または強くなってしまうという問題がある。
この問題への一つの対策として、例えば特許文献４にも示されるように、異なる透過帯域の光学フィルターを励起光導光ファイバーの出射端前方と、受光ファイバーの入射端前方とに設置することが有効である。
励起光導光ファイバーの出射端前方に設置された光学フィルターによって励起光を透過させ、蛍光やラマン散乱光が含まれる励起光以外の帯域の光を遮断することで、励起光導光ファイバー内で発生した蛍光やラマン散乱光が生体組織に照射されることを回避することができる。
また、受光ファイバーの入射端面前方に設置された光学フィルターによって励起光を遮断し、蛍光やラマン散乱光が含まれる励起光以外の帯域の光を透過させることで、受光ファイバーに励起光の一部が入射し同ファイバー内で蛍光やラマン散乱光が発生することを回避することができる。
かかる光学フィルターは、必要に応じて一方のみの設置でもよい。
特許文献４に記載のプローブにおいては、同心円状に励起光導光ファイバーの周囲を囲むように複数の受光ファイバーが配置されている。そのために、受光ファイバーの入射端面前方に設置される光学フィルターが円環形状に形成され、励起光導光ファイバーの出射端面前方に設置される光学フィルターが、その円環形状の中心の中空部に納まる比較的小断面積のものとなっている。A feature common to both is that, at the time of measurement, a biological tissue is irradiated with a relatively narrow band of excitation light, and measurement light such as fluorescence and Raman scattered light appearing in a wavelength region different from the excitation light is received. In such measurement, it is necessary to separate high-intensity excitation light and low-intensity measurement light and detect only the measurement light. For this purpose, measurement light and excitation light are generally separated using an optical filter. At this time, as shown in
However, in this configuration, when the excitation light is high intensity, fluorescence and Raman scattered light are generated from the optical fiber in the probe. Since an optical fiber having a length of, for example, several meters is used, there is a problem that fluorescence or Raman scattered light generated by the optical fiber becomes equal to or stronger than that from a living body.
As one countermeasure against this problem, for example, as shown in
By transmitting the excitation light through an optical filter installed in front of the exit end of the excitation optical fiber, and blocking the light in the band other than the excitation light including fluorescence and Raman scattered light, Irradiation of the biological tissue with Raman scattered light can be avoided.
Also, the excitation light is blocked by an optical filter installed in front of the incident end face of the receiving optical fiber, and light in a band other than the excitation light including fluorescence and Raman scattered light is transmitted, so that a part of the excitation light is transmitted to the receiving optical fiber. Is incident and fluorescence or Raman scattered light is prevented from being generated in the fiber.
Only one of such optical filters may be installed as necessary.
In the probe described in
以上説明したプローブにあっては、測定性能を低下させることなく、患者の負担軽減等の観点からの更なる細径化や、感染防止等を目的とするプローブのディスポーザブル化のための製造容易性の向上が、今後要請されるものと予測される。
特許文献４で示されているように、異なる透過帯域の光学フィルターを円環形状の部材とその中空部に収まる部材とで構成する場合、精度良く微小径の孔をあけてその中空部を形成したり、その中空部に収まるフィルターを精度良く形成したりすることに高度な加工技術を要し、プローブの細径化が進行するに従って益々フィルターの加工が困難となり、プローブ細径化の障害となるおそれがある。また、加工の難易度が高い部品が用いられると、ディスポーザブル化のための製造容易性を向上させられなくなる恐れがある。The probe described above is easy to manufacture for the purpose of further reducing the diameter from the viewpoint of reducing the burden on the patient and making the probe disposable for the purpose of preventing infection without degrading the measurement performance. Improvement is expected to be required in the future.
As shown in
本発明は以上の従来技術における問題に鑑みてなされたものであって、生体組織の測定対象部位に励起光を照射して、測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブにおいて、形成容易性の高い形状の光学フィルターを設置可能にすることを課題とし、ひいては、細径化や製造容易性の向上に有利なプローブを提供することを課題とする。 The present invention has been made in view of the above problems in the prior art, and includes an optical system for irradiating a measurement target region of biological tissue with excitation light and receiving measurement light emitted from the measurement target region. An object of the present invention is to provide a probe for measuring the measurement light so that an optical filter having a shape that can be easily formed can be installed. As a result, a probe that is advantageous for reducing the diameter and improving the manufacturability is provided. This is the issue.
以上の課題を解決するための請求項１記載の発明は、生体組織の測定対象部位に励起光を照射して、測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、
"前記光学系として、
前記励起光を導光する励起導光路を構成する第１の光ファイバー系と、"
前記プローブの先端部に設けられ、前記第１の光ファイバー系から出射した前記励起光が照射され、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、
前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光する受光導光路を構成する第２の光ファイバー系と、
前記第１の光ファイバー系の出射端と前記集光レンズ系との間の光路、又は／及び前記集光レンズ系と前記第２の光ファイバー系の受光端との間の光路に介在して、これら両光路の光学透過特性を異ならしめる光学フィルターとを有し、
前記第１の光ファイバー系の出射端の中心は、前記集光レンズ系の光軸から離れて設置され、
前記第２の光ファイバー系の受光端の少なくとも一部は、前記光軸までの距離が前記第１の光ファイバー系の出射端から前記集光レンズの光軸までの最長距離より小さく、かつ、前記光軸と前記第１の光ファイバー系の出射端の中心とを通る座標軸及びこれに垂直な前記集光レンズの光軸とで表される座標系において、前記光軸より前記第１の光ファイバー系に近い座標域に配置されることを特徴とするプローブである。
The invention according to
"As the optical system,
A first optical fiber system constituting an excitation light guide for guiding the excitation light;
A condensing lens system provided at the tip of the probe, irradiated with the excitation light emitted from the first optical fiber system, and having a positive power for condensing the measurement light;
A second optical fiber system constituting a light receiving light guide for receiving and guiding the measurement light collected by the condenser lens system;
Interposed in an optical path between the optical path, or / and the condensing lens system and the front Symbol receiving end of the second optical fiber system between the condenser lens system and the exit end of said first optical fiber system, With an optical filter that makes the optical transmission characteristics of these two optical paths different,
The center of the exit end of the first optical fiber system is installed away from the optical axis of the condenser lens system,
At least a part of the light receiving end of the second optical fiber system has a distance to the optical axis smaller than the longest distance from the output end of the first optical fiber system to the optical axis of the condenser lens, and the light In a coordinate system represented by a coordinate axis passing through an axis and the center of the exit end of the first optical fiber system and an optical axis of the condenser lens perpendicular to the coordinate axis, the coordinate system is closer to the first optical fiber system than the optical axis The probe is arranged in a coordinate area.
請求項２記載の発明は、前記光学フィルターは、前記第２の光ファイバー系の受光端との間の光路に介在する光学フィルターであって、種数が０の形状であることを特徴とする請求項１に記載のプローブである。
なお、種数とは、位相幾何学的な性質であって、一般的に、曲面に開いている穴の数を指すが、本明細書においては、光学フィルターの形状を定義するための用語として用いており、光学フィルターの平面部に設けられている貫通穴の数を指すものとする。
According to a second aspect of the invention, prior Symbol optical filter is an optical filter interposed in the optical path between the light receiving end of the second optical fiber system, wherein the number of species in the form of 0 The probe according to
The genus is a topological property and generally refers to the number of holes opened in a curved surface. In this specification, the term is used as a term for defining the shape of an optical filter. It is used and indicates the number of through holes provided in the flat portion of the optical filter.
請求項３記載の発明は、前記第１の光ファイバー系は、各個別で複数本の光ファイバー又は各一塊に束ねられた複数束の光ファイバー束で構成された請求項１又は請求項２に記載のプローブである。 According to a third aspect of the present invention, the probe according to the first or second aspect , wherein the first optical fiber system is composed of a plurality of optical fibers or a plurality of bundles of optical fibers bundled in a lump. It is.
請求項４記載の発明は、前記第１の光ファイバー系に属するすべての光ファイバーと、前記第２の光ファイバー系に属するすべての光ファイバーとを２領域に分割できる仮想の境界直線を設定可能にこれらの光ファイバーが設置された請求項１から請求項３のうちいずれか一に記載のプローブである。
According to a fourth aspect of the present invention, it is possible to set an imaginary boundary line that can divide all optical fibers belonging to the first optical fiber system and all optical fibers belonging to the second optical fiber system into two regions. The probe according to any one of
請求項５記載の発明は、前記光学フィルターの少なくとも一つは直線状の外形線を有し、当該外形線が、前記仮想の境界直線上に設置された請求項４に記載のプローブである。
The invention according to
請求項６記載の発明は、前記光学フィルターの少なくとも一つは、前記光軸に垂直な断面の外形が矩形であることを特徴とする請求項５に記載のプローブである。
The invention according to
請求項７記載の発明は、前記光学フィルターの少なくとも一つは、前記光軸に垂直な断面の外形がＤ字形であることを特徴とする請求項５に記載のプローブである。
The invention of claim 7, wherein at least one of said optical filter, the outer shape of the cross section perpendicular to the optical axis is a probe according to
請求項８記載の発明は、前記第１の光ファイバー系に属する光ファイバーと、前記第２の光ファイバー系に属する光ファイバーと、これら両系の光ファイバーに接する第３の光ファイバーとを含む一塊に束ねられた光ファイバー束を有し、
前記仮想の境界直線上に設置される光ファイバーが前記第３の光ファイバーとされた請求項４に記載のプローブである。
According to an eighth aspect of the present invention, there is provided an optical fiber bundled in a lump that includes an optical fiber belonging to the first optical fiber system, an optical fiber belonging to the second optical fiber system, and a third optical fiber in contact with both optical fibers. Have a bundle,
The probe according to
本発明によれば、種数が１以上の複雑な形状の光学フィルターを適用する必要がなくなり、形成容易性の高い形状の光学フィルターを設置することができるという効果があり、ひいてはプローブの細径化や製造容易性の向上を推進することができるという効果がある。 According to the present invention, there is no need to apply an optical filter having a complicated shape having a genus of 1 or more, and an optical filter having a shape that is easy to form can be installed. There is an effect that it is possible to promote the improvement of manufacturing efficiency and manufacturing.
以下に本発明の一実施形態につき図面を参照して説明する。以下は本発明の一実施形態であって本発明を限定するものではない。 An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. The following is one embodiment of the present invention and does not limit the present invention.
図１に示すように本実施形態のプローブ１は、その基端がベースユニット２に接続される。ベースユニット２には、生体の測定対象部位に照射される励起光を発生するための光源、及び、励起光照射により測定対象部位から放射される光を測定光として検出するための分光器などからなる検出器等が備えられている。
一方、内視鏡本体３が、内視鏡本体に内蔵されるカメラ部や照明などの各部の制御やこれら各部とのデータのやり取りを行うための内視鏡プロセッサ４に接続されている。内視鏡本体３は、体内への挿入部３ａと、挿入部３ａの曲げ操作等を行うための操作部３ｂとを有する。内視鏡本体３には、操作部３ｂに設けられた挿入口から挿入部３ａの先端面の開口まで連通するチャネル３ｃが形成されている。プローブ１はチャネル３ｃに挿通され、図２に示すようにプローブ１の先端が内視鏡先端に対して進退可能に配置されている。
図２に示すように、内視鏡本体３の挿入部３ａの先端部には、撮像素子や対物レンズ等で構成されるカメラ部３ｄ、内視鏡照明の発光部となるライトガイド３ｅ、気体、液体等の流動物を噴射するための送気送水ノズル３ｆ、チャネル３ｃの先端開口が設けられ、プローブ１の先端部がチャネル３ｃから必要に応じて延出される。
但し、以上説明した内視鏡の形態、プローブ１が内視鏡のチャネル３ｃに挿通される形態は説明上の具体的例示に過ぎない。特に、プローブ１の体内に導かれる形態は、内視鏡のチャネル３ｃを経由する形態のほか、単独で体内に挿入される形態であってもよい。また、プローブ１の構成が内視鏡本体３に一体化された形態であっても、本発明を実施することが可能である。As shown in FIG. 1, the base end of the
On the other hand, the endoscope
As shown in FIG. 2, at the distal end portion of the
However, the form of the endoscope described above and the form in which the
図３に示すようにプローブ１は、プローブチューブ９の内部に、第１の光ファイバー系１０と、集光レンズ系（集光レンズ１１）と、第２の光ファイバー系１２と、光学フィルター１３，１４と、フェルール１５とを備える。
第１の光ファイバー系１０は、基端がベースユニット２の光源の励起光出力面に接続又は近接するように設けられ、先端が図３に示すようにプローブ先端部に及んでおり、励起光を導光する励起導光路を構成する。
集光レンズ系は、第１の光ファイバー系１０から出射した励起光が照射され、かつ、測定対象部位から放射される測定光を集光する正のパワーを有するレンズ又はレンズ群である。
第２の光ファイバー系１２は、基端がベースユニット２の検出器への入力端に接続され、先端が図３に示すようにプローブ先端に及んでおり、集光レンズ系が集光した測定光を受光して導光する受光導光路を構成する。
第１及び第２の光ファイバー系１０，１２は、一塊に束ねられた光ファイバー束（ファイバーバンドル）の一束又は複数束により構成されたり、互いに束ねられていない個別の光ファイバーの一本又は複数本により構成されたり、その組合せも含めて様々な形態が適用し得る。
第１及び第２の光ファイバー系１０，１２は、フェルール１５によって所定の相対的位置に保持される。As shown in FIG. 3, the
The first
The condensing lens system is a lens or a lens group having a positive power that collects the measurement light emitted from the measurement target region and irradiated with the excitation light emitted from the first
The second
The first and second
The first and second
集光レンズ系は、１個又は複数個のレンズから構成されるが、１個の場合はそれが集光レンズ１１であり、複数個のレンズから構成されるときには、光ファイバー系１０、１２に最も近い位置に配置されるレンズを集光レンズ１１とする。図３においては、1つの集光レンズ１１のみを図示するが、集光レンズ１１の光ファイバー系１０、１２に対する反対側に集光レンズ系を構成する他のレンズを配置してもよい。集光レンズ１１に対向する第１の光ファイバー系１０の先端が出射端、集光レンズ１１に対向する第２の光ファイバー系１２の先端が受光端である。
The condensing lens system is composed of one or a plurality of lenses. In the case of one, it is the condensing
ベースユニット２の光源からの励起光は第１の光ファイバー系１０によってプローブ１の先端部に導光される。第１の光ファイバー系１０の出射端から出射した励起光は、集光レンズ系で集光されてプローブ１から出射し、生体組織表面の測定対象部位へ照射される。測定対象部位に照射された励起光により、病変状態に従って蛍光が発生する。発生した蛍光と生体組織表面での反射光が含まれる測定対象部位からの測定光がプローブ１に入射して集光レンズ系で集光され、第２の光ファイバー系１２の受光端に入射する。さらに測定光が第２の光ファイバー系１２によって導光される。
Excitation light from the light source of the
第２の光ファイバー系１２で導光された測定光は、ベースユニット２の検出器に入力される。蛍光は、広義には、Ｘ線や紫外線、可視光線が照射された被照射物が、そのエネルギーを吸収することで電子が励起し、それが基底状態に戻る際に余分なエネルギーを電磁波として放出するものである。ここでは、励起光によって、その波長とは異なった波長の蛍光が戻り光として生じるので、これを測定光として受光し、第２の光ファイバー系１２を介してベースユニット２の検出器に導光し、スペクトル分布を分析することで、測定対象の病変状態を検知する。
なお、蛍光の測定に代えて、励起光に起因して生じるラマン散乱光を受光し測定することとしてもよい。The measurement light guided by the second
Instead of measuring fluorescence, Raman scattered light generated due to excitation light may be received and measured.
光学フィルター１３は、励起光を透過させ励起光以外の帯域の光を遮断する励起光透過フィルターである。光学フィルター１３は、第１の光ファイバー系１０の出射端と集光レンズ１１との間の光路に介在する。第１の光ファイバー系１０の出射端から出射した光は、光学フィルター１３に入射する。
したがって、光学フィルター１３によって励起光を透過させ、蛍光やラマン散乱光が含まれる励起光以外の帯域の光を遮断することで、第１の光ファイバー系１０内で発生した蛍光やラマン散乱光が生体組織に照射されることを回避することができる。The
Therefore, the fluorescence and Raman scattered light generated in the first
光学フィルター１４は、励起光を遮断し励起光以外の帯域の光を透過させる励起光遮断フィルターである。光学フィルター１４は、集光レンズ１１と第２の光ファイバー系１２の受光端との間の光路に介在する。光学フィルター１４を通過した光が第２の光ファイバー系１２の受光端に入射する。
したがって、光学フィルター１４によって励起光を遮断し、励起光以外の帯域の蛍光やラマン散乱光が含まれる光を透過させることで、第２の光ファイバー系１２に励起光の一部が入射し第２の光ファイバー系１２内で蛍光やラマン散乱光が発生することを回避することができる。The
Accordingly, the excitation light is blocked by the
光学フィルター１３，１４の固定方法としては、例えば、光学フィルター１３，１４の片面の一部をフェルール１５の端面に接着したり、光学フィルター１３，１４の外周縁をプローブチューブ９の内面に接着したりすることで固定することができる。また、光学フィルター１３，１４、さらには集光レンズ１１を保持し、フェルールに連結固定される保持部品を適用して固定してもよい。
As a method for fixing the
なお、光学フィルターの目的は、以上説明したことにも、如何なる目的にも限定されるものではない。第１の光ファイバー系１０の出射端と集光レンズ１１との間と、集光レンズ１１と第２の光ファイバー系１２の受光端との間の両光路の光学透過特性を異ならしめるために、少なくともいずれか一方の光路に光学フィルターが設置される場合に、後述する構成を採用することにより、形成容易性の高い形状の光学フィルターを設置可能にすることができる。
The purpose of the optical filter is not limited to what has been described above or to any purpose. In order to make the optical transmission characteristics of both optical paths different between the emission end of the first
プローブ１にあっては、形成容易性の高い形状の光学フィルターを設置可能にするために、第１の光ファイバー系１０の出射端の中心は、集光レンズ１１の光軸から離れて設置される（条件ａとする。）。以下これについて計算例を交えつつ詳細に説明する。なお、第１の光ファイバー系１０の出射端の中心軸及び第２の光ファイバー系１２の受光端の中心軸は集光レンズ１１の光軸に平行である。
In the
まず、以下の計算例1を開示する。
計算例１においては、第１の光ファイバー系１０に相当するコア径が０．１０〔ｍｍ〕、開口数（ＮＡ）が０．２２の1本の光ファイバーから光を出射した時の反射光の分布を計算により求める。
図４に示すように集光レンズＬを備える光学系を想定する。集光レンズＬは、図３の集光レンズ１１に相当するもので、ｎｄ＝１．５１６３３、νｄ＝６４．１の硝材よりなり、Ｓ１面の曲率半径が０．８３〔ｍｍ〕、Ｓ２面が平面の、正のパワーを有するレンズである。
集光レンズＬを挟んだ両側に、集光レンズＬの光軸に垂直な面を想定する。一つは、Ｓ１面側に配置される面Ａである。光ファイバーの出射端は面Ａに含まれるものとする。もう一つはＳ２面側に配置される面Ｂである。面Ｂは生体組織表面として想定されるもので完全拡散反射性を有する面とする。計算例１では、面Ｂから集光レンズＬを経て面Ａに達する光の分布を計算対象とする。集光レンズＬの光軸上で、面ＡとＳ１面との間の距離を１．３７〔ｍｍ〕とし、面ＢとＳ２面との間の距離を１．７〔ｍｍ〕と設定する。
図５Ａ，図５Ｂは、面Ａでの反射光分布を計算結果に基づき描画したものである。図５Ａ，図５Ｂのそれぞれにおいて、縦横座標の交点が光軸の位置に相当し、「×」印は、光ファイバーの出射端の中心位置である。図５Ａにおいては、光軸と光ファイバーの出射端の中心とは一致している。これに対し図５Ｂにおいては、光軸と光ファイバーの出射端の中心とは離れている。上述した条件ａに従って、第１の光ファイバー系１０の出射端の中心が集光レンズ１１の光軸から離れて設置される場合を調べるためである。
なお、計算例１においては、計算対象の光として励起光を想定している。実際には測定光として蛍光やラマン散乱光を第２の光ファイバー系１２に取り込むことが重要となる。しかし、面Ａでの蛍光やラマン散乱光の分布は、励起光が面Ｂで反射される場合の面Ａにおける反射光分布と同様の傾向を示すので、励起光のみでの計算とした。First, the following calculation example 1 is disclosed.
In Calculation Example 1, the distribution of reflected light when light is emitted from one optical fiber having a core diameter corresponding to the first
Assume an optical system including a condenser lens L as shown in FIG. The condensing lens L corresponds to the condensing
A surface perpendicular to the optical axis of the condenser lens L is assumed on both sides of the condenser lens L. One is a surface A arranged on the S1 surface side. The output end of the optical fiber is assumed to be included in the surface A. The other is a surface B arranged on the S2 surface side. The surface B is assumed as the surface of a living tissue and is a surface having complete diffuse reflection. In the calculation example 1, the distribution of light reaching the surface A from the surface B through the condenser lens L is set as a calculation target. On the optical axis of the condenser lens L, the distance between the surface A and the S1 surface is set to 1.37 [mm], and the distance between the surface B and the S2 surface is set to 1.7 [mm].
5A and 5B depict the reflected light distribution on the surface A based on the calculation results. In each of FIGS. 5A and 5B, the intersection of the ordinate and the abscissa corresponds to the position of the optical axis, and the “x” mark is the center position of the emission end of the optical fiber. In FIG. 5A, the optical axis coincides with the center of the exit end of the optical fiber. On the other hand, in FIG. 5B, the optical axis is separated from the center of the exit end of the optical fiber. This is for examining the case where the center of the emission end of the first
In calculation example 1, excitation light is assumed as light to be calculated. In practice, it is important to take fluorescence or Raman scattered light into the second
図５Ａに示すように、光軸と光ファイバーの出射端の中心とが一致している場合（例１−１）には、反射光分布Ｒ１も光軸を中心として分布する。
これに対し、図５Ｂに示すように、集光レンズＬの光軸と光ファイバーの出射端の中心とが離れている場合（例１−２）には、反射光分布Ｒ２の中心は、光軸より光ファイバーの中心（「×」印）の方向へ移動していることがわかる。光ファイバーの中心（「×」印）を基準にすると、反射光分布Ｒ２の中心は光軸側に偏在する。反射光分布Ｒ２の中心は、光軸に対しては光ファイバーの中心（「×」印）寄り、光ファイバーの中心（「×」印）に対しては光軸寄りであり、すなわち、光軸と光ファイバーの中心（「×」印）との間に位置する。なお、図４に示される光路Ｌ１、Ｌ２は、光軸と光ファイバーの出射端の中心とが離れている場合における面Ａから面Ｂまでの光路を示すものである。As shown in FIG. 5A, when the optical axis coincides with the center of the emission end of the optical fiber (Example 1-1), the reflected light distribution R1 is also distributed around the optical axis.
On the other hand, as shown in FIG. 5B, when the optical axis of the condenser lens L and the center of the output end of the optical fiber are separated (Example 1-2), the center of the reflected light distribution R2 is the optical axis. It can be seen that the optical fiber is moving in the direction of the center of the optical fiber ("x" mark). When the center of the optical fiber (“x” mark) is used as a reference, the center of the reflected light distribution R2 is unevenly distributed on the optical axis side. The center of the reflected light distribution R2 is closer to the center of the optical fiber (marked with “×”) with respect to the optical axis, and closer to the optical axis with respect to the center of the optical fiber (marked with “x”). It is located between the center ("x" mark). The optical paths L1 and L2 shown in FIG. 4 indicate the optical paths from the surface A to the surface B when the optical axis is separated from the center of the output end of the optical fiber.
以上の計算例１により、以下の知見を得ることができる。
励起光を出射する光ファイバーの中心がレンズの光軸上にある例１−１の場合（図５Ａ）は、測定光は、励起光を出射する光ファイバーの中心及びレンズの光軸を中心として円対称に分布する。
したがって、測定光をより多く受光するためには例えば図６Ａに示すように、測定光を受光する第２の光ファイバー系１２を、励起光を出射する第１の光ファイバー系１０の周りを取り囲むように環状に配置する必要がある。そのため、第１の光ファイバー系１０内で発生した不要光を遮断するための光学フィルターや、第２の光ファイバー系２０に入射する励起光を遮断するための光学フィルターとして、円環形状の部材とその中空部に収まる部材とで構成する必要性が生じる。By the above calculation example 1, the following knowledge can be obtained.
In the case of Example 1-1 in which the center of the optical fiber that emits the excitation light is on the optical axis of the lens (FIG. 5A), the measurement light is circularly symmetric about the center of the optical fiber that emits the excitation light and the optical axis of the lens. Distributed.
Therefore, in order to receive more measurement light, for example, as shown in FIG. 6A, the second
一方、励起光を出射する光ファイバーがレンズの光軸から外れた位置にある例１−２の場合（図５Ｂ）には、測定光の分布中心は、励起光を出射する光ファイバーの中心に対してレンズ光軸側に偏在する。
したがって、励起光を出射する第１の光ファイバー系１０をレンズの光軸からずらした場合には、第１の光ファイバー系１０を取り囲むように第２の光ファイバー系１２を設置する必要がなく、例えば図６Ｂから図６Ｉに示すように測定光が主に分布する領域のみに測定光を受光する第２の光ファイバー系１２を設置すればよい。
すなわち、条件１として、第２の光ファイバー系１２の受光端の少なくとも一部は、集光レンズ１１の光軸までの距離が、第１の光ファイバー系１０の出射端から集光レンズ１１の光軸までの最長距離（すなわち、第１の光ファイバー系１０の出射端の、集光レンズＬの光軸から最も遠い部位と集光レンズＬの光軸との距離）より小さくなるように配置されている。
測定光の分布中心は、第１の光ファイバー系１０に対して集光レンズ１１の光軸側に寄る。そのため、第２の光ファイバー系１２の受光端の総面積に対して測定光の受光効率を上げる観点及びプローブの小径化の観点において、光軸に対して第１の光ファイバー系１０より遠くなる領域は、第２の光ファイバー系１２の設置領域として好ましくないからである。したがって、「第２の光ファイバー系１２の受光端のすべては、集光レンズ１１の光軸までの距離が第１の光ファイバー系１０の出射端から集光レンズまでの最長距離より小さくなるように配置されている（条件１−１とする）」との条件が好ましい。図６Ｂから図６Ｉに例示の構成は、この条件１−１を満たす。On the other hand, in the case of Example 1-2 in which the optical fiber that emits the excitation light is at a position off the optical axis of the lens (FIG. 5B), the distribution center of the measurement light is relative to the center of the optical fiber that emits the excitation light. It is unevenly distributed on the lens optical axis side.
Therefore, when the first
That is, as a
The distribution center of the measurement light is closer to the optical axis side of the
また、条件２として、第２の光ファイバー系１２の受光端の少なくとも一部は、集光レンズ１１の光軸と第１の光ファイバー系１０の出射端の中心とを通る座標軸とこれに垂直な光軸とで表される座標系において、光軸より第１の光ファイバー系１０に近い座標域に配置される。
測定光の分布中心は、集光レンズ１１の光軸に対して第１の光ファイバー系１０の出射端の中心側に寄る。そのため、第２の光ファイバー系１２の受光端の総面積に対して測定光の受光効率を上げる観点において、第１の光ファイバー系１０に対して光軸より近い座標域が、第２の光ファイバー系１２の設置領域として相応しい。このような理由により条件２を規定している。Further, as
The distribution center of the measurement light is closer to the center of the exit end of the first
以上の条件１−１，及び条件２について、図７Ａ，図７Ｂを参照しながらさらに補足して説明する。図７Ａは、集光レンズの光軸Ｏと、第１の光ファイバー系１０とを描いた斜視図である。光軸Ｏに垂直な面における第１の光ファイバー系１０の出射端及び第２の光ファイバー系１２の受光端の配置例を図７Ｂに示した。図７Ｂにおいて円Ｃは、光軸Ｏを中心とし、第１の光ファイバー系１０に内側で接する円である。条件１−１は、この円Ｃ内に第２の光ファイバー系１２を配置することと言い換えることができる。円Ｃ内に第２の光ファイバー系１２が設置されれば、光ファイバー系１２は第１の光ファイバー系１０より外側にはみ出ることはなく、光ファイバー系１０を納める以上に設置空間が大径化することを抑えることができる。また、円Ｃ内に第２の光ファイバー系１２が設置されれば、光ファイバー系１２の受光端は、光軸Ｏまでの距離が第１の光ファイバー系１０の出射端のそれ以下となり、条件１−１を充たす。
The above conditions 1-1 and 2 will be further described with reference to FIGS. 7A and 7B. FIG. 7A is a perspective view depicting the optical axis O of the condenser lens and the first
図７Ｂにおいて座標Ｘ−Ｙは、光軸Ｏを原点とする直交２軸座標である。座標軸Ｘは、光軸Ｏと、第１の光ファイバー系１０の出射端の中心とを通る。座標軸Ｙを境界としたＸの正の領域をＸ１とし、負の領域をＸ２とする。正の領域Ｘ１に光ファイバー系１０の出射端が存在する。
条件２は、「第２の光ファイバー系１２の受光端の少なくとも一部は、正の領域Ｘ１にある」と言い換えることができる。条件１−１に従った円Ｃ内であっても、測定光の分布は上記計算例１で確認したように、正の領域Ｘ１に主に分布するからである。
本実施形態においては、条件ａに加え、条件１−１及び条件２を満たすことを最低限必要な条件とする。図６Ｂから図６Ｉに例示の構成は、条件ａ、条件１−１及び条件２を満たす。なお、図６Ａ〜図６Ｉ及び図７Ａにおいて二点鎖線で描いた円柱の中心軸がレンズ光軸に相当する。
図７Ｂに示す第２の光ファイバー系１２の受光端１２ａ及び１２ｂは、条件１−１及び条件２を満たす。受光端１２ａはその全部が円Ｃ内かつ正の領域Ｘ１にあり、受光端１２ｂはその全部が円Ｃ内にあり、かつ、その一部が正の領域Ｘ１にある。
受光量を増大するために、円Ｃ内かつ負の領域Ｘ２に第２の光ファイバー系１２の光ファイバーを配置することも有効である。円Ｃ内であれば大径化の原因とならない。
以上の説明から明らかなように、図６Ｂ，図６Ｈ，図６Ｄ，図６Ｃに示す光ファイバー配置は、他の図６Ａ，図６Ｅ，図６Ｆ，図６Ｇ，図６Ｉに示す配置例に比べて、光ファイバーの本数が少なく、細径化や製造容易性の向上に有利である。特に、図６Ｂは光ファイバーの本数が最も少なく、細径化や製造容易性の向上に最も有利である。また、図６Ｉ，図６Ｇ，図６Ｆに示す光ファイバー配置は、受光用の光ファイバーの本数が多く受光面積が大きいため、他の図６Ａ，図６Ｂ，図６Ｃ，図６Ｄ，図６Ｅ，図６Ｈに示す配置例に比べて、測定光をより確実に捕えるのに有利である。さらに、図６Ｅ、図６Ｇ，図６Ｈに示す光ファイバー配置は、励起光照射用の光ファイバーの本数が多く、出射面の面積が大きいため、他の図６Ａ，図６Ｂ，図６Ｃ，図６Ｄ，図６Ｆ，図６Ｉに示す配置例に比べて、受光用の光ファイバーの本数や受光端の面積を減らすのに有利である。In FIG. 7B, coordinates XY are orthogonal biaxial coordinates with the optical axis O as the origin. The coordinate axis X passes through the optical axis O and the center of the emission end of the first
In the present embodiment, in addition to the condition a, it is assumed that the condition 1-1 and the
The light receiving ends 12a and 12b of the second
In order to increase the amount of received light, it is also effective to arrange the optical fiber of the second
As is clear from the above description, the optical fiber arrangements shown in FIGS. 6B, 6H, 6D, and 6C are compared with the arrangement examples shown in FIGS. 6A, 6E, 6F, 6G, and 6I. The number of optical fibers is small, which is advantageous for reducing the diameter and improving the ease of manufacture. In particular, FIG. 6B has the smallest number of optical fibers and is most advantageous for reducing the diameter and improving the ease of manufacture. The optical fiber arrangement shown in FIGS. 6I, 6G, and 6F has a large number of light receiving optical fibers and a large light receiving area. Therefore, the other optical fibers shown in FIGS. 6A, 6B, 6C, 6D, 6E, and 6H are used. Compared to the arrangement example shown, it is advantageous for capturing the measurement light more reliably. Furthermore, since the optical fiber arrangement shown in FIGS. 6E, 6G, and 6H has a large number of optical fibers for irradiating excitation light and a large area of the exit surface, the other optical fibers shown in FIGS. 6A, 6B, 6C, 6D, and 6 Compared to the arrangement example shown in FIG. 6F and FIG. 6I, it is advantageous in reducing the number of optical fibers for light reception and the area of the light receiving end.
もちろん、受光効率を向上するためには、条件３として「光軸Ｏと第１の光ファイバー系１０の出射端との間に現れる測定光の集光スポットの強度中心に、第２の光ファイバー系１２の受光端が重なるように設置されること」が有効である。ここで、測定光の集光スポットの強度中心は、最も測定光の光強度が高い点である。
測定光の集光スポットの強度中心が光軸Ｏと第１の光ファイバー系１０の出射端との間（同出射端に重なる領域を除く）に現れるようにすることは、集光レンズ系の光学特性、集光レンズ系と第１の光ファイバー系１０との相対位置などの光学系の設計によって実現することができる。そして、測定光の集光スポットの強度中心が第１の光ファイバー系１０に重ならない限り、例えば、図６Ｂ，図６Ｃ，図６Ｅ，図６Ｆ，図６Ｇ，図６Ｈ，図６Ｉに例示の構成によって、当該強度中心に第２の光ファイバー系１２の受光端が重なるように設置することが有効である。第２の光ファイバー系１２の受光端の中心が測定光の集光スポットの強度中心に近づくほど受光効率が向上する。Of course, in order to improve the light receiving efficiency, as
Making the intensity center of the condensing spot of the measurement light appear between the optical axis O and the exit end of the first optical fiber system 10 (excluding the region overlapping the exit end) is an optical of the condensing lens system. This can be realized by designing the optical system such as characteristics and the relative position between the condensing lens system and the first
ここで、計算例２を開示する。計算例２においては、光ファイバーの受光端が同心円状の配置をとる例２−１と、集光レンズの光軸と光ファイバーの出射端中心とをずらし、反射光分布に合わせて光ファイバーの受光端が配置されるようにした例２−２との受光効率を計算により比較する。
例２−１、例２−２ともに、１本の光ファイバーにより励起光を出射し、６本の光ファイバーにより受光する条件とする。励起光を出射する光ファイバーのコア径を０．２０〔ｍｍ〕、開口数（ＮＡ）を０．２２、受光する各光ファイバーのコア径を０．２０〔ｍｍ〕、開口数（ＮＡ）を０．２２とする。
上記計算例１と同様に、図４に示すように集光レンズＬを備える光学系を想定する。集光レンズＬは、図３の集光レンズ１１に相当するもので、ｎｄ＝１．５１６３３、νｄ＝６４．１の硝材よりなり、Ｓ１面の曲率半径が０．８３〔ｍｍ〕、Ｓ２面が平面の正のパワーを有するレンズである。
集光レンズＬを挟んだ両側に、集光レンズＬの光軸に垂直な面を想定する。一つは、Ｓ１面側に配置される面Ａである。励起光を出射する光ファイバーの出射端及び受光する各光ファイバーの受光端は、面Ａに含まれるものとする。もう一つはＳ２面側に配置される面Ｂである。面Ｂは生体組織表面として想定されるもので完全拡散反射性を有する面とする。集光レンズＬの光軸上で、面ＡとＳ１面との間の距離を１．３７〔ｍｍ〕とし、面ＢとＳ２面との間の距離を１．７〔ｍｍ〕と設定する。
以上の条件は、例２−１と例２−２とで共通である。
例２−２にあっては、図８Ａに示す光ファイバー配置を、例２−１にあっては図９Ａに示す光ファイバー配置をとり、このように配置のみが異なる条件で比較を行う。
図８Ａに示す番号１〜６が付された白抜きの丸部分が受光する光ファイバーの受光端である。受光端番号１に隣接する白線の円が励起光を出射する光ファイバーの出射端の外形である。例２−２において、励起光を出射する光ファイバーの出射端の中心と集光レンズＬの光軸との距離は、０．２５〔ｍｍ〕である。例２−１においては、励起光を出射する光ファイバーの出射端の中心と集光レンズＬの光軸との距離を０〔ｍｍ〕として、図９Ａに示すように励起光を出射する光ファイバーの周りに６本の受光する光ファイバーを配置した。
例２−２において、励起光の光量を１としときの受光する各光ファイバーの受光量及びその合計を図８Ｂに表形式で示した。例２−１において、励起光の光量を１としたときの受光する各光ファイバーの受光量の合計を図９Ｂに示した。なお、例２−１においては、各光ファイバーの受光量は均等である。Here, calculation example 2 is disclosed. In the calculation example 2, the light receiving end of the optical fiber is shifted from the center of the optical axis of the condensing lens and the output end of the optical fiber so that the light receiving end of the optical fiber is aligned with the reflected light distribution. The light receiving efficiency is compared with that of Example 2-2 arranged by calculation.
In both Example 2-1 and Example 2-2, the excitation light is emitted by one optical fiber, and is received by six optical fibers. The core diameter of the optical fiber that emits the excitation light is 0.20 [mm], the numerical aperture (NA) is 0.22, the core diameter of each optical fiber that receives light is 0.20 [mm], and the numerical aperture (NA) is 0.2. 22
As in the above calculation example 1, an optical system including a condenser lens L as shown in FIG. 4 is assumed. The condensing lens L corresponds to the condensing
A surface perpendicular to the optical axis of the condenser lens L is assumed on both sides of the condenser lens L. One is a surface A arranged on the S1 surface side. It is assumed that the emission end of the optical fiber that emits the excitation light and the light reception end of each optical fiber that receives the light are included in the surface A. The other is a surface B arranged on the S2 surface side. The surface B is assumed as the surface of a living tissue and is a surface having complete diffuse reflection. On the optical axis of the condenser lens L, the distance between the surface A and the S1 surface is set to 1.37 [mm], and the distance between the surface B and the S2 surface is set to 1.7 [mm].
The above conditions are common to Example 2-1 and Example 2-2.
In Example 2-2, the optical fiber arrangement shown in FIG. 8A is taken, and in Example 2-1, the optical fiber arrangement shown in FIG. 9A is taken.
The white circles numbered 1 to 6 shown in FIG. 8A are the light receiving ends of the optical fibers that receive light. The white line circle adjacent to the light receiving
In Example 2-2, when the amount of excitation light is 1, the received light amount of each optical fiber and the total amount are shown in a table form in FIG. 8B. In Example 2-1, the total amount of light received by each optical fiber when the amount of excitation light is 1 is shown in FIG. 9B. In Example 2-1, the amount of light received by each optical fiber is equal.
図８Ｂ及び図９Ｂに記載した計算結果から、受光する光ファイバーの本数が同数の場合、例２−２の配置を採用しても、例２−１に対して同等以上の受光効率を達成することができることがわかった。また、例２−２の配置（図６Ｉに示す配置にも相当する）では受光する番号１，２，３の光ファイバーに測定光が集中しているため、受光する光ファイバーの本数を減らした場合にも、受光量の減少は、例２−１の同心円状の配置と比べて小さくできることがわかる。すなわち、例２−１において、例えば、受光する光ファイバーの本数を３本減らせば、受光量は必ず半分になるが、同様に３本減らす場合に例２−２に準じた配置では、番号４，５，６の光ファイバーを排して、番号１，２，３の３本にすれば、受光量は半分より大きいこととなる。また、１本にする場合は番号１の光ファイバーを、５本にする場合は番号１，２，３，５，６の光ファイバーを残せば受光量を最も大きく残せる。
以上述べたように、第１の光ファイバー系１０の出射端の中心が、集光レンズ１１の光軸から離れて設置されることで、受光する光ファイバーを円環状に配置することなく、同等の受光効率を達成できる。また、そのためには、上記条件１、さらには条件１−１、条件２、条件３が有効である。From the calculation results shown in FIGS. 8B and 9B, when the number of optical fibers to be received is the same, even if the arrangement of Example 2-2 is adopted, the light receiving efficiency equal to or higher than that of Example 2-1 should be achieved. I found out that Further, in the arrangement of Example 2-2 (corresponding to the arrangement shown in FIG. 6I), the measurement light is concentrated on the optical fibers of Nos. 1, 2, and 3 to receive light, so that the number of optical fibers to be received is reduced. It can also be seen that the reduction in the amount of received light can be made smaller than the concentric arrangement of Example 2-1. That is, in Example 2-1, for example, if the number of optical fibers to be received is reduced by 3, the amount of received light is necessarily halved. If the
As described above, the center of the emission end of the first
さて、以上の条件に加え、光学フィルターの設置領域を直線によって分離し、ひいては形成容易性の高い形状の光学フィルターを設置可能とするために、次の条件４を満たすことが好ましい。
すなわち、条件４として、「第１の光ファイバー系に属するすべての光ファイバーと、第２の光ファイバー系に属するすべての光ファイバーとを２領域に分割できる仮想の境界直線（図７Ｂの直線Ｄ）を設定可能にこれらの光ファイバーが設置される」という条件である。境界直線Ｄは座標軸Ｘと直交してもよいし、しなくてもよい。図７Ｂにおいては、境界直線Ｄを座標軸Ｘと垂直に描いているが、座標軸Ｘに対して斜めに交わるように描くことも可能である。境界直線Ｄは、少なくとも１本設定できればよいが、複数本設定できれば、さらに光学フィルターの形状や設置の自由度が増す。
上述した条件ａを充たすことで、図５Ａ，図５Ｂを使って説明したように、面Ａにおける反射光分布の中心は集光レンズの光軸と光ファイバーの出射端との間に位置することになるので、光ファイバーの受光端を光ファイバーの出射端とをある直線を境にして分離することが可能となる。従って、光学フィルター１４を円環状に形成する必要がなくなる。
また、上述の条件１−１を満たすことで、第２の光ファイバー系１２は第１の光ファイバー系１０の周りに円環状に配置されることはないから、光学フィルター１４を円環状に形成する必要はなく、光学フィルター１３とともに、種数が０の単純な形状に形成することができる。これにより、光学フィルターの加工が容易になる。
さらに、条件４を満たすことで、光学フィルター１３と光学フィルター１４とを境界直線Ｄで分離して配置することができ、境界付近で入り組んだ複雑な外形を光学フィルター１３，１４に形成する必要はなくなる。これにより、さらに光学フィルターの加工が容易になる。In addition to the above conditions, it is preferable to satisfy the
That is, as
By satisfying the condition a described above, the center of the reflected light distribution on the surface A is located between the optical axis of the condenser lens and the exit end of the optical fiber, as described with reference to FIGS. 5A and 5B. Therefore, it becomes possible to separate the light receiving end of the optical fiber from the output end of the optical fiber with a certain straight line as a boundary. Therefore, it is not necessary to form the
Moreover, since the second
Furthermore, if the
図１０Ａ〜図１０Ｇに光軸に垂直な面における光学フィルターの形状と配置の構成例を示す。図１０Ａ〜図１０Ｇに示す構成は、条件１−１及び条件４を満たすものである。図１０Ａ〜図１０Ｇに形状や配置が様々である形態を示すが、簡便のため符号は図３と共通のものを示す。
図１０Ａ，図１０Ｃに示す光学フィルター１３及び光学フィルター１４の外形、並びに図１０Ｄに示す光学フィルター１４の外形は矩形である。矩形であれば、各辺を直線形状に加工すればよいので、ダイシング加工等によって容易に精度良く加工することができる。また、境界直線Ｄ上に直線状の一辺を配置することができる。
図１０Ｂに示す光学フィルター１３及び光学フィルター１４の外形、並びに図１０Ｄに示す光学フィルター１３の外形は円形である。
図１０Ｅ，図１０Ｆ，図１０Ｇに示す光学フィルター１３及び光学フィルター１４の外形はＤ字形である。Ｄ字形であれば、その一辺を直線形状に容易に精度良く加工することができ、境界直線Ｄ上に直線状の一辺を配置することができる。
図１０Ａ，図１０Ｃ，図１０Ｄ，図１０Ｅ，図１０Ｆ，図１０Ｇに示すように、光学フィルター１３，１４が直線状の外形線を有する場合には、当該外形線が上述した仮想の境界直線Ｄ上に設置される。
図１０Ｅ，Ｆ，Ｇに示すように、従来の同心円状の配置と異なるので、第１の光ファイバー系１０を、複数本の光ファイバー又は各束が一塊に束ねられた複数束の光ファイバー束にすることも容易である。10A to 10G show configuration examples of the shape and arrangement of the optical filter on a plane perpendicular to the optical axis. The configuration illustrated in FIGS. 10A to 10G satisfies the condition 1-1 and the
The outer shape of the
The outer shape of the
The outer shapes of the
As shown in FIG. 10A, FIG. 10C, FIG. 10D, FIG. 10E, FIG. 10F, and FIG. 10G, when the
As shown in FIGS. 10E, 10F, and 10G, since the arrangement is different from the conventional concentric arrangement, the first
上述した従来技術で、光学フィルターを円環形状の部材とその中空部に収まる部材とで構成する場合は、その中空部の内径や、中空部に収まる部材の外径を、励起光を出射する光ファイバーの外径に対応させて精度良く加工する必要がある。
本実施形態においては、図１０Ａ〜図１０Ｇに示すように、対応する光ファイバーの端面外形より大きな寸法の光学フィルターを適用することができ、対応する光ファイバーが複数の光ファイバーからなる場合も、それらの配置領域より大きな寸法の光学フィルターを適用することができる。したがって、比較的大きな形状を加工するので、加工の容易性が増す。When the optical filter is composed of an annular member and a member that can be accommodated in the hollow part in the conventional technology described above, the excitation light is emitted depending on the inner diameter of the hollow part and the outer diameter of the member that is accommodated in the hollow part. It is necessary to process with high accuracy according to the outer diameter of the optical fiber.
In this embodiment, as shown in FIGS. 10A to 10G, an optical filter having a size larger than the end face outer shape of the corresponding optical fiber can be applied, and even when the corresponding optical fiber is composed of a plurality of optical fibers, the arrangement thereof is also possible. Optical filters with dimensions larger than the area can be applied. Therefore, since a relatively large shape is processed, the ease of processing increases.
図１０Ｇに示す一塊に束ねられた光ファイバー束（ファイバーバンドル）２０は、第１の光ファイバー系１０に属する複数の光ファイバーと、第２の光ファイバー系１２に属する複数の光ファイバーと、これら両系の光ファイバーに接する第３の光ファイバー１６，１６とを含む。そして、上述した仮想の境界直線Ｄ上に設置される光ファイバーが第３の光ファイバー１６，１６とされることで、第１の光ファイバー系１０と第２の光ファイバー系１２との直線境界による分離性を確保することができる。また、ファイバーバンドル２０を用いることで、ファイバーの１本１本を位置決め固定する煩雑さから解消され、組立て容易性が向上する。
第３の光ファイバー１６は、第１の光ファイバー系１０にも、第２の光ファイバー系１２にも属さない、すなわち、励起光の導光にも、測定光の受光にも使用されない。第３の光ファイバー１６は、光学要素として他の目的に使用しても良いが、光学要素として使用目的が無い場合は、プローブ１がベースユニット２に接続されても、ベースユニット２に構成されるシステムに対して非接続を保つように構成する。例えば、第３の光ファイバー１６の基端部を、第１の光ファイバー系１０及び第２の光ファイバー系１２から分けて、プローブ１の基端のコネクタ部から乖離した箇所に保持してプローブ１を構成する。The optical fiber bundle (fiber bundle) 20 bundled in a lump shown in FIG. 10G includes a plurality of optical fibers belonging to the first
The third
ここで、光学フィルターの製造方法の一例について説明する。
光学フィルター１３，１４は、基板上に蒸着又はスパッタリングを行って作製したフィルター素材を所望の形状に加工して作製する。これを上述したように接着等によって光ファイバーに対する所定の位置に固定する。
また、第１、第２の光ファイバー系１０，１２の端面上に、直接に蒸着又はスパッタリングを行って光学フィルター１３，１４を構成する材料を積層することで作製する。光学フィルターを構成する材料が複数の光ファイバーの端面や、フェルールの端面に跨って一体の層状に形成される。このとき、光学フィルター１３の形成工程においては、第２の光ファイバー系１２の端面をマスキングする。光学フィルター１４の形成工程においては、第１の光ファイバー系１０の端面をマスキングする。この製造方法にあっては、上述した光学フィルターの形状、大きさによる加工容易性が、そのままマスキング部材の形成容易性に反映された過程を経て、結果として光学フィルターの形成容易性が達成される。Here, an example of a manufacturing method of the optical filter will be described.
The optical filters 13 and 14 are produced by processing a filter material produced by vapor deposition or sputtering on a substrate into a desired shape. This is fixed at a predetermined position with respect to the optical fiber by bonding or the like as described above.
Further, it is produced by directly depositing materials constituting the
なお、２つの光学フィルター１３，１４を用いる場合において、光学フィルター１３，１４に、それぞれ互いを位置決めし合うような形状を設けることもできる。例えば図１１に示すように、一方の光学フィルターに凹形状を設け他方の光学フィルターに凸形状を設けて、これらの凹凸形状を嵌め合わせることで、光学フィルター１３，１４同士の位置決めを確保するフィルター構造を実施することも可能である。かかる構造により、微細な光学フィルターの取り扱いが容易となり、プローブ１の組立容易性が向上する。
また、上述した説明は、励起光導光用の光ファイバーの出射端と、測定光受光用の光ファイバーの受光端とが同一面内に存在するものとして説明したが、両者は必ずしも同一面に存在する必要はない。但し、集光レンズの光軸方向に対する両者の位置の違いが大きくなると、光学系の設計が難しくなる恐れがあるため、両者を同一面内もしくは実質的に同一面内に存在するものとみなせる位置に配置することが好ましい。In addition, when using the two
In the above description, the emission end of the excitation light guiding optical fiber and the light receiving end of the measurement light receiving optical fiber are described as being in the same plane. There is no. However, if the position difference between the two with respect to the optical axis direction of the condensing lens increases, it may be difficult to design the optical system. Therefore, the positions where both can be regarded as being in the same plane or substantially in the same plane. It is preferable to arrange in.
本発明は、生体組織の光学的測定に利用することができる。 The present invention can be used for optical measurement of living tissue.
１ プローブ
２ ベースユニット
３ 内視鏡本体
４ 内視鏡プロセッサ
９ プローブチューブ
１０ 第１の光ファイバー系（励起光出射系）
１１ 集光レンズ
１２ 第２の光ファイバー系（測定光受光系）
１３，１４ 光学フィルター
１５ フェルール
１６ 第３の光ファイバー
Ｄ 境界直線
Ｏ 光軸
Ｒ１ 反射光分布
Ｒ２ 反射光分布DESCRIPTION OF
11
13, 14
Claims (8)
"前記光学系として、
前記励起光を導光する励起導光路を構成する第１の光ファイバー系と、"
前記プローブの先端部に設けられ、前記第１の光ファイバー系から出射した前記励起光が照射され、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、
前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光する受光導光路を構成する第２の光ファイバー系と、
前記第１の光ファイバー系の出射端と前記集光レンズ系との間の光路、又は／及び前記集光レンズ系と前記第２の光ファイバー系の受光端との間の光路に介在して、これら両光路の光学透過特性を異ならしめる光学フィルターとを有し、
前記第１の光ファイバー系の出射端の中心は、前記集光レンズ系の光軸から離れて設置され、
前記第２の光ファイバー系の受光端の少なくとも一部は、前記光軸までの距離が前記第１の光ファイバー系の出射端から前記集光レンズの光軸までの最長距離より小さく、かつ、前記光軸と前記第１の光ファイバー系の出射端の中心とを通る座標軸及びこれに垂直な前記集光レンズの光軸とで表される座標系において、前記光軸より前記第１の光ファイバー系に近い座標域に配置されることを特徴とするプローブ。 A probe for measuring the measurement light by irradiating the measurement target site of the living tissue with the excitation light and including an optical system for receiving the measurement light emitted from the measurement target site,
"As the optical system,
A first optical fiber system constituting an excitation light guide for guiding the excitation light;
A condensing lens system provided at the tip of the probe, irradiated with the excitation light emitted from the first optical fiber system, and having a positive power for condensing the measurement light;
A second optical fiber system constituting a light receiving light guide for receiving and guiding the measurement light collected by the condenser lens system;
Interposed in an optical path between the optical path, or / and the condensing lens system and the front Symbol receiving end of the second optical fiber system between the condenser lens system and the exit end of said first optical fiber system, With an optical filter that makes the optical transmission characteristics of these two optical paths different,
The center of the exit end of the first optical fiber system is installed away from the optical axis of the condenser lens system,
At least a part of the light receiving end of the second optical fiber system has a distance to the optical axis smaller than the longest distance from the output end of the first optical fiber system to the optical axis of the condenser lens, and the light In a coordinate system represented by a coordinate axis passing through an axis and the center of the exit end of the first optical fiber system and an optical axis of the condenser lens perpendicular to the coordinate axis, the coordinate system is closer to the first optical fiber system than the optical axis A probe that is arranged in a coordinate area.
前記仮想の境界直線上に設置される光ファイバーが前記第３の光ファイバーとされた請求項４に記載のプローブ。 An optical fiber bundle bundled in a lump including an optical fiber belonging to the first optical fiber system, an optical fiber belonging to the second optical fiber system, and a third optical fiber in contact with both optical fibers;
The probe according to claim 4 , wherein an optical fiber installed on the virtual boundary straight line is the third optical fiber.
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Cited By (1)
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