JPH0459611B2 - - Google Patents

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JPH0459611B2
JPH0459611B2 JP62310724A JP31072487A JPH0459611B2 JP H0459611 B2 JPH0459611 B2 JP H0459611B2 JP 62310724 A JP62310724 A JP 62310724A JP 31072487 A JP31072487 A JP 31072487A JP H0459611 B2 JPH0459611 B2 JP H0459611B2
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JP
Japan
Prior art keywords
cladding layer
refractive index
core
fibers
silica glass
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired
Application number
JP62310724A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JPS63264707A (en
Inventor
Atsushi Uchiumi
Hiroyuki Hayamizu
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Mitsubishi Cable Industries Ltd
Original Assignee
Mitsubishi Cable Industries Ltd
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Filing date
Publication date
Application filed by Mitsubishi Cable Industries Ltd filed Critical Mitsubishi Cable Industries Ltd
Priority to JP62310724A priority Critical patent/JPS63264707A/en
Publication of JPS63264707A publication Critical patent/JPS63264707A/en
Publication of JPH0459611B2 publication Critical patent/JPH0459611B2/ja
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  • Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
  • Optical Fibers, Optical Fiber Cores, And Optical Fiber Bundles (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]

産業上の利用分野 本発明は、人体や動物の内部、特に胃、子宮、
膀胱などの臓器内を精密に観察するのに適した医
療用イメージスコープに関する。 従来の技術 医療技術の最近における進歩に伴い、人体や動
物の内部を直接仔細に観察する目的で可撓性、機
械的強度に優れ、しかも可及的に細径の医療用イ
メージスコープが要求されている。 従来、人体や動物用の内視鏡として多数本の多
成分ガラス系光フアイバの束を画像伝送体として
用いたフアイバスコープや多数の光学レンズを従
属配列した所謂レンズスコープが知られている。 レンズスコープは、それが剛直であるために臓
器内への曲所への挿入が困難であつたり首振り機
構を備えつけることができないので観察可能領域
が狭い、極めて高価である、レンズ自体の細径化
に限界がある、などの欠点がある。 従来、医療用イメージスコープとしては、多成
分ガラス系光フアイバの多数本を単に束ねただけ
のマルチプルフアイバを画像伝送路として有する
ものが用いられてきている。このタイプのマルチ
プルフアイバを一層細径化するには、個々の光フ
アイバとして今以上に細径化したのものを用いる
必要があるが、多成分ガラスは一般に含有不純物
が多くてこの含有不純物のために石英ガラスと比
較して線引性が悪く、現在使用されている光フア
イバさえ略限界に近い線引率で製造されたもので
あるので今以上の細径化は頗る困難である。 マルチプルフアイバのもう1つの製造方法とし
て光フアイバの多数本の束を加熱線引きして光フ
アイバ同士を互いに融着させ且つ外径を縮小させ
る方法がある。しかしながら、この方法によつて
も多成分ガラスの上記した含有不純物のために得
られたマルチプルフアイバは脆く、折れ易い欠点
がある。 これに対して石英系ガラスは、線引き性に優れ
ているために基本的構造としてコアとクラツド層
とからなる光フアイバ母材の必要多数本の束を線
引きすることにより、多成分ガラスでは到底製造
することができない細径のマルチプルフアイバを
容易に製造することができる長所を有する。 光フアイバ母材のコア部分がドーパント入り石
英ガラスからなる場合、ドーパントの種類、ドー
パント量などを変えることによりクラツド層との
屈折率差を大きくすることができ、その結果、薄
いクラツド層にても漏光を防止する効果が高くな
るので線引き率を大きくして一層細径のマルチプ
ルフアイバを製造することができる。 解決を要すべき問題点 ところで、コア部分がドーパント入り石英ガラ
スからなる上記の光フアイバ母材を製造するには
たとえばドーパント入り石英ガラス製のコア用ロ
ツドが必要となるが、そのようなコア用ロツドは
イメージスコープの製造用としてではなく、通信
用光フアイバを製造するためのものとして従来実
用されているに過ぎない。しかも、従来のコア用
ロツドはその屈折率分布が第7図における曲線1
として示すようにロツド中心より外表面に向かつ
て屈折率が急激に低下するタイプのものである。
そのため、かかるコア用ロツドを用いてマルチプ
ルフアイバを製造した場合、得られたマルチプル
フアイバはその画素としての各フアイバにおける
中心部のみが明るくて中心より離れるに従い急激
に暗くなり、細径のマルチプルフアイバとする程
伝送画像が極めて見づらいものになるという問題
があつた。 問題点を解決するための手段 本発明は、グレーデドインデツクス形のコアを
有するマルチプルフアイバでありながら、上記の
問題が克服された、したがつて細径でも鮮明で且
つ明るい画像を伝送できるマルチプルフアイバを
画像電送路として有する医療用イメージスコープ
を提供しようとするものである。 すなわち、本発明は画像伝送のためのマルチプ
ルフアイバとライトガイドからなり、該ライトガ
イドの少なくとも先端部分はマルチプルフアイバ
と併設されてマルチプルフアイバの全長を保護す
る保護管中に収められており、また上記マルチプ
ルフアイバはコアの上に、順次、ドープド石英ガ
ラスからなる第1クラツド層、ドープド石英ガラ
スからなる第2クラツド層および純石英ガラスか
らなる第3クラツド層を有する石英ガラス系光フ
アイバの5000本より多くが互いに融着した構造を
有し、上記コアの屈折率分布がコアの半径をr1
コアの中心部における最大屈折率値をn0、コアの
最外部に置ける最小屈折率値をn1としたときコア
の中心軸から半径0.65r1の位置における屈折率n2
が下式を満足する値を有し、且つ第1クラツド層
は第2クラツド層よりも低屈折率を有し、第2ク
ラツド層は第3クラツド層よりも低屈折率を有す
ることを特徴とする医療用イメージスコープを提
供しようとするものである、 n2≧n1
0.65(n0−n1)。 作 用 画像伝送路として機能するマルチプルフアイバ
中の各光フアイバのコアはその屈折率分布は1種
のGI形でありながら中心部より半径0.65r1までの
区間において屈折率の低下が小さく、かつ一定値
以上の屈折率を有しているので、その中心部より
少なくとも半径0.65r1の区間は勿論のこと、それ
より多少外側の領域でさえ実用上充分な明るさを
有する。さらに、コアの上にドープド石英ガラス
からなる第1クラツド層を有するため、コアの高
屈折率と第1クラツド層の低屈折率とから極めて
大きな実効開口率が実現される。なお、コアと第
1クラツド層が共にドープド石英ガラスからなる
場合、ドープド石英ガラスは一般に線引き時の高
温度で過流動を起こして異常変形し易いが、それ
らの上に高溶融粘度を有する純石英ガラスからな
る第3クラツド層が存在するので上記の異常変形
が防止され、各画素の配列性が向上する。また更
に、第1クラツド層の屈折率を小さくするために
ドーパントを多量に含有するドープド石英ガラス
を用いると、該ガラス熱膨張係数も大となり、こ
の層が熱膨張係数の小さい純石英ガラスの第3ク
ラツド層と直接接触構造であると、線引き直後あ
るいはその後において第1クラツド層又は第3ク
ラツド層がひび割れする問題もあるが、第1クラ
ツド層と第3クラツド層の中間の屈折率を有し而
して熱膨張係数の点においても中間である第2ク
ラツド層がそれら層間に介在するので上記のひび
割れ問題も解消する。この結果、本発明において
は第1クラツド層はひび割れを懸念することな
く、その屈折率を従来以上に低下せしめることが
でき、この結果大きな実効開口率を有するマルチ
プルフアイバが工業的に実現可能となる。 上記マルチプルフアイバは、細径にても画像伝
送性に優れており、この点を利用して、本発明で
は5000より多い大画素数としても従来品以上に細
径化が達成される。このため照明用のライトガイ
ドをマルチプルフアイバと共に保護管内に一緒に
併設しても、保護管の自体さえも細径のもので済
む。大画素数とすることにより伝送画像の解像度
が向上し、体内各種臓器、管の詳細な観察が可能
となる。 発明の具体的な説明 第1図及び第3図は参考例マルチプルフアイバ
の、第5図は本発明で用いられるマルチプルフア
イバの、それぞれ断面図であり、第2図、第4
図、第6図はそれぞれ第1図、第3図、第5図の
部分拡大断面図である。 第7図は、マルチプルフアイバを構成する各光
フアイバのコアにおける屈折率分布を示す図であ
る。 第8図は、本発明の実施例たる医療用イメージ
スコープの断面図である。 第8図において、1は画像伝送体として用いら
れるマルチプルフアイバ、2はマルチプルフアイ
バ1の先端に取りつけられた対物レンズ、3はマ
ルチプルフアイバ1の後端に取りつけられた着脱
自在形のアイピース、31はアイピース3内に設
置された接眼レンズ、4は照明用のライトガイド
である。ライトガイド4の先端部分の少なくとも
一定長は、マルチプルフアイバ1と併設されてマ
ルチプルフアイバの全長を保護する保護管5中に
収められており、残余後部は分岐して保護管6中
に収められている。イメージスコープが可撓性よ
りも耐熱性が要求される場合、保護管5および保
護管6としてはステンレス、チタン、銅などの金
属製のものが用いられ、可撓性が特に要求される
場合には、有機高分子、たとえばナイロン、ポリ
エチレン、ポリプロピレン、ポリ塩化ビニルなど
の可撓性のものが用いられる。保護管5内にはラ
イトガイド4の他に更に送水・送気管、鉗子、バ
ルーン、先端首振り装置、レーザフアイバ、電気
的コアギユレータあるいはその他の装置が必要に
応じてマルチプルフアイバ1と併設される。 第1図および第6図において、1はマルチプル
フアイバ、7はマルチプルフアイバ1を構成する
光フアイバである。8はマルチプルフアイバ1の
最外部に設けられたスキン層、9はたとえば熱硬
化性有機高分子や熱可塑性有機高分子、あるいは
それら有機高分子のチヤー化物などからなる補強
層である。 第1図、第2図に示す参考例においては、多数
本の光フアイバ7はそれぞれコア71とその上に
設けられたクラツド層72とからなり、隣接する
クラツド層72同士の融着により互いに接合して
いる。第3図、第4図に示す参考例においては、
第1クラツド層72の上に更に第2のクラツド層
73を有し、隣接する第2クラツド層73同士の
融着により互いに接合している。第5図、第6図
に示す実施例においては、第2クラツド層73の
上に更に第3のクラツド層74を有し、隣接する
第3クラツド層74同士の融着により互いに接合
している。 第2図、第4図、および第6図において、Df
は光フアイバ7の径、Dcはコア71の径(なお
コア71は、平均半径r1を有するものとする)、
T1は第1クラツド層72の厚み、T2は第2クラ
ツド層73の厚み、T3は第3クラツド層74の
厚み、Dnはマルチプルフアイバの径、Tsはスキ
ン層8の厚みをそれぞれ示す。 マルチプルフアイバ1は、たとえば上記光フア
イバ7と同じ断面構成を有する断面円形の光フア
イバ母材の5000本より多い所望の本数、たとえば
5500〜300000本、好ましくは6000〜100000本を天
然石英ガラスまたは合成石英ガラス、好ましくは
合成石英ガラスからなるスキンパイプ(第1図、
第3図、または第5図のスキン層8の形成材料)
中に整列状態にて充填し、ついでスキンパイプご
と線引きして製造することができる。この線引き
の際の光フアイバ同士の融着により、各光フアイ
バは第2図、第4図または第6図に示す通り断面
6角形に、または6角形が少々又はかなり崩れた
形状に変形する。以下において特に断らぬ限り、
上記Df、Dc、T1、T2、T3の各値は、断面6角形
における図示する通りの平行部分の値を代表的に
示すが、6角形からかなり変形した形状のものに
ついてはその形状と断面積の等しい6角形につい
ての図示する通りの平行部分の値を示すものとす
る。なおコア71の屈折率分布については、第7
図にてコアが平均半径r1の断面円形を有するもの
として説明するが、コアが6角形あるいはその他
の円以外の断面形状を有するときは、それら断面
と等しい面積の円についての説明が該当するもの
とする各光フアイバ7は、該光フアイバ断面にお
けるコア71の占積率が少なくとも10%であるこ
とを必須とする。コア占積率が10%未満であると
コア71の光伝送量が乏しくて明るい画像の伝送
が困難となる。なおコア占積率が過大であるとマ
ルチプルフアイバの可撓性を犠牲にする場合以外
はクラツド層が薄くなり過ぎて伝送画像に滲み現
象が生じて鮮明な画像が得難い問題がある。した
がつてコア占積率は、70%以下、特に25〜50%と
することが好ましい。 第2図において、Df、T1の各値はそれぞれ3
〜16μm、0.5〜5μm程度、好ましくはそれぞれ4
〜15μm、1〜4μm程度である。第4図において
Df、T1、T2の各値はそれぞれ3〜15μm、0.3〜
4μm、0.01〜2μm程度、好ましくはそれぞれ3〜
8μm、5〜1.5μm、0.03〜0.6μm程度、特にそれ
ぞれ3.5〜6.5μm、0.7〜1.2μm、0.05〜0.4μm程度
である。第6図において、Df、T1、T2、T3の各
値はそれぞれ3〜16μm、0.01〜1.2μm、0.1〜
2.5μm、0.01〜1.5μm程度、好ましくはそれぞれ
3〜8μm、0.02〜0.7μm、0.1〜1.5μm、0.02〜
0.6μm特に、それぞれ3.5〜5.6μm、0.05〜0.4μm、
0.2〜1.3μm、0.05〜0.4μm程度である。 第7図において、曲線2が本発明実施例マルチ
プルフアイバ1を構成する各光フアイバ7のコア
71における屈折率分布曲線例であり、曲線1は
参考のために示した通常の通信用GI形光フアイ
バの製造に用いられるコア用ロツドにおける屈折
率分布曲線例である。曲線2において、コア71
の中心r0の屈折率n0(通常は最大屈折率を有す
る。)とコア最外部r1の屈折率n1(通常は最小屈折
率を有する。)との差(Δn)、すなわち(n0−n1
は、0.015〜0.080、好ましくは0.02〜0.050、特に
0.02〜0.045である。 曲線2に示す屈折率分布においては、コアの中
心r0より平均半径r2、すなわち0.65r1までの区間
において屈折率の低下が緩やかであり、コアの平
均半径r2から平均半径r1すなわちコアの最外部ま
での区間においては屈折率が急激に低下してい
る。換言すると、区間r0からr2においては屈折率
の変化が小さい。しかも半径r2の位置における屈
折率n2がn1+0.65(Δn)(たとえばΔnが0.025のと
き、n1+0.65×0.025=n1+0.016)以上の値を有
している。したがつてコア71は、その屈折率分
布は1種のGI形でありながら中心部r0よりr2の区
間においては屈折率の低下が小さく、かつ一定値
以上の屈折率を有しているので、その区間は勿論
のことそれより多少外側の領域でさえ実用上充分
な明るさを有する。 さらに曲線2は、r2(=0.65r1)の屈折率n2が、
上記の値を有するだけでなく、しかもr3(=0.5r1
の屈折率n3および/またはr4(=0.33r1)の屈折率
n4は、それぞれ下式(2)〜(5)にて示す値を有するこ
とが好ましい。 n3≧n1+0.75(n0−n1) ……(2) 特に n3≧n1+0.85(n0−n1) ……(3) n4≧n1+0.80(n0−n1) ……(4) 特に n4≧n1+0.90(n0−n1) ……(5) 曲線2においては、さらにコアの平均半径
0.7r1の位置においてn1+0.50(△n)の屈折率条
件を満足し、かつ上記した屈折率分布条件を満足
するものは特に好ましい。 コアの上記した屈折率分布は、石英ガラスの屈
折率を高める作用をなすドーパント、たとえばゲ
ルマニウムや燐などを用い、VAD法、CVD法な
どにてドーパント量を上記屈折率分布にしたがつ
て加減することにより達成することができる。ド
ーパントとして好ましいものは、ゲルマニウムま
たはそれを主成分とするものである。 第6図に示す実施例においては、第1クラツド
層72はコア71の最外部における最小屈折率値
n1よりは勿論のこと、第2クラツド層73および
第3クラツド層74のいずれの層よりも低屈折率
を有し、一方第2クラツド層73は第3クラツド
層74よりも低屈折率を有することが好ましい。
すなわち第1クラツド層72はコア71の最外部
における最小屈折率値n1より少なくとも0.004、
特に少なくとも0.006低屈折率を有し、第2クラ
ツド層よりも少なくとも0.002、特に少なくとも
0.004低低屈折率を有することが好ましく、第2
クラツド層73は、第3クラツド層74よりも少
なくとも0.004特に少なくとも0.008、さらに特に
少なくとも0.010低屈折率を有することが好まし
い。 第2図のクラツド層72、第4図の第1クラツ
ド層72、第6図の第1クラツド層72および第
2クラツド層73は、いずれも弗素および/また
は硼素あるいはそれらの少なくとも1種を主成分
とするドーパントによりドーピングされた石英ガ
ラスにて構成されることが好ましい。特に好まし
くはドーパントプリカーサとしてBCl3、BF3ある
いはそれらの混合物を用いてドープした純石英ガ
ラスである。これに対して第2図の第2クラツド
層73および第6図の第3クラツド層74は、線
引き温度が少なくとも1800℃の純石英ガラス、特
に純度99.99重量%以上の高純度のものにて構成
されることが好ましい。その場合には、次に述べ
るような利点もある。 マルチプルフアイバ1の断面の中心より少なく
とも半径80%以内の部分に存在する光フアイバが
可及的に規則的なハニカム構造に互いに融着して
いると(この半径80%以内の部分に多少のハニカ
ム構造が崩れた部分や暗点などの欠陥部分が存在
していてもよく、また上記ハニカム構造について
も幾何学的6角形の集合のみでなく多少変形した
6角形の集合であつても差し支えないが)、本発
明で用いる光フアイバ7の上記構造と5000本より
多数本の光フアイバを含むことと相乗して一層鮮
明な伝送画像が得られる。 そのような構造のマルチプルフアイバは、一般
的には、光フアイバ7の最外層を形成する層(第
4図の第2クラツド層73、第6図の第3クラツ
ド層74など)のガラス材として前記した純石英
ガラスを用い、該ガラスの線引き温度またはそれ
よりやや高い目の温度で光フアイバ母材束を線引
きすることによつて得られる。このようにする
と、線引き時において内部層のガラス材が大きな
流動性を示しても、最外層を形成するガラス材が
線引きに必要な最小限の流動性しか示さないので
過流動(これが光フアイバ7の不規則断面の原因
となる)を防止する作用をなす。 なお上記の線引き温度とは、被検石英ガラスを
もつて製造した内径23mm、外径26mmの管を加熱軟
化して内径2.3mm、外径2.6mmの縮小管を毎分0.5m
で線引きするときの線引き張力が500g以下とな
る最低温度と定義される。 第1図、第3図、および第5図において、スキ
ン層8の厚さは少なくとも3μm程度、特には5
〜20μmとすることが好ましい。また、補強層9
の厚さは少なくとも5μm程度、特には10〜150μ
mとすることが好ましい。またスキン層8の外径
(Dn+2Ts)は、0.2〜3.0mm程度、特に0.4〜2.5mm
程度である。 本発明において用いるマルチプルフアイバが下
記(1)〜(3)の条件を満足する場合、かかるマルチフ
アイバを画像伝送体として用いた本発明のイメー
ジスコープは食道、胃、腸などの消化器の内視鏡
として好適である。 (1) マルチプルフアイバ中の光フアイバの本数を
30000本以下、好ましくは8000〜25000本とする
こと、 (2) スキン層8の外径(Dn+2Ts)を0.2〜1.5mm
程度、特に0.4〜1.0mm程度とすること、 (3) 第8図のイメージスコープにおける保護管5
の外径は、3〜10mm程度、特に4〜7mm程度と
し、さらに保護管5の先端5〜15cm程度の部分
は外径1.8mm以下程度とすること。 また更にマルチプルフアイバが上記(1)〜(3)の条
件に加えて下記の(4)〜(6)の条件を満足する場合、
かかるマルチプルフアイバを画像伝送体として用
いた本発明のイメージスコープは子宮鏡、膀胱
鏡、胎児鏡、関節鏡あるいはその他の器官の内視
鏡として特に従来使用のレンズスコープに代わる
精密観察用の内視鏡として好適である。 (4) マルチプルフアイバ中の光フアイバの本数を
10000〜200000本、好ましくは30000〜100000本
とすること、 (5) スキン層8の外径(Dn+2Ts)を0.8〜2.0mm
程度、特に1.0〜1.5mm程度とすること、 (6) 第8図のイメージスコープにおける保護管5
の外径は、2〜10mm程度、特に3〜7mm程度と
し、さらに保護管5の先端5〜15cm程度の部分
は外径1.8mm以下程度とすること。 実施例 以下、実施例および比較例により本発明を一層
詳細に説明する。 実施例1〜5、比較例1〜3 第1表には各実施例、比較例において用いた光
フアイバ母材の詳細な構造、該光フアイバ母材の
所定本数(同表のマルチプルフアイバの構造にお
ける符号Nの欄を示す)を純石英ガラス管に緻密
に充填して該純石英ガラス管毎2100℃で線引きし
て得たマルチプルフアイバの構造、並びに各マル
チプルフアイバの伝送画質についての性能を示
す。表中に示す各屈折率は、20℃における波長
0.90μmの赤外線についての値である。またn1
値は、1.453である。 伝送画質については、つぎに述べる方法により
評価した。 各実施例および比較例のマルチプルフアイバか
ら長さ5mのサンプルを採取し、両端にそれぞれ
レンズを取りつけてイメージスコープを作成(接
眼レンズ倍率:200倍、対物レンズ倍率:0.5倍)
し、対物レンズから5m離れた位置にある30Wの
蛍光灯を直視した。一般にマルチプルフアイバ中
の各クラツド層の光閉じ込め効果が乏しい程、蛍
光灯の発光部周辺に強い着色が存在するように観
察される。そこで、蛍光灯の発光部周辺の着色度
に応じて下記の通りに等級付けした。 優:着色が観察されない。 良:極薄くはあるが、赤色または緑色の着色が観
察される。 可:かなり強い着色が観察される。
Industrial Application Field The present invention is applicable to the inside of the human body or animal, particularly the stomach, uterus,
This invention relates to a medical image scope suitable for precisely observing the inside of organs such as the bladder. Conventional Technology With recent advances in medical technology, medical image scopes with excellent flexibility and mechanical strength and as small a diameter as possible are required for the purpose of directly observing the insides of human bodies and animals in detail. ing. 2. Description of the Related Art Hitherto, as endoscopes for humans and animals, fiberscopes using a bundle of multiple multi-component glass optical fibers as an image transmitting body and so-called lens scopes having multiple optical lenses arranged in a subordinate manner are known. Lens scopes are rigid, making it difficult to insert them into curved parts of organs, and cannot be equipped with a swing mechanism, so the observable area is narrow. They are extremely expensive, and the lens itself is thin. There are drawbacks such as there is a limit to the diameter. Conventionally, medical image scopes have been used that have multiple fibers, which are simply bundles of multiple multi-component glass optical fibers, as image transmission paths. In order to make this type of multiple fiber even thinner, it is necessary to use individual optical fibers that are smaller in diameter than they currently are, but multi-component glasses generally contain a large amount of impurities. However, it has poor drawability compared to quartz glass, and even the optical fibers currently in use are manufactured at a drawing rate close to the limit, making it extremely difficult to reduce the diameter any further. Another method for manufacturing multiple fibers is to heat-draw a bundle of optical fibers to fuse the optical fibers together and reduce their outer diameters. However, even with this method, the multiple fibers obtained are brittle and easily broken due to the above-mentioned impurities contained in the multicomponent glass. On the other hand, silica glass has excellent drawability, so it is impossible to manufacture multi-component glass by drawing a required number of bundles of optical fiber base material, which basically consists of a core and a cladding layer. It has the advantage that multiple fibers with small diameters, which cannot be produced easily, can be manufactured easily. When the core part of the optical fiber base material is made of silica glass containing dopants, the difference in refractive index with the cladding layer can be increased by changing the type of dopant, the amount of dopant, etc., and as a result, even a thin cladding layer can be Since the effect of preventing light leakage is increased, the drawing rate can be increased to produce multiple fibers with even smaller diameters. Problems to be Solved By the way, in order to manufacture the above-mentioned optical fiber base material whose core portion is made of dopant-containing quartz glass, a core rod made of dopant-containing quartz glass is required. Rods have only been used in the past for manufacturing optical fibers for communications, not for manufacturing image scopes. Moreover, the refractive index distribution of the conventional core rod is curve 1 in Figure 7.
As shown in the figure, the refractive index decreases rapidly from the center of the rod toward the outer surface.
Therefore, when multiple fibers are manufactured using such core rods, only the center of each fiber as a pixel is bright, and the further away from the center, the darker the resulting multiple fiber becomes. There was a problem in that the transmitted image became extremely difficult to see. Means for Solving the Problems The present invention overcomes the above problems even though it is a multiple fiber having a graded index core, and is therefore capable of transmitting clear and bright images even with a small diameter. The present invention aims to provide a medical image scope having multiple fibers as image transmission paths. That is, the present invention comprises multiple fibers and a light guide for image transmission, and at least the tip portion of the light guide is housed in a protection tube that is attached to the multiple fibers and protects the entire length of the multiple fibers. The multiple fiber is made of 5000 fused silica optical fibers that have a first cladding layer made of doped silica glass, a second cladding layer made of doped silica glass, and a third cladding layer made of pure silica glass on the core in sequence. Many of them have a structure in which they are fused together, and the refractive index distribution of the core has a radius of r 1 ,
When the maximum refractive index value at the center of the core is n 0 and the minimum refractive index value at the outermost part of the core is n 1 , the refractive index at a position at a radius of 0.65r 1 from the central axis of the core is n 2
has a value satisfying the following formula, and the first cladding layer has a lower refractive index than the second cladding layer, and the second cladding layer has a lower refractive index than the third cladding layer. The aim is to provide a medical image scope that allows n 2 ≥ n 1 +
0.65( n0n1 ). Function The core of each optical fiber in the multiple fibers that functions as an image transmission path has a refractive index distribution that is a type of GI shape, but the drop in refractive index is small in the area from the center to a radius of 0.65 r 1 , and Since it has a refractive index above a certain value, not only a section with a radius of at least 0.65 r 1 from the center, but even a region slightly outside of the center has sufficient brightness for practical use. Further, since the first cladding layer made of doped silica glass is provided on the core, an extremely large effective aperture ratio can be achieved due to the high refractive index of the core and the low refractive index of the first cladding layer. Note that when both the core and the first cladding layer are made of doped silica glass, doped silica glass is generally prone to excessive flow and abnormal deformation at high temperatures during wire drawing, but pure quartz having a high melt viscosity is superimposed on them. The presence of the third cladding layer made of glass prevents the above abnormal deformation and improves the alignment of each pixel. Furthermore, if doped quartz glass containing a large amount of dopant is used to reduce the refractive index of the first cladding layer, the coefficient of thermal expansion of the glass will also be large, and this layer will be made of pure silica glass with a small coefficient of thermal expansion. If the structure is in direct contact with three cladding layers, there is a problem that the first cladding layer or the third cladding layer may crack immediately after or after drawing. Since the second cladding layer, which has an intermediate coefficient of thermal expansion, is interposed between these layers, the above-mentioned cracking problem is also solved. As a result, in the present invention, the refractive index of the first cladding layer can be lowered more than before without worrying about cracking, and as a result, multiple fibers with a large effective aperture ratio can be realized industrially. . The above-mentioned multiple fibers have excellent image transmission properties even with a small diameter, and by utilizing this point, the present invention can achieve a smaller diameter than conventional products even when the number of pixels is larger than 5000. For this reason, even if a light guide for illumination is installed together with multiple fibers in the protection tube, even the protection tube itself can have a small diameter. By increasing the number of pixels, the resolution of the transmitted image is improved, making it possible to observe various internal organs and vessels in detail. DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION FIGS. 1 and 3 are cross-sectional views of a reference example multiple fiber, and FIG. 5 is a cross-sectional view of a multiple fiber used in the present invention, and FIGS.
6 are partially enlarged sectional views of FIG. 1, FIG. 3, and FIG. 5, respectively. FIG. 7 is a diagram showing the refractive index distribution in the core of each optical fiber constituting the multiple fiber. FIG. 8 is a sectional view of a medical image scope according to an embodiment of the present invention. In FIG. 8, 1 is a multiple fiber used as an image transmission body, 2 is an objective lens attached to the tip of the multiple fiber 1, 3 is a removable eyepiece attached to the rear end of the multiple fiber 1, and 31 is a removable eyepiece attached to the rear end of the multiple fiber 1. An eyepiece lens 4 is installed in the eyepiece 3, and 4 is a light guide for illumination. At least a certain length of the tip of the light guide 4 is housed in a protection tube 5 that is attached to the multiple fiber 1 and protects the entire length of the multiple fiber, and the remaining rear part is branched and housed in a protection tube 6. There is. When the image scope requires heat resistance rather than flexibility, the protective tubes 5 and 6 are made of metal such as stainless steel, titanium, copper, etc. For example, flexible organic polymers such as nylon, polyethylene, polypropylene, and polyvinyl chloride are used. In addition to the light guide 4, inside the protection tube 5, a water/air supply pipe, forceps, a balloon, a tip swinging device, a laser fiber, an electric coagulator, or other devices are installed together with the multiple fiber 1 as necessary. In FIGS. 1 and 6, 1 is a multiple fiber, and 7 is an optical fiber constituting the multiple fiber 1. In FIG. 8 is a skin layer provided on the outermost side of the multiple fiber 1, and 9 is a reinforcing layer made of, for example, a thermosetting organic polymer, a thermoplastic organic polymer, or a layered product of these organic polymers. In the reference example shown in FIGS. 1 and 2, a large number of optical fibers 7 each consist of a core 71 and a cladding layer 72 provided thereon, and are bonded to each other by fusing adjacent cladding layers 72. are doing. In the reference examples shown in Figures 3 and 4,
A second cladding layer 73 is further provided on the first cladding layer 72, and adjacent second cladding layers 73 are bonded to each other by fusion. In the embodiment shown in FIGS. 5 and 6, a third cladding layer 74 is further provided on the second cladding layer 73, and adjacent third cladding layers 74 are bonded to each other by fusion bonding. . In Figures 2, 4, and 6, D f
is the diameter of the optical fiber 7, D c is the diameter of the core 71 (assuming that the core 71 has an average radius r 1 ),
T 1 is the thickness of the first cladding layer 72, T 2 is the thickness of the second cladding layer 73, T 3 is the thickness of the third cladding layer 74, D n is the diameter of the multiple fiber, and T s is the thickness of the skin layer 8. Each is shown below. The multiple fiber 1 includes a desired number of optical fibers, for example more than 5000, of a circular cross-section optical fiber base material having the same cross-sectional configuration as the optical fiber 7, for example.
5,500 to 300,000, preferably 6,000 to 100,000 skin pipes made of natural quartz glass or synthetic quartz glass, preferably synthetic quartz glass (Fig. 1,
Material for forming the skin layer 8 in FIG. 3 or FIG. 5)
It can be manufactured by filling the pipe in an aligned state and then drawing the entire skin pipe. By fusing the optical fibers together during drawing, each optical fiber is deformed into a hexagonal cross section as shown in FIG. 2, FIG. 4, or FIG. 6, or into a shape in which the hexagonal shape is slightly or considerably distorted. Unless otherwise specified below,
The above values of D f , D c , T 1 , T 2 , and T 3 typically indicate the values of the parallel portion of a hexagonal cross section as shown in the figure, but for shapes considerably deformed from the hexagon, As shown in the figure, the value of the parallel portion is shown for a hexagon whose shape and cross-sectional area are equal. Regarding the refractive index distribution of the core 71, the seventh
In the figure, the core is described as having a circular cross-section with an average radius r 1 , but if the core has a hexagonal or other cross-sectional shape other than a circle, the explanation applies to a circle with an area equal to that cross-section. It is essential that each optical fiber 7 has a core 71 space factor of at least 10% in the cross section of the optical fiber. If the core space factor is less than 10%, the amount of light transmitted through the core 71 is insufficient, making it difficult to transmit bright images. If the core space factor is too large, the cladding layer becomes too thin, causing blurring in the transmitted image, making it difficult to obtain a clear image, unless the flexibility of the multiple fiber is sacrificed. Therefore, the core space factor is preferably 70% or less, particularly 25 to 50%. In Figure 2, each value of D f and T 1 is 3
~16μm, about 0.5~5μm, preferably 4
~15 μm, approximately 1 to 4 μm. In Figure 4
The values of D f , T 1 , and T 2 are 3 to 15 μm and 0.3 to 15 μm, respectively.
4 μm, about 0.01 to 2 μm, preferably 3 to 2 μm each
They are about 8 μm, 5 to 1.5 μm, and 0.03 to 0.6 μm, particularly about 3.5 to 6.5 μm, 0.7 to 1.2 μm, and 0.05 to 0.4 μm, respectively. In FIG. 6, the values of D f , T 1 , T 2 , and T 3 are respectively 3 to 16 μm, 0.01 to 1.2 μm, and 0.1 to
2.5 μm, about 0.01-1.5 μm, preferably 3-8 μm, 0.02-0.7 μm, 0.1-1.5 μm, 0.02-
0.6μm, especially 3.5~5.6μm, 0.05~0.4μm, respectively
They are approximately 0.2 to 1.3 μm and 0.05 to 0.4 μm. In FIG. 7, curve 2 is an example of the refractive index distribution curve in the core 71 of each optical fiber 7 constituting the multiple fiber 1 according to the embodiment of the present invention, and curve 1 is a typical communication GI type optical fiber shown for reference. This is an example of a refractive index distribution curve for a core rod used in fiber manufacturing. In curve 2, core 71
The difference (Δn) between the refractive index n 0 ( usually has the maximum refractive index) at the center r 0 of the core and the refractive index n 1 (usually has the minimum refractive index) at the outermost core r 1 , that is, (n 0n1 )
is between 0.015 and 0.080, preferably between 0.02 and 0.050, especially
It is 0.02-0.045. In the refractive index distribution shown in curve 2, the decrease in refractive index is gradual in the section from the core center r 0 to the average radius r 2 , i.e. 0.65r 1 , and from the core average radius r 2 to the average radius r 1 , i.e. In the section to the outermost part of the core, the refractive index decreases rapidly. In other words, the change in refractive index is small in the section r 0 to r 2 . Moreover, the refractive index n 2 at the position of radius r 2 has a value greater than or equal to n 1 +0.65 (Δn) (for example, when Δn is 0.025, n 1 +0.65×0.025=n 1 +0.016). . Therefore, although the refractive index distribution of the core 71 is a type of GI type, the decrease in refractive index is small in the area from r 0 to r 2 at the center, and the refractive index is above a certain value. Therefore, not only that area but even the area slightly outside it has sufficient brightness for practical use. Furthermore, curve 2 shows that the refractive index n 2 of r 2 (=0.65r 1 ) is
Not only has the above value, but also r 3 (=0.5r 1 )
refractive index of n 3 and/or r 4 (=0.33r 1 )
It is preferable that n 4 has a value shown in each of the following formulas (2) to (5). n 3 ≧n 1 +0.75 (n 0 −n 1 ) ...(2) Especially n 3 ≧n 1 +0.85 (n 0 −n 1 ) ...(3) n 4 ≧n 1 +0.80 ( n 0 −n 1 ) ...(4) In particular, n 4 ≧n 1 +0.90 (n 0 − n 1 ) ...(5) In curve 2, the average radius of the core
Particularly preferred is one that satisfies the refractive index condition of n 1 +0.50 (Δn) at the position of 0.7r 1 and also satisfies the above-mentioned refractive index distribution condition. The above refractive index distribution of the core is achieved by using a dopant that increases the refractive index of silica glass, such as germanium or phosphorus, and adjusting the amount of dopant according to the above refractive index distribution using a VAD method, CVD method, etc. This can be achieved by Preferred dopants are germanium or germanium as a main component. In the embodiment shown in FIG. 6, the first cladding layer 72 has a minimum refractive index value at the outermost part of the core 71.
It has a refractive index lower than n 1 as well as both the second cladding layer 73 and the third cladding layer 74, while the second cladding layer 73 has a lower refractive index than the third cladding layer 74. It is preferable to have.
That is, the first cladding layer 72 has a refractive index of at least 0.004 ,
in particular at least 0.006 lower refractive index, at least 0.002 lower than the second cladding layer, in particular at least
It is preferable to have a low refractive index of 0.004, and the second
Preferably, the cladding layer 73 has a refractive index lower than the third cladding layer 74 by at least 0.004, especially at least 0.008, more particularly at least 0.010. The cladding layer 72 in FIG. 2, the first cladding layer 72 in FIG. 4, and the first cladding layer 72 and the second cladding layer 73 in FIG. 6 all mainly contain fluorine and/or boron or at least one thereof. It is preferable to be made of quartz glass doped with a dopant as a component. Particularly preferred is pure quartz glass doped with BCl 3 , BF 3 or a mixture thereof as dopant precursor. On the other hand, the second cladding layer 73 in FIG. 2 and the third cladding layer 74 in FIG. It is preferable that In that case, there are also advantages as described below. If the optical fibers existing within a radius of at least 80% from the center of the cross section of the multiple fiber 1 are fused to each other in a honeycomb structure as regular as possible (there may be some honeycomb within this radius of 80%). There may be defects such as parts where the structure has collapsed or dark spots, and the honeycomb structure described above may be not only a set of geometric hexagons but also a set of slightly deformed hexagons. ), the above-described structure of the optical fiber 7 used in the present invention and the inclusion of more than 5000 optical fibers result in a clearer transmitted image. In a multiple fiber having such a structure, the glass material of the layer forming the outermost layer of the optical fiber 7 (the second cladding layer 73 in FIG. 4, the third cladding layer 74 in FIG. 6, etc.) is generally used. It is obtained by using the above-mentioned pure silica glass and drawing an optical fiber base material bundle at the drawing temperature of the glass or a slightly higher temperature. In this way, even if the glass material of the inner layer shows great fluidity during drawing, the glass material forming the outermost layer only shows the minimum fluidity necessary for drawing, resulting in overflow (this causes the optical fiber 7 (which causes irregular cross-sections). The above drawing temperature means that a tube with an inner diameter of 23 mm and an outer diameter of 26 mm manufactured using the quartz glass to be tested is heated and softened, and a reduced tube with an inner diameter of 2.3 mm and an outer diameter of 2.6 mm is drawn at a rate of 0.5 m per minute.
It is defined as the lowest temperature at which the drawing tension is 500g or less when drawing a wire. 1, 3 and 5, the thickness of the skin layer 8 is at least about 3 μm, particularly about 5 μm.
It is preferable to set it to 20 micrometers. In addition, the reinforcing layer 9
The thickness is at least 5 μm, especially 10 to 150 μm.
It is preferable to set it to m. The outer diameter (D n +2T s ) of the skin layer 8 is approximately 0.2 to 3.0 mm, particularly 0.4 to 2.5 mm.
That's about it. When the multiple fibers used in the present invention satisfy the following conditions (1) to (3), the image scope of the present invention using such multi-fibers as an image transmitter can be used for endoscopic vision of digestive organs such as the esophagus, stomach, and intestines. Suitable as a mirror. (1) The number of optical fibers in multiple fibers is
(2) The outer diameter (D n +2T s ) of the skin layer 8 is 0.2 to 1.5 mm.
(3) Protective tube 5 in the image scope shown in Figure 8.
The outer diameter of the protective tube 5 should be about 3 to 10 mm, especially about 4 to 7 mm, and the outer diameter of the 5 to 15 cm portion of the tip of the protective tube 5 should be about 1.8 mm or less. Furthermore, if the multiple fiber satisfies the conditions (4) to (6) below in addition to the conditions (1) to (3) above,
The image scope of the present invention using such multiple fibers as an image transmission body can be used as a hysteroscope, a cystoscope, a fetoscope, an arthroscope, or an endoscope for other organs, especially as an endoscope for precision observation in place of a conventionally used lens scope. Suitable as a mirror. (4) The number of optical fibers in multiple fibers is
10,000 to 200,000, preferably 30,000 to 100,000; (5) The outer diameter (D n +2T s ) of the skin layer 8 is 0.8 to 2.0 mm.
(6) Protective tube 5 in the image scope shown in Figure 8.
The outer diameter of the protection tube 5 should be about 2 to 10 mm, especially about 3 to 7 mm, and the outer diameter of the 5 to 15 cm portion of the protective tube 5 should be about 1.8 mm or less. Examples Hereinafter, the present invention will be explained in more detail with reference to Examples and Comparative Examples. Examples 1 to 5, Comparative Examples 1 to 3 Table 1 shows the detailed structure of the optical fiber base material used in each example and comparative example, and the predetermined number of optical fiber base materials (the structure of the multiple fiber in the same table). The structure of a multiple fiber obtained by densely filling a pure silica glass tube with N (indicates the column of the code N in the figure) and drawing each pure silica glass tube at 2100°C, and the performance of each multiple fiber in terms of transmission image quality are shown. . Each refractive index shown in the table is the wavelength at 20°C.
This is a value for infrared rays of 0.90 μm. Further, the value of n 1 is 1.453. The transmission image quality was evaluated using the method described below. A 5 m long sample was taken from the multiple fibers of each example and comparative example, and a lens was attached to each end to create an image scope (eyepiece magnification: 200x, objective lens magnification: 0.5x)
Then, I looked directly into a 30W fluorescent lamp located 5m away from the objective lens. In general, the poorer the light confinement effect of each cladding layer in a multiple fiber, the stronger the coloring appears to exist around the light emitting part of a fluorescent lamp. Therefore, the fluorescent lamps were graded as follows according to the degree of coloring around the light emitting part. Excellent: No coloring observed. Good: Very faint red or green coloring is observed. Fair: Very strong coloring is observed.

【表】【table】

【表】 効 果 本発明の医療用イメージスコープは、それに用
いるマルチプルフアイバ中に含まれる光フアイバ
は、互いに融着しているにもかかわらず伝送画像
が鮮明であり、又該マルチプルフアイバの融着構
造並びに石英ガラスの優れた線引き性の故に細径
化が可能であるので、食道、胃、腸などの消化器
の内視鏡として、あるいは子宮鏡、膀胱鏡、歯科
鏡、胎児鏡、耳鼻鏡、眼科鏡、脳鏡、関節鏡など
として、特に従来使用されてきたレンズスコープ
の代替品として頗る有用である。
[Table] Effects The medical image scope of the present invention has clear transmitted images even though the optical fibers included in the multiple fibers used therein are fused together, and the fusion of the multiple fibers Because of the structure and excellent drawability of quartz glass, it is possible to make the diameter smaller, so it can be used as an endoscope for digestive organs such as the esophagus, stomach, and intestines, or as a hysteroscope, cystoscope, dental scope, fetoscope, and otorhinoscope. It is extremely useful as an ophthalmoscope, brain mirror, arthroscope, etc., especially as a replacement for conventionally used lens scopes.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第1図及び第3図は参考例のマルチプルフアイ
バの、第5図は本発明で用いられるマルチプルフ
アイバの、それぞれ断面図であり、第2図、第4
図、第6図はそれぞれ第1図、第3図、第5図の
部分拡大断面図である。第7図はマルチプルフア
イバを構成する各光フアイバのコアにおける屈折
率分布を示す図であり、第8図は本発明の実施例
たる医療用イメージスコープの断面図である。 1……マルチプルフアイバ、2……対物レン
ズ、3……着脱自在形のアイピース、4……照明
用のライトガイド、5……保護管、6……保護
管、7……マルチプルフアイバ1を構成する光フ
アイバ、71……コア71、72……クラツド
層、72……クラツド層、73……クラツド層、
74……クラツド層、8……スキン層、9……補
強層。
1 and 3 are cross-sectional views of a multiple fiber as a reference example, and FIG. 5 is a cross-sectional view of a multiple fiber used in the present invention, and FIGS.
6 are partially enlarged sectional views of FIG. 1, FIG. 3, and FIG. 5, respectively. FIG. 7 is a diagram showing the refractive index distribution in the core of each optical fiber constituting the multiple fiber, and FIG. 8 is a sectional view of a medical image scope as an embodiment of the present invention. 1...Multiple fibers, 2...Objective lens, 3...Removable eyepiece, 4...Light guide for illumination, 5...Protection tube, 6...Protection tube, 7...Multiple fiber 1 is configured optical fiber, 71... core 71, 72... clad layer, 72... clad layer, 73... clad layer,
74... Clad layer, 8... Skin layer, 9... Reinforcement layer.

Claims (1)

【特許請求の範囲】 1 画像伝送のためのマルチプルフアイバとライ
トガイドからなり、該ライトガイドの少なくとも
先端部分はマルチプルフアイバと併設されてマル
チプルフアイバの全長を保護する保護管中に収め
られており、また上記マルチプルフアイバはコア
の上に、順次、ドープド石英ガラスからなる第1
クラツド層、ドープド石英ガラスからなる第2ク
ラツド層および純石英ガラスからなる第3クラツ
ド層を有する石英ガラス系光フアイバの5000本よ
り多くが互いに融着した構造を有し、上記コアの
屈折率分布がコアの半径をr1、コアの中心部にお
ける最大屈折率値をn0、コアの最外部に置ける最
小屈折率値をn1としたとき、コアの中心軸から半
径0.65r1の位置における屈折率n2が下式を満足す
る値を有し、かつ第1クラツド層は第2クラツド
層よりも低屈折率を有し、第2クラツド層は第3
クラツド層よりも低屈折率を有することを特徴と
する医療用イメージスコープ、n2≧n1+0.65(n0
−n1)。 2 コアは、ゲルマニウムまたはそれを主成分と
するドーパントによりグレーデドインデツクス形
にドーピングされた石英ガラスからなるものであ
る特許請求の範囲第1項に記載の医療用イメージ
スコープ。 3 第1クラツド層及び第2クラツド層が弗素お
よび/または硼素あるいはそれらの少なくとも1
種を主成分とするドーパントによりドープされた
石英ガラスからなるものである特許請求の範囲第
1項又は第2項記載の医療用イメージスコープ。
[Claims] 1. Consisting of multiple fibers and a light guide for image transmission, at least the tip portion of the light guide is housed in a protection tube that is attached to the multiple fibers and protects the entire length of the multiple fibers, Further, the above-mentioned multiple fiber has a first layer made of doped silica glass on top of the core.
It has a structure in which more than 5000 fused silica glass optical fibers are fused together, including a cladding layer, a second cladding layer made of doped silica glass, and a third cladding layer made of pure silica glass, and the refractive index distribution of the core is When the radius of the core is r 1 , the maximum refractive index value at the center of the core is n 0 , and the minimum refractive index value at the outermost part of the core is n 1 , at a position at a radius of 0.65 r 1 from the central axis of the core The refractive index n 2 has a value satisfying the following formula, the first cladding layer has a lower refractive index than the second cladding layer, and the second cladding layer has a lower refractive index than the third cladding layer.
A medical image scope characterized by having a refractive index lower than that of the cladding layer, n 2 ≧n 1 +0.65 (n 0
−n 1 ). 2. The medical image scope according to claim 1, wherein the core is made of quartz glass doped in a graded index shape with germanium or a dopant containing germanium as a main component. 3 The first cladding layer and the second cladding layer contain fluorine and/or boron or at least one thereof.
The medical image scope according to claim 1 or 2, which is made of quartz glass doped with a dopant whose main component is a species.
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