WO2015060114A1 - 光イメージング用プローブ - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to a three-dimensional scanning optical imaging probe for stereoscopically capturing and observing light reflected by a subject in a medical device or the like.
- Diagnostic imaging technology is a technology that is widely used in fields such as machine equipment and medical treatment.
- X-ray CT that can take tomographic images and three-dimensional tomographic images in addition to general camera observations and ultrasonic diagnostic equipment as a diagnostic technique in medical and precision equipment manufacturing sites
- methods such as nuclear magnetic resonance and OCT images (optical coherence tomography) using light coherence have been studied and utilized.
- OCT diagnostic imaging technique capable of obtaining the finest captured image among these methods.
- OCT images often use near-infrared light having a wavelength of about 1300 nm (nanometers) as a light source, but near-infrared light is non-invasive to living organisms and has a shorter spatial resolution than ultrasonic waves, resulting in excellent spatial resolution. ing.
- this tomographic imaging method is incorporated into an endoscope, particularly in the stomach, It is expected to be used for finding, diagnosing, and treating affected areas in blood vessels such as the small intestine and arterial flow.
- Patent Document 1 A typical structure of an OCT endoscope to which this OCT image technology is applied is as shown in Patent Document 1, for example.
- an elongated tube-like catheter is inserted into the annular guide catheter shown in FIG. 1 in the document, and the inside of the catheter is rotatable and slidable.
- OCT 3 having an optical fiber or core connected to each other, rotating the optical fiber and moving it in the length direction as shown in FIG. 3 to irradiate the body tissue and observe the analysis image It is a dimensional image system.
- this configuration has a problem that abrasion powder is generated due to rubbing between the inner peripheral surface of the catheter and the outer peripheral surface of the drive shaft.
- due to friction, deflection, and twisting of the drive shaft due to friction, deflection, and twisting of the drive shaft, rotation speed unevenness, rotation transmission delay, torque loss fluctuation, etc. occur, resulting in disordered analysis images and the required spatial resolution cannot be obtained. It was.
- the present invention has been made in view of the above-described conventional circumstances, and the problem is to reduce the occurrence of rotational transmission delay, torque loss, etc., thereby reducing the rotational unevenness, shaft runout, and rubbing of the portion that radiates light.
- An optical imaging probe capable of preventing a rotation transmission delay and obtaining a three-dimensional observation image by performing scanning of a certain length in the axial direction.
- an optical fiber that transmits light between the distal end side and the rear side of the probe includes a condensing lens on the distal end side, and includes an inclined mirror or the like on the distal end side of the condensing lens. It has an optical path changing means, and the optical path changing means is rotated by a motor provided on the rear side of the condenser lens, and the light beam is emitted in the circumferential direction.
- the rotating shaft of the motor is a hollow rotating shaft, and the optical path changing means is integrally provided. The optical fiber is inserted into a hole of the hollow rotating shaft.
- the motor has a hollow sliding shaft portion extending in the axial direction, and includes a linear motion actuator having the sliding shaft portion as an output shaft, an optical fiber, a condenser lens, an optical path changing means, a motor, and a linear motion actuator, Is disposed in the tube, and the linear motion actuator pushes and pulls the optical fiber in the tube and simultaneously slides the condensing lens, the optical path changing means, and the motor in the axial direction, thereby Three-dimensional scanning can be performed by changing the radiation direction to the circumferential direction and the axial direction.
- the optical fiber is not rotated in the tube of the endoscope apparatus or the like, and the optical path changing means rotates. Therefore, the occurrence of rotation transmission delay, torque loss, etc. can be reduced. Furthermore, since the linear actuator drives the rotating mirror in the axial direction within a certain range in the axial direction, light can be emitted in the longitudinal direction within a certain range in the axial direction, so that three-dimensional observation with high spatial resolution is possible in the OCT endoscope. An image can be obtained.
- Sectional drawing of the probe for optical imaging which concerns on embodiment of this invention Sectional view of the same optical imaging probe after the linear motion actuator is activated Optical fiber illustration of probe for optical imaging Explanation of scanning range of probe for optical imaging Timing chart of the same optical imaging probe Guide catheter using the same optical imaging probe Endoscopic imaging device configuration diagram using the same optical imaging probe
- the first feature of the optical imaging probe of the present embodiment is that an optical fiber that transmits light between the distal end side and the rear side of the probe is built in the tube, and a condensing lens is provided on the distal end side of the optical fiber,
- An optical path changing means including a rotating mirror having an inclination angle is provided on the front end side of the condenser lens.
- the optical path changing means is connected to a motor provided behind the condenser lens and rotates to emit light in the circumferential direction.
- the motor has a hollow rotating shaft, and the optical fiber is inserted through the hole.
- the motor integrally has a hollow sliding shaft portion extending in the axial direction on the rear side.
- a linear motion actuator having the sliding shaft portion as an output shaft is provided.
- the linear motion actuator pushes and pulls the optical fiber in the tube, and at the same time, a condensing lens, a rotating mirror, a motor, and an optical fiber near the tip side. It is possible to change the radiation direction of the light beam from the condensing lens into the rotation direction and the axial direction by integrally sliding in the axial direction. According to this configuration, the optical fiber is not rotated in the tube of the endoscope apparatus or the like, and the optical path changing means including the rotating mirror is rotated, so that the occurrence of rotation transmission delay, torque loss, etc. is reduced, and highly accurate scanning is performed. Therefore, it is possible to scan all around 360 degrees with high spatial resolution.
- the linear actuator drives the rotating mirror in the axial direction in the axial direction, the light beam can be emitted in the axial direction in the longitudinal direction, so that the OCT endoscope has a high resolution three-dimensional all-round. An observation image can be obtained.
- the optical fiber is longer than the length of the tube and longer than the axial displacement of the output shaft of the linear actuator, is bent in the tube, and is stored with a sufficient length. According to this configuration, the operation in which the linear actuator pushes and pulls the optical fiber in the tube is smooth, and the scanning in the axial direction can be performed with higher accuracy.
- FIGS. 1 to 3 are cross-sectional views of an optical imaging probe according to an embodiment of the present invention.
- An optical fiber 1 that transmits light between the distal end side of the probe (direction side of the translucent part 3) and the rear side is built in a tube (catheter) 6 and includes, for example, a ball lens at the distal end side of the optical fiber 1.
- a condenser lens 2 is provided.
- the front end side of the condenser lens 2 has optical path changing means 14 (see FIG. 3) composed of a rotating mirror having an inclination angle, and is rotated by the motor 13 when a voltage is applied from the electric wire 12.
- the motor 13 includes a hollow rotating shaft 11 in which a motor coil 8 is incorporated in a sliding motor case 7 supported by a sliding guide 5 fixed to the inner peripheral surface of the tube 6 and supported by bearings 9a and 9b. have.
- a rotor magnet 10 is fixed to the hollow rotary shaft 11 and an optical path changing means 14 is integrally attached thereto.
- a sliding shaft portion 7a is provided on a substantially central axis.
- the sliding shaft portion 7a is a hollow shaft, and the optical fiber 1 passes through the hole and is fixed by adhesion. Has been.
- the linear actuator 22 is provided with sliding bearings 16a and 16b for supporting the sliding shaft portion 7a in an actuator case 15 provided in the tube 6, and a substantially polygonal columnar vibration member on the outer periphery of the sliding shaft portion 7a.
- a piezoelectric element 18 having a pattern electrode 19 is pasted on at least the outer peripheral surface of the vibration member.
- the optical path changing means 14 is slid in the axial direction within a range of Ls millimeters (for example, 2 to 10 millimeters).
- the length of the optical fiber 1 built in the tube 6 is longer than the length of the tube 6 by at least Ls millimeters, is curved in the tube 6 and is stored with a sufficient length. ing. Therefore, when the linear actuator 22 operates in FIG. 1 to move the motor 13 to the distal end side in the tube 6, the operation of pushing and pulling the optical fiber 1 can be performed with a sufficiently small force and can slide smoothly.
- the optical fiber 1 is fixed by an optical fiber fixture 4 as necessary.
- the motor coil 8 when the electric wire 12 is energized, the motor coil 8 generates a rotating magnetic field and applies a rotating force to the rotor magnet 10, and the hollow rotating shaft 11 rotates the optical path changing means 14 at, for example, 1800 rpm to 10,000 rpm. .
- the optical path changing means 14 is indicated by 14a according to its rotational position, and the optical path changing means at a position rotated by 180 degrees from that angle is indicated by 14b.
- a near-infrared ray emitted from the apparatus main body 85 in FIG. 7 is guided to the optical fiber 1 and emitted forward from the condenser lens 2, and the radiation angle is converted in a substantially right angle direction by the optical path changing means 14 a. It is discharged over the entire 360 circumference in the direction of 23a.
- the light beam passes through the translucent part 3 and is applied to a non-specimen such as an affected part of the human body, and the reflected light from the non-specimen is in a direction opposite to the direction in which the light beam is guided in the direction of the optical path conversion means 14 2.
- the apparatus main body 85 of FIG. 7 can capture a two-dimensional image of 360 degrees all around.
- FIG. 4 shows the range of light rays emitted from the optical path changing means 14, and d2 means the range through which near-infrared rays are transmitted, but is in the range of about 4 to 20 mm (millimeters).
- d1 means the outer diameter of the tube 6, and the diameter is about 2 mm (millimeter).
- Ls is an operating distance of the linear actuator 22 and is approximately 2 to 10 mm (millimeter), and the light beams 23a and 23b in FIGS. 1 and 2 are slightly refracted by the light transmitting portion 3, and ⁇ 1 and ⁇ 2 Since the radiation is spread at an angle, OCT three-dimensional observation is performed in the axial direction in the range indicated by La in FIG.
- FIG. 5 shows a timing chart of the optical imaging probe of the present invention.
- the upper waveform is a rotation detection pulse from the motor 13, and a pulse is generated once or several times for each rotation of the motor 13 by a method such as detecting a counter electromotive force generated from the motor coil 8.
- the rotation speed of the motor 13 is controlled using this pulse, and the motor 13 rotates at a constant speed.
- the middle waveform indicates an ON-OFF signal for applying a voltage to the linear motion actuator 22, and the user of the apparatus main body 85 in FIG.
- the lower waveform shows a signal generated by the proximity between the moving side sensor 24c and the fixed side sensors 24a and 24b in FIGS. 1 and 2, for example, in FIG. 2, the moving side sensor 24c and the fixed side sensor 24a. When the two come close to each other, an end signal is generated, and the linear actuator 22 can stop energization or change the applied voltage, and the sliding shaft portion 7a can start moving in the opposite direction.
- FIG. 6 is an explanatory diagram of a guide catheter 82 using a three-dimensional scanning optical imaging probe.
- the guide catheter 82 has a diameter of about 10 mm or less so that it can be inserted into the stomach or small intestine of a human body, and is made to have an appropriate strength and flexibility such as a fluorine resin.
- the tip observation unit 84 has a CCD camera unit 83, and a hole called a forceps channel 81 is opened over the entire length of the guide catheter.
- the tube (catheter) 6 of the probe for three-dimensional scanning optical imaging of the present invention is The forceps channel is configured to be freely inserted and removed.
- FIG. 7 is a configuration diagram of an endoscope apparatus using a probe for three-dimensional scanning optical imaging, and the tube 6 is attached to a main body 85 of the OCT endoscope apparatus together with a guide catheter 82.
- the main body includes a driver circuit 86 for the motor 13, a driver circuit 87 for the linear actuator 22, an optical interference analysis unit 88, and an image analysis computer 89.
- the monitor 90 analyzes the image of the CCD camera 83 and the computer 89. The created OCT 3D image is displayed.
- the optical fiber 1 penetrating into the tube 6 shown in FIG. 1 is a bendable glass fiber having a diameter of about 0.2 to 0.4 mm (millimeters).
- the optical path changing means 14 shown in FIG. 1 is made of a mirror or prism having a smooth reflecting surface, and the surface roughness and flatness are polished to an accuracy equal to or higher than that of general optical parts in order to increase the reflectance.
- the surface of the translucent part 3 is made of transparent plastics or glass or the like, but the surface is coated to increase the light transmittance and prevent reflection.
- the thickness of the light transmitting portion 3 is appropriately changed and may not be uniform.
- the hollow rotary shaft 11 and the hollow sliding shaft portion 7a shown in FIG. 1 are made of metal or ceramics, and are formed into a hollow shape by drawing molten metal with a die or extruding ceramic before firing with a die, Finishing is performed by a method such as polishing after the curing treatment.
- the hole of the hollow rotary shaft 11 has a diameter of 0.2 to 0.5 mm (millimeters) and is sufficiently larger than the diameter of the optical fiber 1, so that the optical fiber 1 fixed to the sliding shaft portion 7a is hollow.
- the rotating shaft 11 does not come into contact, and even if lightly touched, the wear powder is not generated. Further, there is no problem that the rotational friction torque varies.
- the ball lens is used for the condensing lens 2 of FIG. 1, it is the same even if it uses a conical condensing lens.
- the optical fiber 1 does not rub inside the long tube 6 because it does not rotate inside the entire length from the rear to the tip of the tube 6, thereby reducing the occurrence of rotation transmission delay, torque loss, and the like.
- the rotation unevenness of the motor 13 is generally expressed as a rotation angle in percent, this system achieves a high performance of 0.01%.
- the rotation unevenness in the conventional endoscope probe that rubs the optical fiber is about 100 times larger than that, and good performance has not been obtained.
- the rotation speed of the motor 13 and the optical path changing means 14 built in the vicinity of the distal end of the tube 6 is not uneven, and the optical path changing means 14 reflects light incident from the subject such as a human body and incident on the distal end side.
- a high spatial resolution of 10 micrometers can be obtained by performing accurate scanning and guiding it to the fixed optical fiber 1 on the rear side.
- the 360-degree scanning is performed by rotating the optical path changing means.
- the signal line and the electric wire are not provided within the 360-degree scanning range, a clear 360-degree OCT image is obtained. Can do.
- the optical path changing means 14 composed of a mirror or the like is moved in the axial direction by the sliding motion of the linear actuator 15, and three-dimensional scanning is performed.
- the most important required performance in the OCT three-dimensional operation image diagnostic apparatus is to increase the spatial resolution of the three-dimensional image.
- Factors for achieving the spatial resolution include uneven rotation speed of the motor 13 and vibration of the hollow rotating shaft 11.
- accuracy, accuracy of the optical path conversion element 14, surface accuracy of the condenser lens 2, and the like are accuracy, accuracy of the optical path conversion element 14, surface accuracy of the condenser lens 2, and the like.
- the influence of the rotation speed of the motor 13 has a large influence.
- the motor 13 is built in the tip and the optical path conversion element 14 is rotated with high accuracy and without rotation speed unevenness, for example, 10 ⁇ m ( A high three-dimensional spatial resolution can be stably achieved. *
- the optical fiber 1 since the optical fiber 1 does not rotate relative to the tube 6 of an endoscope apparatus or the like, the optical fiber 1 is not rubbed, and generation of rotation transmission delay, torque loss, etc. is reduced, and clear OCT with high spatial resolution.
- An analysis image can be obtained, and a light beam can be emitted in a certain range in the axial direction by the sliding motion of the linear motion actuator 22 in the axial direction, and a three-dimensional observation image can be obtained.
- the three-dimensional scanning optical imaging probe of the present invention has a high-accuracy rotational scanning mechanism by providing optical path conversion means that rotates without speed unevenness by a motor near the tip of the tube without rotating the optical fiber in the long tube.
- the spatial resolution which is the basic performance of the OCT diagnostic imaging apparatus, can be improved to about 10 ⁇ m (microns) or less.
- observation and diagnosis of the affected area inside the human body can be performed without three-dimensional scanning by three-dimensional scanning, and high-definition diagnosis is possible with high resolution that was impossible with conventional diagnostic devices such as X-ray CT and nuclear magnetic resonance. Is possible.
- it is expected to be used for diagnosis and treatment of minute lesions particularly in medical sites, and can be applied to industrial OCT diagnostic apparatuses in addition to medical endoscope apparatuses.
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Abstract
回転伝達遅れやトルク損失等の発生を軽減すると共に、軸方向に一定長さの走査を行い3次元の観察画像を得ることができる光イメージング用プローブを提供する。 先端側に集光レンズを備える光ファイバーをチューブに内蔵する。そして集光レンズの先端側に光路変換手段を配置し、光路変換手段は集光レンズより後方側に設けたモータに連結されて回転する。このモータは中空回転軸を有しその穴には光ファイバーを挿通する。そして中空回転軸は、後方側に軸方向に伸びる中空の摺動軸部を一体的に有する。この摺動軸部を出力軸とする直動アクチュエータを有し、直動アクチュエータがチューブの中の光ファイバーを押し引きすると同時に回転ミラーを軸方向に一体的にスライドさせることにより、集光レンズからの光線の放射方向を周方向及び軸方向に変位させて高画質な3次元の観察画像を得ることができる。
Description
本発明は、医療機器等において被検体で反射させた光を立体的に取り込んで観察するための3次元走査型の光イメージング用プローブに関するものである。
画像診断技術(光イメージング技術)は、装置機械、医療などの現場において広く利用されている技術である。例えば、医療現場や精密機器などの製造現場において、画像診断の手法として、一般的なカメラ観察や超音波診断装置に加えて、断層画像や3次元断層画像を撮影する事が可能なX線CT、核磁気共鳴、光の干渉性を利用したOCT画像(光干渉断層撮影)などの方式が研究されると共に活用されている。近年、この断層画像や3次元断層画像撮影は、これら方式の中で最も微細な撮影画像が得られるOCT画像診断技術の開発が注目されている。
OCT画像は、光源として波長1300nm(ナノメートル)程度の近赤外線を用いる事が多いが、近赤外線は生体に対して非侵襲性であり、また超音波よりも波長が短いために空間分解能に優れている。加えて、およそ10μm(ミクロンメータ)〔超音波診断装置の10分の1以下〕の識別が可能となることから、この断層画像方式を内視鏡に組込み、特に医療現場で人体の胃部、小腸部、動脈流等の血管部における患部の発見、診断及び治療への活用が期待されている。このOCT画像技術を適用したOCT内視鏡の代表的な構造は、例えば、特許文献1に示されている通りである。
ところで、特許文献1に示すOCT内視鏡では、該文献中図8に示すようにモータの回転力を、ベルトを介して回転シャフトに伝達し、さらにチューブ状の光学シース内を通る光ファイバー等からなるフレキシブルシャフトを介してレンズユニットへ伝達するようにしている。そのため、光学シースの内周面とフレキシブルシャフトとの擦れにより摩耗粉が発生する事があった。また、フレキシブルシャフトの擦れ、撓み、ねじれ、及びベルトの弾性変形等に起因して、回転速度ムラや、回転伝達遅れ、トルク損失の変動等を生じるために、得られる解析画像が乱れ、要求される空間分解能が得られなかった。
また、特許文献2に示すOCT内視鏡では、該文献中図1に示される環状のガイドカテーテルの内部に細長のチューブ状のカテーテルが挿入され、カテーテル内部には、回転および摺動可能で光学的に接続された光ファイバーまたはコアを有し、前記光ファイバーを回転駆動させると共に、文献中図3に示すように長さ方向に移動させて身体組織に照射を行い、解析画像を観察するOCTの3次元画像システムである。しかしながらこの構成では、カテーテルの内周面と駆動軸外周面との擦れにより摩耗粉が発生する問題があった。また、駆動軸の擦れ、撓み、ねじれ、に起因して、回転速度ムラや、回転伝達遅れ、トルク損失の変動等を生じるため、得られる解析画像が乱れ、要求される空間分解能が得られなかった。
また、特許文献3に記載されるOCT内視鏡では、該文献中図2に示されるモータの回転軸の先端に反射鏡を直結するようにしている。しかしながら、このOCT内視鏡では、モータの本体が、反射鏡よりも前方側に位置するため、モータ用の給電配線が光ファイバー側に向けて引きまわす必要があり、この給電配線が前記反射鏡の側部に位置せざるを得ないため、給電配線が反射鏡によって反射された光を遮ってしまう。その為、反射鏡が全周回転し全周走査を行う場合、その一部が影となり360度全周の観察ができなかった。また、反射鏡よりも前方側にモータが突出するため、患部を走査する場合このモータ部が観察すべき被検体に当接してしまい、モータより後方に位置する前記反射鏡の光線が被検体に近赤外光線が届かず、内視鏡プローブ軸方向の撮像範囲が制限され、観察できない等の不具合を生じる場合があった。
本発明は上記従来事情に鑑みてなされたものであり、その課題とするところは、回転伝達遅れやトルク損失等の発生を軽減することで光線を回転放射する部分の回転ムラや軸振れ、擦れ、回転伝達遅れを防ぐとともに、軸方向に一定長さの走査が行なえて、3次元の観察画像を得ることができる光イメージング用プローブを実現することである。
上記課題を解決するための一手段は、プローブの先端側と後方側との間で光を伝える光ファイバーは、前記先端側に集光レンズを備え、集光レンズの先端側に傾斜ミラー等からなる光路変換手段を有し、光路変換手段は前記集光レンズより後方側に設けたモータにより回転させられ光線は周方向に放射される。前記モータの回転軸は中空回転軸であると共に前記光路変換手段が一体的に設けられ、中空回転軸の穴には前記光ファイバーが挿通される。
前記モータは、軸方向に伸びる中空の摺動軸部を有し、摺動軸部を出力軸とする直動アクチュエータを有し、光ファイバーと集光レンズと光路変換手段とモータと直動アクチュエータとはチューブの中に配置され、前記直動アクチュエータが前記チューブの中の光ファイバーを押し引きすると同時に集光レンズと光路変換手段とモータとを軸方向にスライドすることにより、集光レンズからの光線の放射方向を周方向及び軸方向に変えることにより3次元走査を行えるようにした。
前記モータは、軸方向に伸びる中空の摺動軸部を有し、摺動軸部を出力軸とする直動アクチュエータを有し、光ファイバーと集光レンズと光路変換手段とモータと直動アクチュエータとはチューブの中に配置され、前記直動アクチュエータが前記チューブの中の光ファイバーを押し引きすると同時に集光レンズと光路変換手段とモータとを軸方向にスライドすることにより、集光レンズからの光線の放射方向を周方向及び軸方向に変えることにより3次元走査を行えるようにした。
本発明によれば、内視鏡装置等のチューブ内で光ファイバーは回転させず、光路変換手段が回転するので、回転伝達遅れやトルク損失等の発生を軽減される。更に直動アクチュエータが軸方向に回転ミラーを一定範囲で軸方向に駆動する事により、光線を軸方向に一定範囲で長さ方向に放射できるため、OCT内視鏡において空間分解能が高い3次元観察画像を得ることができる。
本実施の形態の光イメージング用プローブの第一の特徴は、プローブの先端側と後方側との間で光を伝える光ファイバーはチューブに内蔵されると共に、光ファイバーの先端側に集光レンズを備え、集光レンズの先端側に傾斜角を有する回転ミラー等からなる光路変換手段を有する。そして光路変換手段は集光レンズより後方側に設けたモータに連結されて回転し光線を周方向に放射する。モータは中空回転軸を有しその穴には前記光ファイバーが挿通され、前記モータは、後方側に軸方向に伸びる中空の摺動軸部を一体的に有する。また、この摺動軸部を出力軸とする直動アクチュエータを有し、直動アクチュエータが前記チューブの中の光ファイバーを押し引きすると同時に、集光レンズと回転ミラーとモータと先端側近傍の光ファイバーとを軸方向に一体的にスライドさせることにより、集光レンズからの光線の放射方向を回転方向及び軸方向に変えることを可能にした。
この構成によれば、内視鏡装置等のチューブ内で光ファイバーは回転させず、回転ミラー等からなる光路変換手段が回転するので、回転伝達遅れやトルク損失等の発生を軽減され高精度な走査により高空間分解能の360度全周への走査が可能である。更に直動アクチュエータが軸方向に回転ミラーを一定範囲で軸方向に駆動する事により、光線を軸方向に一定範囲で長さ方向に放射できるため、OCT内視鏡において高い分解能の3次元全周観察画像を得ることができる。
この構成によれば、内視鏡装置等のチューブ内で光ファイバーは回転させず、回転ミラー等からなる光路変換手段が回転するので、回転伝達遅れやトルク損失等の発生を軽減され高精度な走査により高空間分解能の360度全周への走査が可能である。更に直動アクチュエータが軸方向に回転ミラーを一定範囲で軸方向に駆動する事により、光線を軸方向に一定範囲で長さ方向に放射できるため、OCT内視鏡において高い分解能の3次元全周観察画像を得ることができる。
第二の特徴としては、光ファイバーは、チューブの長さよりも直動アクチュエータの出力軸の軸方向変位量以上に長く、チューブ内に湾曲させ、長さに余裕を持たせて収納している。
この構成によれば、前記直動アクチュエータがチューブ内の光ファイバーを押し引きする動作がスムーズであり、軸方向の走査がより精度よく行える。
この構成によれば、前記直動アクチュエータがチューブ内の光ファイバーを押し引きする動作がスムーズであり、軸方向の走査がより精度よく行える。
次に本発明の好適な実施形態について図面を参照しながら説明する。
本実施形態の光イメージング用プローブの構成について、特に図1~図3を用いて説明する。
図1及び図2は本発明の実施の形態に係る光イメージング用プローブの断面図である。プローブの先端側(透光部3の方向側)と後方側との間で光を伝える光ファイバー1はチューブ(カテーテル)6に内蔵されると共に、前記光ファイバー1の先端側に例えばボールレンズ等からなる集光レンズ2を備えている。
図1及び図2は本発明の実施の形態に係る光イメージング用プローブの断面図である。プローブの先端側(透光部3の方向側)と後方側との間で光を伝える光ファイバー1はチューブ(カテーテル)6に内蔵されると共に、前記光ファイバー1の先端側に例えばボールレンズ等からなる集光レンズ2を備えている。
集光レンズ2の先端側には傾斜角を有する回転ミラー等からなる光路変換手段14(図3参照)を有し、電線12から電圧が印加されることによりモータ13により回転する。
モータ13は、チューブ6の内周面に固定された摺動ガイド5に支持された摺動モータケース7の内部に、モータコイル8が組込まれ、軸受9a、9bにより支えられた中空回転軸11を有している。
中空回転軸11には、ロータ磁石10が固定されると共に、光路変換手段14が一体的に取り付けられている。
中空回転軸11には、ロータ磁石10が固定されると共に、光路変換手段14が一体的に取り付けられている。
摺動モータケース7の後方側には摺動軸部7aが略中心軸上に設けられており、またこの摺動軸部7aは中空軸であり、この穴に前記光ファイバー1が貫通し接着固定されている。
直動アクチュエータ22は、チューブ6内に設けられたアクチュエータケース15に前記摺動軸部7aを支える摺動軸受16a、16bが設けられ、摺動軸部7aの外周には略多角柱状の振動部材17の中心穴に軽圧入され、振動部材の少なくとも外周面にパターン電極19を有する圧電素子18が貼り付けられている。
電線20からパターン電極19に電圧が印加されると圧電素子18が振動を始め、振動部材17に波状の進行波を発生させ、これにより摺動軸部7aはモータ13、光ファイバー1、集光レンズ2、光路変換手段14を軸方向にLsミリメートル(例えば2~10ミリメートル)の範囲でスライドさせる。
図1の図中の面Zにおいては、中心に非回転の光ファイバー1があり、その外側を回転する中空回転軸11とロータ磁石10があり、その外側に非回転のモータコイル8と摺動モータケース7があり、最も外側に回転も摺動もしない摺動ガイド5がチューブ内に固定されて構成されている。
図3において、前記チューブ6内に内蔵される前記光ファイバー1の長さは、前記チューブ6の長さより少なくともLsミリメートル以上長く、前記チューブ6内に湾曲させ、長さに余裕を持たせて収納している。そのため、図1において直動アクチュエータ22が動作してモータ13をチューブ6内において先端側に移動させる場合、光ファイバー1を押し引きする動作が十分小さい力で行え、スムーズに摺動できる。また光ファイバー1は、必要に応じて光ファイバー固定具4によって固定されている。
次に上述した光イメージング用プローブについて、その特徴的な作用効果を図1~図7を用いて詳細に説明する。
図1において、電線12に通電されると、モータコイル8は回転磁界を発生し、ロータ磁石10に回転力を与え、中空回転軸11は光路変換手段14を例えば1800rpm~1万rpmで回転する。
図1及び図2において、光路変換手段14は、その回転位置により14a、その角度から180度回転した位置の光路変換手段を14bに示している。
図7の装置本体85から発光された例えば近赤外光線は、光ファイバー1に導光され、集光レンズ2から前方に放出され、光路変換手段14aにより略直角方向に放射角が変換され、光線23aの方向に360全周に渡り放出される。光線は透光部3を通過し、人体の患部等の非検体に照射され、非検体からの反射光は、光線が導光された方向とは反対方向に、光路変換手段14、集光レンズ2、光ファイバーを通って、図7の装置本体85に戻っていく。これにより装置本体85は360度全周の2次元の画像を取り込むことができる。
図1において、電線20を通してパターン電極19に通電が行われると、圧電素子18は進行波を発生し摺動軸部7aには先端側に向かって摺動する力が与えられ、摺動軸部7aはモータ13、光路変換手段14、光ファイバー1、ボールレンズ2を一体的に先端側に移動を始め、光線は図中23bに方向に360全周に放射されると同時に、軸方向に摺動できるので、図7の本体85では3次元の画像データの蓄積が行なわれる。
図2において摺動軸部7aが図中Lsの距離だけ移動すると、移動側センサー24cが固定側センサー24aに近接し、摺動動作の完了を示す信号を発生し、電線20からパターン電極19に印加される電圧は停止される。または印加方法が変化し、摺動軸部7aは逆方向に移動を始める。
図4は光路変換手段14から放射される光線の範囲を示しており、d2は近赤外光線が透過する範囲を意味するが、約4~20mm(ミリメートル)の範囲である。d1はチューブ6の外径を意味しており、その直径は約2mm(ミリメートル)である。図中Lsは直動アクチュエータ22の動作距離であるがおよそ2~10mm(ミリメートル)であり、図1及び図2の23a、23bの光線が透光部3により僅かに屈折し、θ1とθ2の角度に広がって放射されるため、軸方向には、図4のLaに示す範囲でOCTの3次元観察が行われる。
図5は、本発明光イメージング用プローブのタイミングチャートを示している。上段の波形はモータ13からの回転検出パルスであり、モータコイル8から発生する逆起電力を検出する等の方法でモータ13の1回転毎に1回または数回のパルスを発生しており、モータ13はこのパルスを用いて回転速度が制御され一定速度で回転している。
中段の波形は直動アクチュエータ22に電圧を印加するON-OFFの信号を示しており、図7の装置本体85の使用者が操作により、スタートパルスを発生すると同時に摺動動作を始める。
下段の波形は、図1~図2における移動側センサー24cと固定側センサー24a、24bの間の近接により発生される信号を示しており、例えば図2において、移動側センサー24cと固定側センサー24aが近接するとエンドシグナルを発生し、直動アクチュエータ22は通電を停止したり、印加電圧を変化させ、摺動軸部7aは逆方向に移動を始めたりすることができる。
中段の波形は直動アクチュエータ22に電圧を印加するON-OFFの信号を示しており、図7の装置本体85の使用者が操作により、スタートパルスを発生すると同時に摺動動作を始める。
下段の波形は、図1~図2における移動側センサー24cと固定側センサー24a、24bの間の近接により発生される信号を示しており、例えば図2において、移動側センサー24cと固定側センサー24aが近接するとエンドシグナルを発生し、直動アクチュエータ22は通電を停止したり、印加電圧を変化させ、摺動軸部7aは逆方向に移動を始めたりすることができる。
図6は、3次元走査型光イメージング用プローブを用いたガイドカテーテル82の説明図である。ガイドカテーテル82は人体の胃部や小腸内に挿入可能なようにその直径は約10ミリメートル以下で、フッソ樹脂等の適度な強度と柔軟性を有するように作られている。
また、その先端観察部84にはCCDカメラ部83を有し、ガイドカテーテルの全長に渡り鉗子チャネル81と称する穴が開けられ、本発明3次元走査型光イメージング用プローブのチューブ(カテーテル)6はこの鉗子チャネル内に挿入及び取外し自由に構成される。
図7は、3次元走査型光イメージング用プローブを用いた内視鏡装置の構成図であり、チューブ6はガイドカテーテル82と共にOCT内視鏡装置の本体85に取り付けられる。本体にはモータ13のドライバー回路86、直動アクチュエータ22のドライバー回路87、光干渉解析部88、画像解析コンピュータ89が内蔵されモニター90には、CCDカメラ83の画像と、コンピュータ89で解析して作られたOCT3次元画像が表示される。
図1に示されるチューブ6の内部に貫通する光ファイバー1は、屈曲自在なグラスファイバーであり直径は0.2~0.4mm(ミリメートル)程度のものを使っている。
図1に示される光路変換手段14は平滑な反射面を有するミラーかプリズムからなり、反射率を高めるため表面粗さと平面度は一般の光学部品と同等以上の精度に磨きあげられている。
図1及び図2の透光部3の表面は、透明なプラスチックス又はガラス等で構成されるが、光線の透過率を高め、反射を防ぐために表面にコーティングを施している。また、屈折により図中θ1又はθ2の角度で光線の操作幅を広げるためには、透光部3の厚さは適宜厚さを変化させており、均一でない場合がある。
図1に示される中空回転軸11と中空の摺動軸部7aは、金属またはセラミックスからなり、溶融金属をダイスによる引き抜き加工か、または焼成前のセラミックスをダイスによる押し出し加工で中空に成形し、硬化処理後に研磨加工する方法等により仕上げ加工される。
図1において、中空回転軸11の穴は直径が0.2~0.5mm(ミリメートル)あり、光ファイバー1の直径より十分大きくしているため、摺動軸部7aに固定された光ファイバー1が中空回転軸11接触することはなく、仮に軽く接触しても摩耗粉が発生するほどではない。また、回転摩擦トルクが変動する問題もない。
なお、図1の集光レンズ2はボールレンズが使われているが、円錐状の集光レンズを用いても同じである。
図3において、チューブ6の後方から先端までの全長に渡る内部で光ファイバー1は、長いチューブ6の中で回転させないため擦れる事がなく、回転伝達遅れやトルク損失等の発生を軽減される。尚、モータ13の回転ムラは一般に回転角度をパーセントで表示されるが、本方式では0.01%の高性能が達成できている。一方、従来の光ファイバーが擦れる方式の内視鏡プローブでの回転ムラは、その約100倍以上大きく、良好な性能が得られていなかった。
本発明によれば、チューブ6の先端近傍に内蔵されたモータ13と光路変換手段14の回転速度ムラがなく、人体等の被検体から反射し先端側に入射した光を光路変換手段14が高精度な走査を行い後方側の固定光ファイバー1へ導く事により、10ミクロンメータの高い空間分解能が得られる。
また、光路変換手段を回転させる事により360度全周の走査が行われるが、360度の走査範囲内に信号線や電線を設けない構成であるため、360度の鮮明なOCT画像を得ることができる。さらに直動アクチュエータ15の摺動動作によりミラー等からなる光路変換手段14が軸方向に移動し3次元の走査が行なわれる。
OCT3次元操作画像診断装置において最も重要な要求性能は3次元画像の空間分解能を高める事であるが、空間分解能を達成するための要因には、モータ13の回転速度ムラ、中空回転軸11の振れ精度、光路変換素子14の精度、集光レンズ2の表面精度等がある。
この中で影響度が大きいのはモータ13の回転速度ムラであるが、先端部にモータ13を内蔵し、光路変換素子14を高精度で、かつ回転速度ムラなく回転させる本方式はたとえば10μm(ミクロン)以下の高い3次元の空間分解能を安定して達成できる。
本発明によれば、内視鏡装置等のチューブ6内で光ファイバー1が相対的な回転をさせないので擦れる事がなく、回転伝達遅れやトルク損失等の発生を軽減され高い空間分解能で鮮明なOCT解析画像が得られ、また、直動アクチュエータ22の軸方向への摺動動作により、光線を軸方向に一定範囲で放射でき、3次元の観察画像を得ることができる。
本発明の3次元走査型光イメージング用プローブは、長いチューブ内の光ファイバーを回転させることなく、チューブの先端近傍にモータで速度ムラなく回転する光路変換手段を設けて高精度な回転走査機構を有する事により、OCT画像診断装置の基本性能である空間分解能をおよそ10μm(ミクロン)以下に改善する事が可能となる。さらに3次元走査により人体内部の患部の観察と診断が人体の切開手術せずに行え、従来の診断装置であったX線CT、核磁気共鳴などでは不可能であった高分解能で緻密は診断が可能となる。これにより、特に医療現場での微細な病巣の診断や治療への活用が期待されると共に、医療用内視鏡装置以外にも工業用OCT診断装置にも適用することができる。
1 光ファイバー
2 集光レンズ
3 透光部
4 光ファイバー固定具
5 摺動ガイド
6 チューブ(カテーテル)
7 摺動モータケース
7a 摺動軸部
8 モータコイル
9a、9b 軸受
10 ロータ磁石
11 中空回転軸
12 電線
13 モータ
14a、14b 光路変換手段
15 アクチュエータケース
16a、16b 摺動軸受
17 振動部材
18 圧電素子
19 パターン電極
20 電線
22 直動アクチュエータ
23a、23b 光線
24a、24b 固定側センサー
24c 移動側センサー
81 鉗子チャネル
82 ガイドカテーテル
83 CCDカメラ部
84 先端観察部
85 装置本体
86 モータドライバー回路
87 アクチュエータドライバー回路
88 光干渉解析部
89 コンピュータ
90 モニター
2 集光レンズ
3 透光部
4 光ファイバー固定具
5 摺動ガイド
6 チューブ(カテーテル)
7 摺動モータケース
7a 摺動軸部
8 モータコイル
9a、9b 軸受
10 ロータ磁石
11 中空回転軸
12 電線
13 モータ
14a、14b 光路変換手段
15 アクチュエータケース
16a、16b 摺動軸受
17 振動部材
18 圧電素子
19 パターン電極
20 電線
22 直動アクチュエータ
23a、23b 光線
24a、24b 固定側センサー
24c 移動側センサー
81 鉗子チャネル
82 ガイドカテーテル
83 CCDカメラ部
84 先端観察部
85 装置本体
86 モータドライバー回路
87 アクチュエータドライバー回路
88 光干渉解析部
89 コンピュータ
90 モニター
Claims (2)
- プローブの先端側と後方側との間で光を伝える光ファイバーはチューブに内蔵されると共に、前記光ファイバーの先端側に集光レンズを備え、
前記集光レンズの先端側に光路変換手段を有し、
前記光路変換手段は前記集光レンズより後方側に設けたモータに連結されて回転し、
前記モータは中空回転軸を有し、該中空回転軸の穴には前記光ファイバーが挿通され、
前記モータは、後方側に軸方向に伸びる中空の摺動軸部を一体的に有し、
前記摺動軸部を出力軸とする直動アクチュエータを有し、
前記摺動軸部の穴に前記光ファイバーを固定し、
前記直動アクチュエータの前記出力軸が前記チューブの中の光ファイバーを押し引きすると同時に、前記集光レンズと前記光路変換手段と前記モータと前記先端側近傍の光ファイバーとを軸方向に一体的にスライドさせると共に、前記モータが前記光路変換手段を回転し、前記集光レンズからの光線の放射方向を回転方向及び軸方向に変位させることを特徴とする光イメージング用プローブ。
- 前記光ファイバーは、前記チューブの長さよりも前記直動アクチュエータの前記出力軸の軸方向変位量以上に長く、前記チューブ内に湾曲させて収納したことを特徴とする請求項1記載の光イメージング用プローブ。
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- 2014-10-06 WO PCT/JP2014/076696 patent/WO2015060114A1/ja active Application Filing
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