WO2017047739A1 - 光イメージング用プローブ - Google Patents

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WO2017047739A1
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optical
rotation
optical fiber
optical path
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大志 山崎
絵理 福島
拓也 舘山
隆文 淺田
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並木精密宝石株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/26—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes using light guides

Definitions

  • the present invention relates to a three-dimensional scanning optical imaging probe for three-dimensionally capturing and observing light reflected by a subject in an optical measuring instrument or medical instrument.
  • Diagnostic imaging technology is a technology that is widely used in fields such as machine equipment and medical treatment.
  • X-rays that can take tomographic images and three-dimensional tomographic images in addition to general camera observation and ultrasonic diagnostic equipment as diagnostic imaging methods in medical sites and precision machine parts manufacturing sites.
  • Methods such as CT, nuclear magnetic resonance, and OCT images (optical coherence tomography) using light coherence have been studied and utilized.
  • OCT images optical coherence tomography
  • OCT images often use near infrared rays with a wavelength of about 1300 nm (nanometers) as a light source, but near infrared rays are non-invasive to living organisms and have shorter spatial resolution because they have shorter wavelengths than ultrasound. Yes. Therefore, it is expected that the tomography method is incorporated into an endoscope and used for finding, diagnosing, and treating an affected part in a blood vessel part such as a stomach part, a small intestine part, and an arterial flow of a human body in a medical field. In industrial applications, it is expected to be applied to pipe accuracy measurement and coating film thickness measurement.
  • a typical structure of an OCT endoscope probe to which this OCT imaging technology is applied is as shown in Patent Document 1, for example.
  • an elongated tube-like catheter is inserted inside the annular guide catheter shown in FIG.
  • the catheter has an optically connected optical fiber or core that is rotatable and slidable.
  • the optical fiber is rotated and moved in the longitudinal direction as shown in FIG.
  • This is an OCT three-dimensional image system that observes an analysis image.
  • this configuration has a problem that frictional resistance is generated between the inner peripheral surface of the catheter and the inner core (106).
  • rotational speed unevenness, rotation transmission delay, torque loss fluctuation, etc. occur, resulting in disturbed analysis images and required spatial resolution. It was not obtained.
  • the inner core (106) rotates at a high speed while being sealed by a high-speed seal member (210), and is connected to a rotary joint (optical rotary joint) (214). The size and cost of the device was a problem.
  • the present invention has been made in view of the above-described conventional circumstances, and an object of the present invention is to rotate a light beam by reducing the occurrence of rotation transmission delay, torque loss, etc. in an endoscope type optical imaging probe.
  • an object of the present invention is to rotate a light beam by reducing the occurrence of rotation transmission delay, torque loss, etc. in an endoscope type optical imaging probe.
  • three-dimensional scanning of a certain length is performed by radiating in the axial direction as well as the rotational direction.
  • Another object of the present invention is to provide an optical imaging probe that can obtain a three-dimensional observation image with little optical attenuation while eliminating the need for an optical rotation joint.
  • One means for solving the above-described problems was configured as follows for an optical imaging probe that guides light incident on the tip side to the rear side.
  • An optical fiber disposed in a tube in a non-rotatable manner, a first optical path conversion means that is positioned on the distal end side of the optical fiber and is driven to rotate by a first motor, and emits a light beam in a substantially radial direction, and an optical fiber and a first optical path conversion means
  • a second optical path changing means for rotating and radiating light emitted from the tip of the optical fiber at a slight angle with respect to the center of rotation. Then, the optical fiber, the first optical path conversion means, and the second optical path conversion means are arranged on substantially the same line so that the light beam can be emitted from the end face of the optical fiber toward the second optical path conversion means side.
  • the optical fiber is not rotated in the catheter of an endoscope apparatus or the like, it is not rubbed and no rotation transmission delay or torque loss occurs. Further, it is not necessary to use a rotating light joint, and optical loss is reduced. Furthermore, since each of the first optical path changing means and the second optical path changing means rotates independently, the radiation angle of the light beam can be intentionally changed in both the substantially radial direction and the central axis direction, so that precise measurement for the inner surface of the deep hole is possible. High-accuracy observation image data with a high three-dimensional spatial resolution can be obtained in a machine or OCT endoscope.
  • Sectional drawing of the probe for optical imaging which concerns on the 1st Embodiment of this invention
  • Configuration diagram of an inner surface measuring instrument using the same optical imaging probe Explanatory drawing of rotation scanning direction of probe for optical imaging
  • Explanatory drawing of rotation scanning direction of probe for optical imaging Explanatory drawing of rotation scanning direction of probe for optical imaging
  • Explanatory drawing of rotation scanning direction of probe for optical imaging Explanatory drawing of rotation scanning direction of probe for optical imaging
  • 3D scanning range explanatory diagram of the same optical imaging probe Explanatory drawing of the pulse generator of the first motor of the same optical imaging probe
  • a first feature of the optical imaging apparatus is an optical imaging probe that guides light incident on the distal end side to the rear side. Is located between the first optical path conversion means, the optical fiber, and the first optical path conversion means, which are driven to rotate by a first motor and emit light rays in a substantially radial direction, and are rotationally driven by a second motor.
  • the second optical path changing means for rotating and emitting the light beam emitted from the tip of the optical fiber at a slight angle with respect to the rotation center is arranged on substantially the same line, and the light beam is directed from the end face of the optical fiber toward the second optical path changing means. Release possible.
  • the light beam sent from the rear to the optical fiber is reflected by the first optical path changing unit in a two-dimensional radial manner, and the second optical path changing unit is rotated to emit the light beam.
  • the angle with respect to the center of rotation By changing the angle with respect to the center of rotation, three-dimensional observation becomes possible and a three-dimensional observation image can be obtained.
  • both the first motor and the second motor have a hollow rotation shaft, and the second optical path conversion means is provided in the hole of the rotation shaft of the first motor to which the first optical path conversion means is fixed.
  • the fixed rotation shaft of the second motor was inserted so as to be relatively rotatable, and a non-rotatable optical fiber or a light beam emitted from the optical fiber was passed through the hole of the rotation shaft of the second motor.
  • the third feature is that the first pulse generating means generates at least one pulse per rotation according to the rotation angle of the first motor, and at least once per rotation according to the rotation angle of the second motor.
  • a second pulse generating means for generating the above pulses; a control means for adjusting the rotational speeds of the first and second motors by the pulses from the first and second pulse generating means;
  • the radiation angle is changed in the axial direction at a slow speed of X reciprocation per second (for example, 1 reciprocation per second) while the radiation of the light beam rotates at a high speed of N1 (for example, 30 revolutions per second).
  • N1 for example, 30 revolutions per second
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing the structure of a three-dimensional scanning optical imaging probe according to the first embodiment of the present invention.
  • the optical fiber 1 that guides the light beam from the rear end side to the front end side of the probe is inserted into a sufficiently long hole of the tube 6 and fixed in a non-rotating state by the optical fiber fixture 5.
  • the end face of the optical fiber 1 is processed with a right and smooth end face so that light can be emitted forward.
  • a condensing lens 2 is attached to the optical fiber 1 on the tip side as necessary, so that light can be further emitted without irregular reflection.
  • a first motor 12 and a second motor 17 are arranged substantially coaxially with the optical fiber 1, and the first motor 12 has first bearings 9a and 9b, a first motor coil 10, a first rotor magnet 11, and a hollow hole.
  • the first hollow rotary shaft 8 includes the first bearings 9a and 9b and the first motor coil 10 which are fixed inside the thin tube 6 made of metal, for example, and the first rotor magnet 11 is an outer periphery of the first hollow rotary shaft 8. It is fixed to the surface.
  • the optical fiber 1 is inserted into the hole of the first hollow rotary shaft 8 so as to be relatively rotatable.
  • the second motor 17 includes second bearings 14a and 14b, a second motor coil 15, a second rotor magnet 16, and a second hollow rotating shaft 13 having a hollow hole.
  • the second bearings 14a and 14b and the second motor coil 15 is fixed inside the tube 6, and the second rotor magnet 16 is fixed to the outer peripheral surface of the second hollow rotary shaft 13.
  • the second hollow rotary shaft 13 is relatively rotatably inserted into the hole of the first hollow rotary shaft 8.
  • the first optical path changing means 3 including a first connecting portion and a mirror is fixed to the front end side of the first hollow rotating shaft 8 of the first motor 12 from the optical fiber 1, and the second hollow rotating shaft 13 of the second motor 17 is fixed.
  • a second connecting portion 13 a is attached to the distal end side of the optical fiber, and a second optical path changing means 4 made of a prism or the like is fixed between the first optical path changing means 3 and the optical fiber 1.
  • the vicinity of the tip of the tube 6 is provided with a translucent portion 7 made of glass, quartz, sapphire, or the like, and is configured to transmit light while protecting the internal components.
  • a coating or the like is applied to reduce surface reflection and increase light transmittance as necessary.
  • a first collar 22 or a lubricant that enhances slidability is inserted as necessary, and the optical fiber 1 and the second hollow rotary shaft 13.
  • a second collar 23 or a lubricant is inserted into the gap between the two as necessary to smooth the relative rotation.
  • First pulse generation means 20a and 20b are attached to the first motor 12 as necessary, and a pulse signal is generated by the rotation of the first motor 12.
  • Second pulse generation means 21 a and 21 b are attached to the second motor 17 as necessary, and are configured to generate a pulse signal by the rotation of the second motor 17.
  • these first and first pulse generating means are not provided, they can be replaced by detecting weak voltage pulses generated from the first and second motor coils 10 and 15.
  • the optical fiber 1 shown in FIG. 1 is a bendable glass fiber having a diameter of about 0.75 to 0.25 millimeters, and can be placed in a contacted state inside the second hollow rotary shaft 13. ing.
  • the optical fiber 1 is not necessarily arranged inside the second hollow rotary shaft, and is arranged on the main body 85 side of the second hollow rotary shaft, and only the light beam emitted from the end of the fiber 1 is the second hollow rotary shaft. The same effect can be obtained even if it penetrates the inside of 13 and is radiated to the second optical path changing means.
  • the diameter of the hole of the second hollow rotary shaft 13 shown in FIG. 1 is 0.15 to 0.3 mm, and the material thereof is a metal or a ceramic material. Then, the outer peripheral surface is finished by a polishing method or the like by drawing a molten metal using a metal mold, a power pole processing method, or an extrusion process using a ceramic die before firing.
  • first motor 12 is connected to a first wiring 18 that is usually composed of four thin lead wires
  • second motor 17 is connected to a second wiring 19.
  • FIG. 2 is a configuration diagram of an inner surface measuring machine using the optical imaging probe of the present invention.
  • a stand 81 is fixed to the base 80, and a slider 82 is moved up and down together with the optical imaging probe 36 of the present invention by a slider motor 83.
  • the inspection object 30 is set on the base 80, the optical probe 36 enters and exits the deep hole of the inspection object 30, the optical fiber 1 is covered with the universal tube 31, and the connection portion 84 of the measuring machine main body 85 is connected. Via the optical interference analysis unit 88.
  • Near-infrared light or white light generated in the measuring instrument main body 85 passes through the optical fiber 1 and is radiated from the light transmitting portion 7 of the optical probe 36.
  • the light beam reflected by the inner peripheral surface of the inspection object 30 passes through the optical probe 36, the optical fiber 1, and the connection part 84 of the measuring machine body 85, enters the optical interference analysis part 88, and is analyzed by the computer 89.
  • the image is displayed on the monitor 90.
  • the diameter of the flexible tube 31 is 5 mm or less, and is composed of a strong and flexible fluororesin tube or the like.
  • FIG. 1 shows an instantaneous state in which the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 12 shown in FIGS. 9 and 10 is 0 ° and the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 17 is also 0 °. .
  • the light beam is radiated downward in the direction of ⁇ 2 as indicated by the arrow in the figure, and the reflected light from the object to be measured returns from the same angle and passes through the optical fiber 1 and enters the optical interference analysis unit 88. To do.
  • FIG. 3 shows an instantaneous state in which the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 12 is 180 ° and the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 17 is also 180 °, which is the rotation of FIG. It is a state in which the angle is reversed. At this moment, the light beam is emitted upward in the direction of ⁇ 2 as indicated by the arrow in the figure.
  • FIG. 4 shows that a phase difference between the two motors eventually occurred, and the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 12 was 0 ° and the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 17 was 90 °. It shows a momentary state. At this moment, the light beam is radiated substantially downward as indicated by the arrow in the figure.
  • FIG. 5 a rotation phase difference is eventually generated between the two motors, and the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 12 is 180 ° and the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 17 is 270 °. It shows a momentary state. At this moment, the light beam is radiated approximately upward as indicated by the arrow in the figure.
  • FIG. 6 a rotational phase difference is further generated between the two motors, and the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 12 is 0 ° and the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 17 is 180 °. It shows a momentary state. At this moment, the light beam is emitted at an angle of ⁇ 1 in the lower right direction as indicated by an arrow in the figure.
  • a rotational phase difference is further generated between the two motors, the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 12 is 180 °, and the rotation angle ( ⁇ ) of the first motor 17 is 180 °. It shows a momentary state. At this moment, the light beam is emitted at an angle of ⁇ 1 in the lower right direction as indicated by an arrow in the figure.
  • the radiation range of the light beam that is, the scanning range of the optical interference endoscope is from the outer diameter d1 (about 1.5 to 5 mm) to the diameter d2 (about 5 to 10 mm) of the light transmitting portion 7 as shown in FIG. It is designed to transmit light up to a distance and to focus in the entire range between them, and scans two-dimensionally in the 360 ° circumferential direction.
  • the radiation direction of the light beam is gradually changed in the range of ⁇ 1 to ⁇ 2, so that the radiation range of the light beam is in a range of ⁇ 1 + 2 ⁇ , and three-dimensional scanning can be performed.
  • the first motor 12 is provided with first pulse generating means 20a and 20b, and generates a pulse signal once per rotation.
  • the second motor 17 is provided with 21a and 21b and generates a pulse signal once per rotation.
  • FIG. 11 is a generated pulse timing chart of the first motor 12 and the second motor 17 of the optical invention imaging probe, and the upper diagram in the figure shows the generation from the first pulse generating means 20 of the first motor 12.
  • the pulse, the lower diagram in the figure shows the pulse generated by the second pulse generating means 21 of the second motor 17, and the horizontal axis shows the time axis.
  • the time zone indicated by Stand by in the figure is a state in which the first motor 12 and the second motor 17 are waiting for a scanning start signal while rotating at the same rotational speed.
  • the first motor 12 rotates at a speed (for example, 30 rotations / second) represented by N pulses / second, for example, at the same time.
  • the OCT observation image data is started to be accumulated in the computer 89.
  • the second motor 17 rotates at a speed of, for example, (N ⁇ 1) pulses / second (for example, 29 rotations / second), so that the radiation angle is 0.5 seconds from ⁇ 1 to ⁇ 2, as shown in FIG. After 1 second, the angle returns to the angle ⁇ 1, and the radiation of the light beam in the three-dimensional direction is completed.
  • N ⁇ 1 pulses / second for example, 29 rotations / second
  • the computer captures a total of twice (one set for two times) of three-dimensional data within a time when the radiation angle is reciprocated between ⁇ 1 and ⁇ 2, and obtains a clear three-dimensional OCT diagnostic image.
  • the first motor 12 and the second motor 17 are again in the Stand-by state, and rotate while waiting for the next Start signal.
  • the optical fiber 1 is not rotated inside the long tube 6 inside the entire length from the rear to the tip of the tube 6, so that the optical fiber 1 is not rubbed and rotation transmission delay, torque loss, and the like can be prevented.
  • the most important required performance of the inner surface measuring machine using the optical imaging probe of FIG. 2 is to increase the measurement accuracy in the three-dimensional space.
  • the factor of the measurement accuracy is the first hollow rotating shaft of the first motor 12. 8 shake accuracy, shape accuracy and surface roughness of the first optical path conversion means 3 and the second optical path conversion means 4.
  • the motor 12 has the greatest influence, so the motor 12 is built in the tip, and the first optical path changing means 3 is configured to rotate with high accuracy and without rotational speed unevenness. .
  • measurement of high three-dimensional shape accuracy roundness, cylindricity, surface roughness
  • 0.02 microns or less can be stably achieved.
  • FIG. 12 is an example of a three-dimensional image collected by the optical imaging probe of the present invention. Three-dimensional data of the inner peripheral surface with a diameter of 2 millimeters is captured with high accuracy and high resolution.
  • the optical fiber since the optical fiber is not rotated in a tube of an endoscope apparatus or the like, it is not rubbed, and the occurrence of rotation transmission delay, torque loss, and the like can be reduced.
  • the synchronous rotation of the first and second optical path changing means can radiate and scan light rays three-dimensionally, and the shape accuracy of narrow holes and deep holes can be measured with a high accuracy of 0.02 micron level. Is possible.
  • the three-dimensional scanning type optical imaging probe according to the present invention provides a high-accuracy rotational scanning mechanism by providing an optical path changing means that rotates without speed unevenness by a motor near the tip of the tube without rotating the optical fiber in the long tube. By having it, it is possible to improve the measurement accuracy of the precision measuring machine. Furthermore, since the entire optical fiber can be fixed in a non-rotating state, it is not necessary to use a rotating light joint, and attenuation of light rays can be prevented and measurement can be performed with high accuracy. As a result, it can be expected to be applied to an industrial inner surface measuring machine and an industrial OCT apparatus, and can also be applied to a medical endoscope apparatus.

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Abstract

光線を回転放射する回転機構の回転ムラや回転伝達遅れなどを防ぐとともに、回転方向だけでなく軸方向に一定長さの走査が行なえ、また光回転ジョイントを不要にしつつ光学的減衰の少ない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実現するために、光線を略半径方向に放射する第１光路変換手段を、光ファイバーの先端側に配置し、光ファイバーの先端から回転中心に対して光路を微小角度傾けて回転放射する第２光路変換手段を、光ファイバーと第１光路変換手段の間に配置する。そして、第１光路変換手段が固定された第１モータの回転軸の中空穴に第２光路変換手段が固定された第２モータの回転軸を相対的に回転自在に挿入するとともに、第２モータの回転軸の中空穴に光ファイバーまたは光ファイバーから放射された光線を貫通させる構造とする。

Description

光イメージング用プローブ
　本発明は、光学式測定機器や医療機器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、医療現場や精密機械部品の製造現場などにおいて、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も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特に注目されている。
　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るとともに、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。そのため、断層撮影方式を内視鏡に組込み、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。また工業用途では管内の精度測定や塗装の皮膜厚さ測定に応用が期待されている。このＯＣＴ画像技術を適用したＯＣＴ内視鏡プローブの代表的な構造は、例えば、特許文献１に示されている通りである。
　特許文献１に示すＯＣＴ内視鏡プローブでは、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ている。そして、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、光ファイバーを回転させると共に、該文献中図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内部コア（106）との間に摩擦抵抗が発生する問題があった。また、内部コア（106）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、内部コア（106）は高速シール部材（210）でシールされながら高速回転し、回転継手〔光回転ジョイント〕（214）に接続されているが、この光回転ジョイントによる光学損失があることと、装置の大きさとコストが問題であった。
特許第４５２０９９３号公報
　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、内視鏡タイプの光イメージング用プローブにおいて、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回転機構の回転ムラや軸振れ、擦れ、回転伝達遅れを防ぐとともに、回転方向だけでなく軸方向に放射することで一定長さの３次元走査が行なうことにある。また光回転ジョイントを不要にしつつ光学的減衰の少ない、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、先端側に入射した光を後方側へ導く光イメージング用プローブ次のように構成した。チューブ内に回転不能に配置した光ファイバーと、光ファイバーの先端側に位置し第１モータによって回転駆動させられることで光線を略半径方向に放射する第１光路変換手段と、光ファイバーと第１光路変換手段の間に位置して第２モータによって回転駆動させられることで光ファイバーの先端から放出された光線を回転中心に対して微小角度傾けて回転放射する第２光路変換手段とを備える。そして、光ファイバーと第１光路変換手段と第２光路変換手段とを略同一線上に配置して、光ファイバーの端面から光線が、第２光路変換手段側に向けて放出可能としたものである。
　本発明によれば、内視鏡装置等のカテーテル内で光ファイバーは回転させないので擦れることがなく、回転伝達遅れやトルク損失等の発生しない。また、回転光ジョイントを用いる必要がなく光学的損失が軽減される。更に第１光路変換手段と第２光路変換手段のそれぞれが独立して回転することで光線の放射角度を略半径方向と中心軸方向の両方に意図的に変えられるので、深穴内面用精密測定機やＯＣＴ内視鏡において３次元の空間分解能が高く高精度な観察画像データを得ることができる。 
本発明の第１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 同光イメージング用プローブを用いた内面測定機構成図 同光イメージング用プローブの回転走査方向説明図 同光イメージング用プローブの回転走査方向説明図 同光イメージング用プローブの回転走査方向説明図 同光イメージング用プローブの回転走査方向説明図 同光イメージング用プローブの回転走査方向説明図 同光イメージング用プローブの３次元走査範囲説明図 同光イメージング用プローブの第１モータのパルス発生部説明図 同光イメージング用プローブの第２モータのパルス発生部説明図 同光イメージング用プローブのモータパルスのタイミングチャ－ト 同光イメージング用プローブにより収集した３次元イメージ説明図
　本発明の光イメージング装置の第１の特徴は、先端側に入射した光を後方側へ導く光イメージング用プローブにおいて、回転不能に配置されたチューブ内に挿入され回転不能な光ファイバーと、光ファイバーの先端側に位置し、第１モータにより回転駆動させられ、光線を略半径方向に放射する第１光路変換手段と、光ファイバーと、第１光路変換手段の間に位置し、第２モータにより回転駆動され光ファイバーの先端から放出された光線を、回転中心に対して微小角度傾けて回転放射する第２光路変換手段を、略同一線上に配置し、光ファイバーの端面から第２光路変換手段に向けて光線が放出可能とした。
　この構成によれば、後方から光ファイバーに送られた光線を、第１光路変換手段が回転して２次元的に放射状に光を反射すると共に、第２光路変換手段が回転して光線の放出方向に回転中心に対する角度を変化させる事で３次元観察が可能になり３次元の観察画像を得ることができる。
　第２の特徴としては、第１モータおよび、第２モータの回転軸はいずれも中空形状であり、第１光路変換手段が固定された第１モータの回転軸の穴に第２光路変換手段が固定された第２モータの回転軸が相対的に回転自在に挿入され、第２モータの回転軸の穴に、回転不能な光ファイバーまたは光ファイバーから放射された光線を貫通させるように構成した。
　この構成によれば、光ファイバーは回転しないので捩れや回転摩擦がなく、光路の途中に光回転ジョイントを介さずに光線を送るため、コンパクトで光の減衰がなく空間分解能が高い３次元の観察画像を得ることができる。
　第３の特徴としては、第１モータの回転角に応じて少なくとも１回転に１回以上のパルスを発生する第１パルス発生手段と、第２モータの回転角に応じて少なくとも１回転に１回以上のパルスを発生する第２パルス発生手段を有し、第１及び第２のパルス発生手段からのパルスにより第１及び第２モータの回転速度を調整する制御手段を有し、第１モータの回転速度Ｎ１と第２モータの回転速度Ｎ２の関係を、Ｎ２＝Ｎ１－Ｘ［回転／秒］で回転させることで、第１光路変換手段からＮ１［回転/秒］の回転速度で略半径方向に放出させる共に、Ｘ［往復／秒］の速度で光線の放出角を軸方向に変化させることを特徴とする請求項１から２項記載の光イメージング用プローブ。
　この構成によれば、光線の放射がＮ１の速度（例えば３０回転/秒）で高速回転しながら、毎秒Ｘ往復の遅い速度（例えば１往復/秒）で軸方向に放射角を変更し、光線を螺旋状に放射する事が可能であり、３次元データを効率よく収集することができ、空間分解能が高い３次元の観察画像を得る内視鏡プローブを得ることができる。
　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。
　図１～図１０は本発明に係る光イメージング用プローブの実施形態を示している。
　図１は本発明の第１の実施の形態に係る３次元走査型光イメージング用プローブの構造を示す断面図である。プローブの後端側から先端側に光線を導く光ファイバー１は十分に長いチューブ６の穴の中に挿通され、光ファイバー固定具５により非回転状態に固定されている。
　光ファイバー１の先端側は端面が直角かつ平滑に加工され前方に光線を放出可能としている。または光ファイバー１には必要に応じて先端側に集光レンズ２が取り付けられ、より一層光線を乱反射なく放射可能としている。
　光ファイバー１と略同軸上に第１モータ１２と第２モータ１７が配置され、第１モータ１２は、第１軸受９ａ、９ｂ、第１モータコイル１０、第１ロータ磁石１１および、中空穴を有する第１中空回転軸８からなり、第１軸受９ａ、９ｂと第１モータコイル１０は例えば金属製で薄肉のチューブ６の内部に固定され、第１ロータ磁石１１は第１中空回転軸８の外周面に固定されている。光ファイバー１は第１中空回転軸８の穴に相対的に回転自在に挿入されている。
　第２モータ１７は、第２軸受１４ａ、１４ｂ、第２モータコイル１５、第２ロータ磁石１６および、中空穴を有する第２中空回転軸１３からなり、第２軸受１４ａ、１４ｂと第２モータコイル１５はチューブ６の内部に固定され、第２ロータ磁石１６は第２中空回転軸１３の外周面に固定されている。第２中空回転軸１３は、第１中空回転軸８の穴に相対的に回転自在に挿入されている。
　第１モータ１２の第１中空回転軸８の光ファイバー１より先端側には第１連結部とミラー等からなる第１光路変換手段３が固定され、第２モータ１７の第２中空回転軸１３の光ファーバーの先端側には第２連結部１３ａが取り付けられ、第１光路変換手段３と光ファイバー１の間には、プリズム等からなる第２光路変換手段４が固定される。
　チューブ６の先端近傍はガラス、石英、またはサファイヤ等からなる透光部７が取り付けられ、内部の各部品を保護しつつ、光線が透過するように構成されている。また、必要に応じて表面反射を減らし、光線の透過率を高めるためのコーティング等が施されている。
　第１中空回転軸８と第２モータ回転軸１３の間の隙間には、必要に応じて摺動性を高める第１カラー２２、又は潤滑剤が挿入され、光ファイバー１と第２中空回転軸１３の間の隙間には必要に応じて第２カラー２３または潤滑剤が挿入され、相対回転をスムーズにしている。
　第１モータ１２には必要に応じて第１パルス発生手段２０ａ、２０ｂが取り付けられ第１モータ１２の回転によりパルス信号を発生する。第２モータ１７には必要に応じて第２パルス発生手段２１ａ、２１ｂが取り付けられ、第２モータ１７の回転によりパルス信号を発生するように構成されている。ただ、これら第１および第１パルス発生手段が無い場合は、第１および第２モータコイル１０、１５から発生する微弱電圧のパルスを検出する事で代替することも可能である。
　図１に示される光ファイバー１は、屈曲自在なグラスファイバーであり直径は０．７５～０．２５ミリメートル程度のものを使っており、第２中空回転軸１３の内部に被接触状態で配置可能にしている。但し、光ファイバー１は必ずしも第２中空回転軸の内部に配置する必要はなく、第２中空回転軸の本体８５側に配置され、ファイバー１の端部から放射された光線のみが第２中空回転軸１３の内部を貫通し、第２光路変換手段に放射されても同様の効果が得られる。
　図１に示される第２中空回転軸１３の穴の直径は０．１５～０．３ミリメートルであり、その材質は金属またはセラミックス材料である。そして、溶融金属の金型による引き抜き加工、電柱加工法、または焼成前のセラミックスの金型による押し出し加工、等で作られ、外周面は研磨加工法等により仕上げ加工が施されている。
　また、第１モータ１２には通常は４本の細いリード線からなる第１配線１８が接続され、第２モータ１７には第２配線１９が接続されている。
　図２は、本発明の光イメージング用プローブを用いた内面測定機の構成図である。ベース８０にスタンド８１が固定され、スライダ用モータ８３によりスライダ８２が本発明光イメージングプローブの３６と共に上下に移動する。被検査物３０はベース８０上にセットされており、光プローブ３６は被検査物３０の深穴に出入りし、光ファイバー１は自在チューブ３１で被覆されており、測定機本体８５の接続部８４を介して光干渉解析部８８に光学的に繋がっている。
　測定機本体８５で発生した近赤外光または白色光の光線は、光ファイバー１を通過して光プローブ３６の透光部７から放射される。被検査物３０の内周面で反射した光線は、光プローブ３６内と光ファイバー１と、さらに測定機本体８５の接続部８４を通過して、光干渉解析部８８に入り、コンピュータ８９で解析してモニタ９０に画像を表示する。
　また自在チューブ３１の直径は５ミリメートル以下であり丈夫でかつ柔軟性を有するフッ素樹脂チューブ等で構成されている。
　図１の第１モータ１２には図２の第１モータドライバ回路８６から電力が供給されて回転駆動され、第２モータ１７は第２モータドライバ回路８７から電圧が印加されて回転駆動される。　
　次に上述した図１の光イメージング用プローブについて、図３から図１２を用いてその特徴的な作用効果を詳細に説明する。
　図１において第１電線１８から電力が供給され、第１モータ１２がＮｒｐｍの回転数（約１８００～２万ｒｐｍの範囲）の一定速度で回転すると、測定機本体８５から光ファイバー１を通して導かれた光線は，第２光路変換手段４を透過し、第１光路変換手段３で略直角方向に反射し、３６０度全周方向に放射される。また第２電線１９から電力が供給され、第２モータ１７が第１モータ１２より僅かに異なる一定速度で回転、例えば（Ｎ－ｘ）ｒｐｍで回転すると、第１光路変換手段が高速回転すると同時に、第１光路変換手段３と第２光路変換手段４の間に角度位相差がゆっくりと生じるため、スクリュー状に３次元方向に放射される。　
　図１は第１モータ１２の図９および図１０に示される回転角度（α）が０°で、第１モータ１７の回転角度（β）も０°になる、ある一瞬の状態を示している。この瞬間には光線は図中、矢印に示すように下方にθ２の方向に放射され、被測定物からの反射光も同じ角度から戻り、光ファイバー１を通過して光干渉解析部８８に入光する。
　図３は、第１モータ１２の回転角度（α）が１８０°で、第１モータ１７の回転角度（β）も１８０°になる、ある一瞬の状態を示しており、これは図１の回転角度のまま反転した状態である。この瞬間には光線は図中、矢印に示すように上方にθ２の方向に放射される。
　図４は、やがて２個のモータ間に回転位相差が生じて行き、第１モータ１２の回転角度（α）が０°で、第１モータ１７の回転角度（β）が９０°になったある一瞬の状態を示している。この瞬間には光線は図中、矢印に示すように略、真下方向に放射される。
　図５は、やがて２個のモータ間に回転位相差が生じて行き、第１モータ１２の回転角度（α）が１８０°で、第１モータ１７の回転角度（β）が２７０°になったある一瞬の状態を示している。この瞬間には光線は図中、矢印に示すように略、真上方向に放射される。
　図６は、さらに２個のモータ間に回転位相差が生じて行き、第１モータ１２の回転角度（α）が０°で、第１モータ１７の回転角度（β）が１８０°になったある一瞬の状態を示している。この瞬間には光線は図中、矢印に示すように右下方向にθ１の角度で放射される。
　図７は、さらに２個のモータ間に回転位相差が生じて行き、第１モータ１２の回転角度（α）が１８０°で、第１モータ１７の回転角度（β）が１８０°になったある一瞬の状態を示している。この瞬間には光線は図中、矢印に示すように右下方向にθ１の角度で放射される。
　この時の光線の放射範囲、即ち光干渉内視鏡の走査範囲は図８に示すように透光部７の外径ｄ１（約１．５～５ｍｍ）から直径ｄ２（約５～１０ｍｍ）の距離まで光線が透過しその間の全ての範囲でピントが合うように設計され、３６０度の全周方向に２次元的に走査している。第１モータ１２と第２モータ１７が回転すると、光線の放射方向がθ１～θ２の範囲で徐々に変化させられるため、光線の放射範囲はθ１＋２θの範囲となり３次元的に走査することができる。
　図９から図１０において、第１モータ１２には第１パルス発生手段２０ａ、２０ｂが設けられ、１回転に１回のパルス信号を発生する。また第２モータ１７には２１ａ、２１ｂが設けられ１回転に１回のパルス信号を発生する。
　図１１は、光発明イメージング用プローブの第１モータ１２と第２モータ１７の発生パルスタイミングチャ－トであり、図中上側の線図は第１モータ１２の第１パルス発生手段２０からの発生パルス、図中下側の線図は第２モータ１７の第２パルス発生手段２１の発生パルスを示し、横軸は時間軸を示している。
　図中Stand byに示す時間帯は、第１モータ１２と第２モータ１７が同一の回転数で回転しながら走査開始信号を待っている状態である。
　次に、イメージング用プローブの取扱い者の操作によりStart信号が出されると、それと同時に、第１モータ１２は、例えばＮパルス／秒に表される速度（例えば３０回転/秒）で回転し被検体のＯＣＴ観察画像データをコンピュータ８９に蓄積し始める。
　これと同時に第２モータ１７は、例えば（Ｎ－１）パルス/秒（例えば２９回転/秒）の速度で回転するため、図８に示すように放射角度はθ１からθ２まで０．５秒で変化し、１秒後には再度θ１の角度に戻り、光線の３次元方向への放射を完了する。
　この場合、コンピュータは放射角度がθ１～θ２に往復する時間内に計２回（２回で１セット）の３次元データを取り込み、欠落のない鮮明な３次元のＯＣＴ診断画像を得る。データの取り込みと蓄積が行えた時点で、第１モータ１２と第２モータ１７は再びStand by状態になり、次のStart信号を待ちながら回転を行う。
　本実施形態では、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防止できる。
　図２の光イメージング用プローブを用いた内面測定機において最も重要な要求性能は３次元空間の測定精度を高める事であるが、測定精度の要因には、第１モータ１２の第１中空回転軸８の振れ精度、第１光路変換手段３と、第２光路変換手段４の形状精度および表面粗さ等がある。
　この中で影響度が大きいのはモータ１２の回転振れであるため、先端部にモータ１２を内蔵し、第１光路変換手段３を高精度で、かつ回転速度ムラなく回転させるよう構成している。本発明の内視鏡プローブではたとえば０．０２ミクロン以下の高い３次元の形状精度（真円度、円筒度、表面粗さ）の測定を安定して達成できている。
　図１２は、本発明光イメージング用プローブにより収集した３次元イメージの事例である。直径２ミリメートルの内周面の３次元データが高精度かつ高い分解能で取り込めている。
　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を回転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できる。また、第１および第２光路変換手段の同期回転により光線を３次元的に放射して走査できるとともに、細穴や深穴の形状精度が、０．０２ミクロンレベルの高い精度で測定することが可能である。
　本発明の３次元走査型の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、精密測定機の測定精度を改善する事が可能である。さらに、光ファイバーは全体を非回転状態で固定できるため、回転光ジョイントを用いる必要がなく、光線の減衰を防止し、高精度に測定できる。これにより工業用内面測定機、工業用ＯＣＴ装置への活用が期待できると共に、医療用内視鏡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　第１光路変換手段
４　第２光路変換手段
５　光ファイバー固定具
６　チューブ
７　透光部
８　第１中空回転軸
８ａ　第１連結部
９ａ、９ｂ　第１軸受
１０　第１モータコイル
１１　第１ロータ磁石
１２　第１モータ
１３　第２中空回転軸
１３ａ　第２連結部
１４ａ、１４ｂ　　第２軸受
１５　第２モータコイル
１６　第２モータ磁石
１７　第２モータ
１８　第１配線
１９　第２配線
２０ａ、２０ｂ　第１パルス発生手段
２１ａ、２１ｂ　第２パルス発生手段
２２　第１カラー
２３　第２カラー
３０　被測定物
３１　自在チューブ
３６　プローブ
８０　ベース
８１　スタンド
８２　スライダ
８３　スライダ用モータ
８４　接続部
８５　測定機本体
８６　第１モータドライバ回路
８７　第２モータドライバ回路
８８　光干渉解析部
８９　コンピュータ
９０　モニタ

Claims (3)

  1. 　先端側に入射した光を後方側へ導く光イメージング用プローブにおいて、
    　チューブ内に回転不能に配置した光ファイバーと、
    　前記光ファイバーの先端側に位置し、第１モータにより回転駆動させられ、光線を略半径方向に放射する第１光路変換手段と、
    　前記光ファイバーと、前記第１光路変換手段の間に位置し、第２モータにより回転駆動され、前記光ファイバーの先端から放出された光線を、回転中心に対して、微小角度傾けて回転放射する第２光路変換手段とを、
    　略同一線上に配置し、前記光ファイバーの端面から光線が、前記第２光路変換手段側に向けて放出可能としたことを特徴とする光イメージング用プローブ。
  2. 　前記第１モータおよび前記第２モータの回転軸は、いずれも中空形状であり、
    　前記第１光路変換手段が固定された前記第１モータの回転軸の穴に、前記第２光路変換手段が固定された前記第２モータの回転軸が相対的に回転自在に挿入され、
    　前記第２モータの回転軸の穴に、前記光ファイバーまたは前記光ファイバーから放射された光線が貫通している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。
  3. 　前記第１モータの回転角に応じて少なくとも１回転に１回以上のパルスを発生する第１パルス発生手段と、前記第２モータの回転角に応じて少なくとも１回転に１回以上のパルスを発生する第２パルス発生手段と、前記第１パルス発生手段及び前記第２パルス発生手段からのパルスにより、前記第１モータ及び前記第２モータの回転速度を調整する制御手段とを有し、
    　前記第１モータの回転速度Ｎ１と前記第２モータの回転速度Ｎ２の関係を、Ｎ２＝Ｎ１－Ｘ［回転／秒］で回転させることで、前記第１光路変換手段からＮ１［回転／秒］の回転速度で略半径方向に放出させる共に、Ｘ［往復／秒］の速度で光線の放出角を軸方向に変化させることを特徴とする請求項１又は２記載の光イメージング用プローブ。
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