JP2007054333A - Oct probe, and oct system - Google Patents

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真史 北辻
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an OCT probe which can always obtain a reflection of a high intensity regardless of observation conditions. <P>SOLUTION: This OCT probe is equipped with: an optical fiber which transmits a low coherent light; an objective optical system which images the light emitted from the optical fiber on an observation object; a sheath which covers the optical fiber and the objective optical system, and two light transmitting medium enclosing means; a first light transmitting medium enclosing means; and a second light transmitting medium enclosing means. In this case, the first light transmitting medium enclosing means is attached to the skin of the sheath, keeps a medium for transmitting light is enclosed, and can partially be closely joined in a lumen, and is arranged in an imaging light path. The second light transmitting medium enclosing means is arranged at a position facing the first light transmitting medium enclosing means across the objective optical system, and has a larger size than the first light transmitting medium enclosing means. The OCT probe is provided. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

この発明は、管腔内の観察対象の断層像を取得するためのＯＣＴ（Optical Coherence Tomography）プローブ、及び、該ＯＣＴプローブを備えたＯＣＴシステムに関する。   The present invention relates to an OCT (Optical Coherence Tomography) probe for acquiring a tomographic image of an observation target in a lumen, and an OCT system including the OCT probe.

患者の体腔内を観察するための機器として、内視鏡（ファイバースコープ）システムや電子内視鏡（電子スコープ）システムが広く知られ実用に供されている。内視鏡システムを用いた場合、照明光により観察対象（例えば患者の体腔内にある生体組織）が照明されて、その反射光（すなわち生体組織の光学像）が光ファイバにより伝送される。術者は、伝送された光学像を直接見ることにより体腔内を観察することができる。また、電子内視鏡システムを用いた場合、照明光により生体組織が照明されて、その反射光が撮像素子により受光される。受光された反射光は光電変換されて信号となり、当該信号は所定の処理が施されてモニタに出力される。術者は、体腔内の様相をモニタで観察することができる。これらのシステムを用いた場合、術者は、生体組織の表面部だけを観察することができる。従って病変部が例えば生体組織内部に存在している場合、それを的確に発見することは、術者にとって極めて困難なことであった。   2. Description of the Related Art Endoscope (fiberscope) systems and electronic endoscope (electronic scope) systems are widely known and put into practical use as devices for observing the inside of a patient's body cavity. When an endoscope system is used, an observation target (for example, a living tissue in a patient's body cavity) is illuminated with illumination light, and the reflected light (that is, an optical image of the living tissue) is transmitted through an optical fiber. The surgeon can observe the inside of the body cavity by directly viewing the transmitted optical image. When an electronic endoscope system is used, the living tissue is illuminated with illumination light, and the reflected light is received by the image sensor. The received reflected light is photoelectrically converted into a signal, which is subjected to predetermined processing and output to a monitor. The operator can observe the appearance in the body cavity with a monitor. When these systems are used, the surgeon can observe only the surface portion of the living tissue. Therefore, when the lesioned part is present in, for example, a living tissue, it has been extremely difficult for the operator to accurately find it.

近年、生体組織内部を観察するためのＯＣＴプローブを備えたＯＣＴシステムが種々提案されている。ＯＣＴシステムは、マイケルソン干渉計に基づいて考案された体腔内観察用のシステムであり、低コヒーレント光を利用することにより生体組織内部の観察を可能にさせている。術者は、ＯＣＴシステムを用いることにより生体組織内部の様相をモニタで観察することができる。   In recent years, various OCT systems including an OCT probe for observing the inside of a living tissue have been proposed. The OCT system is a system for in-vivo observation devised based on a Michelson interferometer, and enables observation of the inside of a living tissue by using low-coherent light. The surgeon can observe the aspect inside the living tissue with a monitor by using the OCT system.

例えば下記特許文献１には、ＯＣＴプローブ先端に光伝達媒体封入手段（ここではバルーン）を配置することにより生体組織における反射光の効率を高めて、それにより、高Ｓ／Ｎ比の信号を取得して高画質の断層画像を生成することができるＯＣＴシステムが記載されている。
特開２０００−３２９５３４号公報 For example, in Patent Document 1 below, the efficiency of reflected light in a living tissue is increased by arranging a light transmission medium sealing means (here, a balloon) at the tip of an OCT probe, thereby acquiring a signal with a high S / N ratio. Thus, an OCT system capable of generating a high-quality tomographic image is described.
JP 2000-329534 A

生体組織内部では光は大幅に減衰し得るため、ＯＣＴプローブの先端に設置された対物光学系は、一般に高ＮＡで設計されている。また、ＯＣＴプローブの径は極めて細く、それに伴って対物光学系も極めて小さく設計されている。以上のことから、ＯＣＴプローブの対物光学系は、その焦点距離が極めて短い値となるように設計されている。   Since light can be greatly attenuated inside the living tissue, the objective optical system installed at the tip of the OCT probe is generally designed with a high NA. Further, the diameter of the OCT probe is extremely thin, and accordingly the objective optical system is designed to be extremely small. From the above, the objective optical system of the OCT probe is designed so that its focal length is an extremely short value.

ＯＣＴプローブと対物光学系との距離が離れている場合、対物光学系からの出射光は、生体組織に到達するまでに大幅に減衰する上、当該生体組織で焦点を結ばない。この場合、その反射光の強度が低くなるため、高Ｓ／Ｎ比の信号を取得することができない。このためＯＣＴシステムは、高画質の断層画像を生成することができない。従ってＯＣＴシステムを用いて生体組織を観察する場合には、ＯＣＴプローブ先端を当該生体組織に近接させる必要がある。近接させた場合、対物光学系からの出射光は、生体組織に到達するまでにそれ程減衰しない上、当該生体組織で焦点を結ぶ。この場合、その反射光の強度が高くなるため、ＯＣＴシステムは高画質の断層画像を生成することができる。   When the distance between the OCT probe and the objective optical system is large, the emitted light from the objective optical system is significantly attenuated before reaching the living tissue and is not focused on the living tissue. In this case, since the intensity of the reflected light is low, a signal with a high S / N ratio cannot be acquired. For this reason, the OCT system cannot generate a high-quality tomographic image. Therefore, when observing a living tissue using the OCT system, it is necessary to bring the tip of the OCT probe close to the living tissue. When they are close to each other, the emitted light from the objective optical system is not attenuated so much before reaching the living tissue, and is focused on the living tissue. In this case, since the intensity of the reflected light increases, the OCT system can generate a high-quality tomographic image.

ここで、例えば上記特許文献１に示されたＯＣＴシステムを用いて生体組織を観察する場合、ＯＣＴプローブ先端の周囲はバルーンによって覆われる。すなわちＯＣＴプローブ先端の略全周と生体組織との間にバルーンが介在する。上記生体組織が管腔内のものである場合、ＯＣＴプローブ先端は、バルーンにより管腔内の略中心に位置する。従って管腔内が比較的太い場合、ＯＣＴプローブ先端は、何れの生体組織からも比較的離れて位置し得る。これに伴って、ＯＣＴプローブに備えられた対物光学系と生体組織との距離も比較的離れる。このため、上記の如きＯＣＴシステムでは、高い強度の反射光が得られず、高画質の断層画像が生成され得ない。   Here, for example, when the living tissue is observed using the OCT system disclosed in Patent Document 1, the periphery of the tip of the OCT probe is covered with a balloon. That is, a balloon is interposed between substantially the entire circumference of the tip of the OCT probe and the living tissue. When the living tissue is in a lumen, the tip of the OCT probe is positioned at the approximate center in the lumen by a balloon. Therefore, when the lumen is relatively thick, the OCT probe tip can be positioned relatively far from any living tissue. Along with this, the distance between the objective optical system provided in the OCT probe and the living tissue is also relatively increased. For this reason, in the OCT system as described above, high intensity reflected light cannot be obtained, and a high-quality tomographic image cannot be generated.

そこで、本発明は上記の事情に鑑みて、その先端に光伝達媒体封入手段を備えたＯＣＴプローブにおいて、観察条件（例えば先端が位置する管腔内の径）に拘わらず常に高い強度の反射光を得ることができるＯＣＴプローブ、及び、該ＯＣＴプローブを備えたＯＣＴシステムを提供することを目的とする。   Therefore, in view of the above circumstances, the present invention is an OCT probe having a light transmission medium sealing means at its tip, and always reflects reflected light with high intensity regardless of observation conditions (for example, the diameter in the lumen where the tip is located). It is an object of the present invention to provide an OCT probe capable of obtaining the above and an OCT system including the OCT probe.

上記の課題を解決する本発明の一態様に係るＯＣＴプローブは、管腔内の観察対象の断層像を取得するためのものであり、低コヒーレント光を伝送する光ファイバと、光ファイバから出射された光を該観察対象で結像させる対物光学系と、光ファイバ及び対物光学系を覆ったシースと、シースの外皮に取り付けられ、その内部に光を伝達させる媒体が封入されて、その一部が該管腔内に密着され得る二つの光伝達媒体封入手段であって、結像光路中に配置された第一の光伝達媒体封入手段と、対物光学系を挟んで第一の光伝達媒体封入手段と対向する位置に配置された、第一の光伝達媒体封入手段よりも大きいサイズの第二の光伝達媒体封入手段を備えたことを特徴とする。   An OCT probe according to an aspect of the present invention that solves the above-described problem is for acquiring a tomographic image of an observation target in a lumen, and is emitted from an optical fiber that transmits low-coherent light and the optical fiber. An objective optical system that forms an image of the observed light on the object to be observed, a sheath covering the optical fiber and the objective optical system, and a medium that is attached to the sheath of the sheath and that transmits the light is enclosed therein, and a part thereof Are two light transmission medium enclosing means that can be in close contact with the lumen, and the first light transmission medium enclosing means disposed in the imaging optical path and the first optical transmission medium across the objective optical system A second light transmission medium sealing means having a size larger than that of the first light transmission medium sealing means disposed at a position facing the sealing means is provided.

なお、上記ＯＣＴプローブは、二つの光伝達媒体封入手段のうちの少なくとも第一の光伝達媒体封入手段の内部に封入され得る媒体の量を調節するための媒体量調節手段を更に備えたものであっても良い。   The OCT probe further includes medium amount adjusting means for adjusting the amount of medium that can be enclosed in at least the first light transmission medium enclosing means of the two light transmission medium enclosing means. There may be.

また、上記の課題を解決する本発明の一態様に係るＯＣＴシステムは、管腔内の観察対象の断層像を取得して画像化するものであり、上記ＯＣＴプローブと、光ファイバにより伝送された該観察対象からの反射光を処理して所定の信号に変換する信号処理手段と、該所定の信号に基づいて該断層画像を表示する表示手段を備えたことを特徴とする。   In addition, an OCT system according to an aspect of the present invention that solves the above-described problem is to acquire and image a tomographic image of an observation target in a lumen, and is transmitted by the OCT probe and an optical fiber. It is characterized by comprising signal processing means for processing reflected light from the observation object and converting it into a predetermined signal, and display means for displaying the tomographic image based on the predetermined signal.

本発明のＯＣＴプローブを採用すると、観察条件（例えば先端が位置する管腔内の径）に拘わらず常に高い強度の反射光を得ることができる。このため、ＯＣＴシステムにおいて高Ｓ／Ｎ比の信号が取得されて高画質の断層画像が生成され得る。   When the OCT probe of the present invention is employed, reflected light with high intensity can always be obtained regardless of observation conditions (for example, the diameter in the lumen where the tip is located). For this reason, a high S / N ratio signal is acquired in the OCT system, and a high-quality tomographic image can be generated.

以下、図面を参照して、本発明の実施の形態のＯＣＴシステムについて説明する。   Hereinafter, an OCT system according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.

図１は、本発明の実施の形態のＯＣＴシステム１０の構成を示したブロック図である。ＯＣＴシステム１０は、ＯＣＴプローブ１００、回転駆動装置２００、プロセッサ３００、及び、モニタ４００を有している。   FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an OCT system 10 according to an embodiment of the present invention. The OCT system 10 includes an OCT probe 100, a rotary drive device 200, a processor 300, and a monitor 400.

ＯＣＴプローブ１００は、観察対象（例えば患者の体腔内にある生体組織）の断層像を得るために患者の体腔内に挿入されるプローブである。通常、内視鏡（不図示）の鉗子チャンネルに挿通され、その先端が当該チャンネル端部から突出された状態で使用される。回転駆動装置２００は、ＯＣＴプローブ１００から出射される測定光（後述）を走査するための機器である。プロセッサ３００は、主たる構成として、生体組織に照射されるべき光を出射する光源、及び、上記測定光に基づいて当該生体組織の断層像を画像化するための信号処理部を有している。モニタ４００は、プロセッサ３００で処理された信号により生体組織の断層画像を表示する。   The OCT probe 100 is a probe that is inserted into a patient's body cavity in order to obtain a tomographic image of an observation target (for example, a living tissue in the patient's body cavity). Usually, it is inserted into a forceps channel of an endoscope (not shown) and used with its tip protruding from the end of the channel. The rotation drive device 200 is a device for scanning measurement light (described later) emitted from the OCT probe 100. The processor 300 mainly includes a light source that emits light to be irradiated on the living tissue and a signal processing unit that forms a tomographic image of the living tissue based on the measurement light. The monitor 400 displays a tomographic image of the living tissue based on the signal processed by the processor 300.

プロセッサ３００は、制御部３１０、低コヒーレント光源３１２、フォトカップラ３１４、参照光用ファイバ３１６、参照光用レンズ３１８、参照ミラー３２０、ミラー駆動部３２２、測定光用ファイバ３２４、コネクタ部３２６、回転駆動部３２８、フォトディテクタ３３０、画像信号処理部３３２、及び、入力部３３４を有している。制御部３１０は、プロセッサ３００全体の制御を統括して実行するものであり、例えば低コヒーレント光源３１２、ミラー駆動部３２２、回転駆動部３２８、フォトディテクタ３３０、及び、画像信号処理部３３２等を制御する。   The processor 300 includes a control unit 310, a low-coherent light source 312, a photocoupler 314, a reference light fiber 316, a reference light lens 318, a reference mirror 320, a mirror driving unit 322, a measurement light fiber 324, a connector unit 326, and a rotational drive. A unit 328, a photo detector 330, an image signal processing unit 332, and an input unit 334. The control unit 310 performs overall control of the processor 300 and controls, for example, the low coherent light source 312, the mirror driving unit 322, the rotation driving unit 328, the photodetector 330, and the image signal processing unit 332. .

低コヒーレント光源３１２は、例えばＳＬＤ（Super Luminescence Diode）である。入力部３３４に設けられた光源用のスイッチ（不図示）がオンされると、低コヒーレント光源３１２は、制御部３１０の制御下で（例えば制御部３１０から発信される駆動パルスに応じて）、低コヒーレント光を出射する。低コヒーレント光源３１２から出射される低コヒーレント光はその可干渉距離が極めて短いものであり、その距離は例えば数十〜数百μｍ程度となっている。   The low coherent light source 312 is, for example, an SLD (Super Luminescence Diode). When a light source switch (not shown) provided in the input unit 334 is turned on, the low-coherent light source 312 is controlled under the control of the control unit 310 (for example, according to a drive pulse transmitted from the control unit 310). Low coherent light is emitted. The low coherent light emitted from the low coherent light source 312 has an extremely short coherence distance, and the distance is, for example, about several tens to several hundreds of μm.

測定光用ファイバ３２４は、低コヒーレント光源３１２とコネクタ部３２６との間で光を伝送するシングルモード光ファイバである。低コヒーレント光は、低コヒーレント光源３１２出射後、測定光用ファイバ３２４に入射されてその内部を伝送される。   The measurement light fiber 324 is a single mode optical fiber that transmits light between the low coherent light source 312 and the connector unit 326. The low-coherent light is emitted from the low-coherent light source 312, is incident on the measurement light fiber 324, and is transmitted through the inside.

測定光用ファイバ３２４の光路中にフォトカップラ３１４が配置されている。測定光用ファイバ３２４は、フォトカップラ３１４により参照光用ファイバ３１６と光学的に結合されている。参照光用ファイバ３１６は、測定光用ファイバ３２４とは別個に独立して設置されたシングルモード光ファイバである。従って、低コヒーレント光源３１２から出射された低コヒーレント光は、フォトカップラ３１４によって二つの光に分割される。一方の低コヒーレント光は、測定光として測定光用ファイバ３２４内を伝送される。また、もう一方の低コヒーレント光は、参照光として参照光用ファイバ３１６内を伝送される。   A photocoupler 314 is disposed in the optical path of the measurement light fiber 324. The measurement light fiber 324 is optically coupled to the reference light fiber 316 by a photocoupler 314. The reference light fiber 316 is a single mode optical fiber that is installed separately from the measurement light fiber 324. Accordingly, the low coherent light emitted from the low coherent light source 312 is split into two lights by the photocoupler 314. One low-coherent light is transmitted through the measurement light fiber 324 as measurement light. The other low-coherent light is transmitted through the reference light fiber 316 as reference light.

測定光は、測定光用ファイバ３２４内を伝送されてコネクタ部３２６に到達する。ここで、回転駆動装置２００は、その内部にファイバ（不図示）を有しており、コネクタ部３２６と光学的に接続されている。このため、測定光はコネクタ部３２６を介して回転駆動装置２００内部のファイバに入射される。また、回転駆動装置２００内部のファイバは、ＯＣＴプローブ１００とも光学的に接続されている。このため、測定光は上記ファイバを伝送されてＯＣＴプローブ１００内部に入射される。   The measurement light is transmitted through the measurement light fiber 324 and reaches the connector portion 326. Here, the rotary drive device 200 has a fiber (not shown) therein, and is optically connected to the connector portion 326. For this reason, the measurement light is incident on the fiber inside the rotary drive device 200 via the connector portion 326. Further, the fiber inside the rotary drive device 200 is also optically connected to the OCT probe 100. For this reason, the measurement light is transmitted through the fiber and enters the OCT probe 100.

図２（ａ）は、本発明の実施の形態のＯＣＴプローブ１００の構成を示した概略図である。図２（ｂ）は、ＯＣＴプローブ１００の正面図である。図２では、体腔内に挿入されている状態のＯＣＴプローブ１００を示している。ＯＣＴプローブ１００は、シングルモード光ファイバ１１０、ＧＲＩＮ（Gradient-index lens）レンズ１１２、直角プリズム１１４、シース１１６、バルーン１１８、１２０、送気・送水チャンネル１２２、１２４、及び、送気・送水装置１２６を有している。   FIG. 2A is a schematic diagram showing the configuration of the OCT probe 100 according to the embodiment of the present invention. FIG. 2B is a front view of the OCT probe 100. FIG. 2 shows the OCT probe 100 inserted in a body cavity. The OCT probe 100 includes a single-mode optical fiber 110, a GRIN (Gradient-index lens) lens 112, a right-angle prism 114, a sheath 116, balloons 118 and 120, air / water supply channels 122 and 124, and an air / water supply device 126. have.

測定光は、回転駆動装置２００内部のファイバを伝送後、シングルモード光ファイバ１１０内部に入射され、その内部を伝送される。次いで、シングルモード光ファイバ１１０から出射されてＧＲＩＮレンズ１１２に入射され、ＧＲＩＮレンズ１１２によって収束される。ＧＲＩＮレンズ１１２出射後、直角プリズム１１４によりその光路を９０°折り曲げられる（図２ではその光路が矢印Ａの方向とされる）。   The measurement light is transmitted through the fiber inside the rotary drive device 200, then enters the single mode optical fiber 110, and is transmitted through the inside. Next, the light is emitted from the single mode optical fiber 110, enters the GRIN lens 112, and is converged by the GRIN lens 112. After exiting the GRIN lens 112, the optical path is bent by 90 ° by the right-angle prism 114 (the optical path is in the direction of arrow A in FIG. 2).

シース１１６は、シングルモード光ファイバ１１０、ＧＲＩＮレンズ１１２、及び、直角プリズム１１４をその内部に保持したチューブであり、高い光透過率を有する材料で形成されている。特に、上記低コヒーレント光を高い効率で透過させることができる。測定光は、直角プリズム１１４の作用により、シース１１６を透過してその側面から外部に出射される。なお、シース１１６内部には、直角プリズム１１４とシース１１６内部の空間との屈折率差を軽減させるため、シリコン系のオイルが充填されている。   The sheath 116 is a tube in which the single mode optical fiber 110, the GRIN lens 112, and the right angle prism 114 are held, and is formed of a material having a high light transmittance. In particular, the low-coherent light can be transmitted with high efficiency. The measuring light is transmitted through the sheath 116 by the action of the right-angle prism 114 and emitted from the side surface to the outside. The sheath 116 is filled with silicon-based oil in order to reduce the refractive index difference between the right-angle prism 114 and the space inside the sheath 116.

バルーン１１８及び１２０は、その内部に光を伝達させる媒体（例えば精製水や空気等の流動体）が封入され、シース１１６の外皮に取り付けられている。高い光透過率を有する材料（例えばシリコンゴム等）で形成され、伸縮自在である。ここで、バルーン１１８は、シース１１６から出射される測定光の光路中に配置され、シース１１６と生体組織との空間を埋めるように位置する。従って測定光は、シース１１６出射後、バルーン１１８内部を伝達されて生体組織に到達する。ここで、上記媒体の屈折率とシース１１６の屈折率は近い値であるため、シース１１６と上記空間（すなわちシース１１６と生体組織との空間）との屈折率差は小さくなっている。これに伴ってこれらの境界面における不要な反射光が軽減される。すなわち光量損失が軽減されるため、生体組織の画像を高画質で生成できるようになる。   The balloons 118 and 120 are sealed with a medium (for example, fluid such as purified water or air) that transmits light, and are attached to the outer skin of the sheath 116. It is made of a material having a high light transmittance (for example, silicon rubber) and is extensible. Here, the balloon 118 is disposed in the optical path of the measurement light emitted from the sheath 116, and is positioned so as to fill the space between the sheath 116 and the living tissue. Accordingly, the measurement light is transmitted through the balloon 118 after reaching the sheath 116 and reaches the living tissue. Here, since the refractive index of the medium and the refractive index of the sheath 116 are close to each other, the refractive index difference between the sheath 116 and the space (that is, the space between the sheath 116 and the living tissue) is small. Along with this, unnecessary reflected light at these boundary surfaces is reduced. That is, the loss of light quantity is reduced, so that an image of a living tissue can be generated with high image quality.

測定光は、ＧＲＩＮレンズ１１２のパワーにより生体組織内部で結像する。次いで、当該生体組織内部で反射され、上述と同様の光路を進行して再びフォトカップラ３１４に入射される。すなわち反射された測定光は、バルーン１１８、シース１１６を介して直角プリズム１１４に入射され、その光路を９０°折り曲げられる。次いで、ＧＲＩＮレンズ１１２、シングルモード光ファイバ１１０、回転駆動装置２００内部のファイバ、コネクタ部３２６、及び、測定光用ファイバ３２４を介してフォトカップラ３１４に入射される。   The measurement light is imaged inside the living tissue by the power of the GRIN lens 112. Next, the light is reflected inside the living tissue, travels the same optical path as described above, and is incident on the photocoupler 314 again. That is, the reflected measurement light is incident on the right-angle prism 114 via the balloon 118 and the sheath 116, and its optical path is bent by 90 °. Next, the light is incident on the photocoupler 314 via the GRIN lens 112, the single mode optical fiber 110, the fiber inside the rotation driving device 200, the connector portion 326, and the measurement light fiber 324.

回転駆動装置２００は、コネクタ部３２６を介してプロセッサ３００と電気的に接続されており、シングルモード光ファイバ１１０を、その軸を中心に回転させることができる。ＧＲＩＮレンズ１１２及び直角プリズム１１４は、シングルモード光ファイバ１１０と相対的に固定されている。このため、シングルモード光ファイバ１１０と共に回転し得る。例えば入力部３３４に設けられたラジアルスキャン用のスイッチ（不図示）がオンされると、回転駆動部３２８は、制御部３１０の制御下で、回転駆動装置２００に駆動パルスを出力して駆動制御する。これにより回転駆動装置２００は、シングルモード光ファイバ１１０、ＧＲＩＮレンズ１１２、及び、直角プリズム１１４を、ＯＣＴプローブ１００の他の構成要素及び生体組織に対して回転させる。直角プリズム１１４がシングルモード光ファイバ１１０の軸中心に回転することにより、測定光は、ＯＣＴプローブ１００のラジアル方向に沿って位置する生体組織に向けて出射されて走査（すなわちラジアルスキャン）される。なお、シングルモード光ファイバ１１０、ＧＲＩＮレンズ１１２、及び、直角プリズム１１４が回転し得る角度θは、例えば、直角プリズム１１４が何れの方向に向けられた場合であっても測定光がバルーン１１８内部を必ず伝達する角度の範囲内に収まり得る。このような角度θの範囲は、例えば図２の状態を中心（θ＝０）とした−４５°＜θ＜４５°であり得る。また、上記範囲は、例えばＯＣＴプローブ１００の全周（すなわち０°＜θ＜３６０°）であっても良い。   The rotation driving device 200 is electrically connected to the processor 300 via the connector portion 326, and can rotate the single mode optical fiber 110 about its axis. The GRIN lens 112 and the right-angle prism 114 are fixed relatively to the single mode optical fiber 110. For this reason, it can rotate with the single mode optical fiber 110. For example, when a radial scan switch (not shown) provided in the input unit 334 is turned on, the rotation drive unit 328 outputs a drive pulse to the rotation drive device 200 under the control of the control unit 310 to control the drive. To do. As a result, the rotation driving device 200 rotates the single mode optical fiber 110, the GRIN lens 112, and the right-angle prism 114 with respect to the other components and the living tissue of the OCT probe 100. As the right-angle prism 114 rotates about the axis of the single-mode optical fiber 110, the measurement light is emitted toward a living tissue located along the radial direction of the OCT probe 100 and scanned (ie, radial scan). Note that the angle θ at which the single-mode optical fiber 110, the GRIN lens 112, and the right-angle prism 114 can rotate is, for example, that the measurement light passes through the balloon 118 regardless of the direction of the right-angle prism 114. It must be within the range of the transmitted angle. Such a range of the angle θ can be, for example, −45 ° <θ <45 ° centered on the state of FIG. 2 (θ = 0). The range may be, for example, the entire circumference of the OCT probe 100 (that is, 0 ° <θ <360 °).

次に、フォトカップラ３１４により分割されて、参照光として参照光用ファイバ３１６内に入射された低コヒーレント光について説明する。   Next, low-coherent light that has been split by the photocoupler 314 and entered into the reference light fiber 316 as reference light will be described.

参照光は、参照光用ファイバ３１６内を伝送されて出射する。ここで、参照光用ファイバ３１６の末端部近傍に参照光用レンズ３１８が設置されている。また、参照光用レンズ３１８を挟んで上記端部と対向する位置に参照ミラー３２０が設置されている。参照ミラー３２０は、参照光用レンズ３１８の光軸に対して垂直な反射面を有している。従って参照光は、参照光用ファイバ３１６内を出射後、参照光用レンズ３１８を介して参照ミラー３２０に入射され、反射された後、参照光用レンズ３１８を介して参照光用ファイバ３１６内に再び入射される。入射された参照光は、参照光用ファイバ３１６内を伝送されてフォトカップラ３１４に入射される。   The reference light is transmitted through the reference light fiber 316 and emitted. Here, a reference light lens 318 is provided in the vicinity of the end of the reference light fiber 316. Further, a reference mirror 320 is provided at a position facing the end portion with the reference light lens 318 interposed therebetween. The reference mirror 320 has a reflecting surface perpendicular to the optical axis of the reference light lens 318. Accordingly, the reference light exits the reference light fiber 316, enters the reference mirror 320 via the reference light lens 318, is reflected, and then enters the reference light fiber 316 via the reference light lens 318. It is incident again. The incident reference light is transmitted through the reference light fiber 316 and is incident on the photocoupler 314.

生体組織で反射された測定光と、参照ミラー３２０で反射された参照光は、フォトカップラ３１４において干渉する。但し、低コヒーレント光の可干渉距離は数十〜数百μｍ程度である。このため、生体組織の所定の断層からフォトカップラ３１４までの測定光の光路長と、参照ミラー３２０からフォトカップラ３１４までの参照光の光路長との差が、例えばミリオーダーの可干渉距離よりも大きい場合には、この２つの光は干渉しない。すなわち、この測定光と参照光の光路長の差が低コヒーレント光の可干渉距離以下の場合に限り、この２つの光は干渉する。   The measurement light reflected by the living tissue and the reference light reflected by the reference mirror 320 interfere with each other at the photocoupler 314. However, the coherence distance of the low coherent light is about several tens to several hundreds μm. For this reason, the difference between the optical path length of the measurement light from the predetermined slice of the biological tissue to the photocoupler 314 and the optical path length of the reference light from the reference mirror 320 to the photocoupler 314 is greater than the coherence distance of, for example, millimeter order. If it is large, the two lights do not interfere. That is, the two lights interfere only when the difference in optical path length between the measurement light and the reference light is equal to or less than the coherence distance of the low coherent light.

なお、ミラー駆動部３２２は、例えば板状の圧電素子を複数枚積層して構成されたアクチュエータであり、参照光の光軸と平行な方向に参照ミラー３２０を移動させることができる。ミラー駆動部３２２が参照ミラー３２０を移動させると、参照ミラー３２０からフォトカップラ３１４までの参照光の光路長が変化する。参照光の光路長が変化した場合、当該参照光と干渉し得る測定光の光路長も変化する。これは、ＯＣＴプローブ１００で測定され得る断層の深さの変化を意味する。   The mirror driving unit 322 is an actuator configured by stacking a plurality of plate-like piezoelectric elements, for example, and can move the reference mirror 320 in a direction parallel to the optical axis of the reference light. When the mirror driving unit 322 moves the reference mirror 320, the optical path length of the reference light from the reference mirror 320 to the photocoupler 314 changes. When the optical path length of the reference light changes, the optical path length of the measurement light that can interfere with the reference light also changes. This means a change in the depth of the fault that can be measured with the OCT probe 100.

生体組織で反射された測定光と参照ミラー３２０で反射された参照光とがフォトカップラ３１４で干渉してフォトディテクタ３３０で受光されると、この干渉光は、当該フォトディテクタ３３０によって光電変換されて検出信号に変換される。   When the measurement light reflected by the living tissue and the reference light reflected by the reference mirror 320 interfere with each other by the photocoupler 314 and are received by the photodetector 330, the interference light is photoelectrically converted by the photodetector 330 and detected. Is converted to

変換された検出信号は画像信号処理部３３２に入力される。画像信号処理部３３２は、検出信号に所定の処理を施してコンポジットビデオ信号やＳビデオ信号に変換し、モニタ４００に出力する。これらのビデオ信号がモニタ４００に出力されると、当該モニタ４００に生体組織の断層画像が表示される。   The converted detection signal is input to the image signal processing unit 332. The image signal processing unit 332 performs predetermined processing on the detection signal to convert it into a composite video signal or an S video signal, and outputs it to the monitor 400. When these video signals are output to the monitor 400, a tomographic image of the living tissue is displayed on the monitor 400.

次に、バルーン１１８、１２０、送気・送水チャンネル１２２、１２４、及び、送気・送水装置１２６について詳説する。   Next, the balloons 118 and 120, the air / water supply channels 122 and 124, and the air / water supply device 126 will be described in detail.

送気・送水チャンネル１２２、１２４は、シース１１６の外皮に、その長手方向に沿って取り付けられている。送気・送水チャンネル１２２、１２４の一端は、それぞれ、バルーン１１８、１２０内部に位置する。また、送気・送水チャンネル１２２、１２４のもう一端は、送気・送水装置１２６に内蔵されたタンク（不図示）に結合されている。   The air / water supply channels 122 and 124 are attached to the outer skin of the sheath 116 along the longitudinal direction thereof. One ends of the air / water supply channels 122 and 124 are located inside the balloons 118 and 120, respectively. The other ends of the air / water supply channels 122 and 124 are coupled to a tank (not shown) built in the air / water supply device 126.

送気・送水装置１２６は、上記タンクの他にポンプ機構（不図示）を内蔵している。タンク内には、バルーンに封入される媒体となり得る精製水又は空気が貯められている。送気・送水装置１２６は、タンク内に貯められた媒体を、ポンプ機構により送気・送水、及び、吸気・吸水することができる。   The air / water supply device 126 includes a pump mechanism (not shown) in addition to the tank. In the tank, purified water or air that can be a medium enclosed in the balloon is stored. The air / water supply device 126 is capable of supplying air / water, and intake / water absorption of the medium stored in the tank by a pump mechanism.

また、送気・送水装置１２６には、複数のスイッチ１２６ａ、１２６ｂ、１２６ｃ、及び、１２６ｄが設けられている。各スイッチには、それぞれ異なる機能が割り当てられている。例えばスイッチ１２６ａには、バルーン１１８に媒体を送気・送水する機能が割り当てられている。スイッチ１２６ａが押下されると、タンク内に貯められた媒体が、ポンプ機構によって吸い上げられて送気・送水チャンネル１２２内を流れていき、バルーン１１８に封入される。また、スイッチ１２６ｂには、バルーン１１８から媒体を吸気・吸水する機能が割り当てられている。スイッチ１２６ｂが押下されると、バルーン１１８に封入された媒体が、ポンプ機構によって吸い上げられて送気・送水チャンネル１２２内を流れていき、タンク内に再び貯められる。また、スイッチ１２６ｃには、バルーン１２０に媒体を送気・送水する機能が割り当てられている。スイッチ１２６ｃが押下されると、タンク内に貯められた媒体が、ポンプ機構によって吸い上げられて送気・送水チャンネル１２４内を流れていき、バルーン１２０に封入される。また、スイッチ１２６ｄには、バルーン１２０から媒体を吸気・吸水する機能が割り当てられている。スイッチ１２６ｄが押下されると、バルーン１２０に封入された媒体が、ポンプ機構によって吸い上げられて送気・送水チャンネル１２４内を流れていき、タンク内に再び貯められる。なお、媒体の送気・送水量、及び、吸気・吸水量は、各スイッチの押下回数や押下時間等で調整することができる。   The air / water supply device 126 is provided with a plurality of switches 126a, 126b, 126c, and 126d. Each switch is assigned a different function. For example, the switch 126a is assigned a function for supplying air / water to the balloon 118. When the switch 126 a is pressed, the medium stored in the tank is sucked up by the pump mechanism and flows through the air / water supply channel 122 and is enclosed in the balloon 118. The switch 126b is assigned a function of sucking and absorbing the medium from the balloon 118. When the switch 126b is pressed, the medium enclosed in the balloon 118 is sucked up by the pump mechanism, flows in the air / water supply channel 122, and is stored again in the tank. The switch 126c is assigned a function for supplying air / water to the balloon 120. When the switch 126c is pressed, the medium stored in the tank is sucked up by the pump mechanism, flows through the air / water supply channel 124, and is enclosed in the balloon 120. The switch 126d is assigned a function of sucking and absorbing the medium from the balloon 120. When the switch 126d is pressed, the medium enclosed in the balloon 120 is sucked up by the pump mechanism, flows through the air / water supply channel 124, and is stored again in the tank. It should be noted that the air supply / water supply amount and the intake / water absorption amount of the medium can be adjusted by the number of times each switch is pressed, the press time, and the like.

バルーン１１８及び１２０には、ＯＣＴプローブ１００（より正確には、ＯＣＴプローブ１００が鉗子チャンネルに挿通された内視鏡）を患者の体腔内に挿入し始めた段階では媒体が封入されていない。ＯＣＴプローブ１００先端が観察対象に到達したときに初めて媒体が封入される。術者がスイッチ１２６ａ及び１２６ｃを押下すると、図２（ａ）及び（ｂ）に示されるように、バルーン１１８及び１２０に、その一部が生体組織と密着するように媒体が封入されていく。バルーン１１８及び１２０の一部が生体組織の一部を押圧した状態で密着するため、ＯＣＴプローブ１００先端は、生体組織に対して相対的に固定された状態となる。   The balloons 118 and 120 are not sealed with a medium when the OCT probe 100 (more precisely, an endoscope in which the OCT probe 100 is inserted into the forceps channel) starts to be inserted into the body cavity of the patient. The medium is sealed only when the tip of the OCT probe 100 reaches the observation target. When the operator depresses the switches 126a and 126c, as shown in FIGS. 2 (a) and 2 (b), the medium is sealed in the balloons 118 and 120 so that a part thereof is in close contact with the living tissue. Since some of the balloons 118 and 120 are in close contact with each other while pressing a part of the living tissue, the distal end of the OCT probe 100 is fixed relative to the living tissue.

上述したように、媒体が封入されたバルーン１１８は、シース１１６から出射される測定光の光路中に配置され、シース１１６と生体組織との空間を埋めるように位置している。これに対して媒体が封入されたバルーン１２０は、ＧＲＩＮレンズ１１２や直角プリズム１１４を挟んでバルーン１１８と対向する位置に配置され、シース１１６と生体組織との空間を埋めるように位置している。   As described above, the balloon 118 encapsulating the medium is disposed in the optical path of the measurement light emitted from the sheath 116, and is positioned so as to fill the space between the sheath 116 and the living tissue. On the other hand, the balloon 120 in which the medium is sealed is disposed at a position facing the balloon 118 with the GRIN lens 112 and the right-angle prism 114 interposed therebetween, and is positioned so as to fill the space between the sheath 116 and the living tissue.

ここで、図２（ａ）及び（ｂ）に示されるように、本実施形態のＯＣＴプローブ１００は、その先端が生体組織の一部に近接するよう、バルーン１１８とバルーン１２０とがそれぞれ異なるサイズに設計されている。説明を加えると、バルーン１１８はバルーン１２０よりもサイズが小さい。従ってＯＣＴプローブ１００先端は、管腔内の径に拘わらず、バルーン１２０を介してそれと対向した生体組織と離れ、且つ、バルーン１１８を介してそれと対向した生体組織と極めて近接して位置し得る。また、バルーン１１８及びバルーン１２０により、生体組織に対して相対的に固定される。生体組織が対物光学系（ＧＲＩＮレンズ１１２及び直角プリズム１１４）に対して近接して位置するため、当該対物光学系の焦点距離が短い場合であっても生体組織内部で測定光を結像させることができ、更には、測定光が生体組織に到達するまでにそれ程減衰しない。従って生体組織内部における反射光の強度が高くなる。このため、プロセッサ３００は、Ｓ／Ｎ比の高い検出信号を取得することができ、生体組織の断層画像をモニタ４００に高画質で表示させることができる。   Here, as shown in FIGS. 2A and 2B, in the OCT probe 100 of this embodiment, the balloon 118 and the balloon 120 have different sizes so that the tip thereof is close to a part of the living tissue. Designed to. For illustration purposes, the balloon 118 is smaller in size than the balloon 120. Therefore, the distal end of the OCT probe 100 can be positioned away from the living tissue facing it via the balloon 120 and very close to the living tissue facing it via the balloon 118, regardless of the diameter in the lumen. Further, the balloon 118 and the balloon 120 are fixed relatively to the living tissue. Since the biological tissue is located close to the objective optical system (GRIN lens 112 and right-angle prism 114), the measurement light is imaged inside the biological tissue even when the focal length of the objective optical system is short. Furthermore, the measurement light does not attenuate so much until it reaches the living tissue. Therefore, the intensity of the reflected light inside the living tissue is increased. For this reason, the processor 300 can acquire a detection signal with a high S / N ratio, and can display a tomographic image of a living tissue on the monitor 400 with high image quality.

また、バルーンに対する媒体の封入量を調整することにより、観察対象の生体組織とＯＣＴプローブ１００先端との距離を微調整することができる。バルーン１１８及び１２０に媒体を十分に封入した後、複数のスイッチ１２６ａ又は１２６ｂを押下してバルーン１１８に対する媒体の封入量を微調整すると、バルーン１１８の膨らみ具合の変化に伴って、ＯＣＴプローブ１００先端と生体組織との距離が変化する。すなわちＯＣＴプローブ１００先端を生体組織により近接させることも多少距離を空けさせることもできる。これにより、対物光学系の焦点位置が微調整されるため、術者は所望の断層像を得ることができる。なお、バルーン１１８及び１２０の双方に対する媒体の封入量を微調整することにより、ＯＣＴプローブ１００先端と生体組織との距離を微調整することもできる。   Moreover, the distance between the biological tissue to be observed and the tip of the OCT probe 100 can be finely adjusted by adjusting the amount of medium enclosed in the balloon. When the medium is sufficiently enclosed in the balloons 118 and 120 and then the plurality of switches 126a or 126b are pressed to finely adjust the amount of the medium enclosed in the balloon 118, the tip of the OCT probe 100 is accompanied with a change in the degree of swelling of the balloon 118. And the distance between the living tissue changes. That is, the distal end of the OCT probe 100 can be brought closer to a living tissue, or a distance can be slightly increased. Thereby, since the focal position of the objective optical system is finely adjusted, the operator can obtain a desired tomographic image. It should be noted that the distance between the distal end of the OCT probe 100 and the living tissue can be finely adjusted by finely adjusting the amount of medium enclosed in both the balloons 118 and 120.

以上が本発明の実施形態である。本発明はこれらの実施形態に限定されるものではなく様々な範囲で変形が可能である。   The above is the embodiment of the present invention. The present invention is not limited to these embodiments and can be modified in various ranges.

本発明の実施の形態のＯＣＴシステムの構成を示したブロック図である。It is the block diagram which showed the structure of the OCT system of embodiment of this invention. 本発明の実施の形態のＯＣＴプローブの構成を示した概略図である。It is the schematic which showed the structure of the OCT probe of embodiment of this invention.

符号の説明Explanation of symbols

１０ ＯＣＴシステム
１００ ＯＣＴプローブ
１１８、１２０ バルーン
１２２、１２４ 送気・送水チャンネル
１２６ 送気・送水装置
３００ プロセッサ
４００ モニタ 10 OCT System 100 OCT Probe 118, 120 Balloon 122, 124 Air / Water Supply Channel 126 Air / Water Supply Device 300 Processor 400 Monitor

Claims (3)

管腔内の観察対象の断層像を取得するためのＯＣＴプローブにおいて、
低コヒーレント光を伝送する光ファイバと、
前記光ファイバから出射された光を該観察対象で結像させる対物光学系と、
前記光ファイバ及び前記対物光学系を覆ったシースと、
前記シースの外皮に取り付けられ、その内部に光を伝達させる媒体が封入されて、その一部が該管腔内に密着され得る二つの光伝達媒体封入手段であって、
結像光路中に配置された第一の光伝達媒体封入手段と、
前記対物光学系を挟んで前記第一の光伝達媒体封入手段と対向する位置に配置された、前記第一の光伝達媒体封入手段よりも大きいサイズの第二の光伝達媒体封入手段と、を備えたこと、を特徴とするＯＣＴプローブ。 In an OCT probe for acquiring a tomographic image of an observation object in a lumen,
An optical fiber that transmits low coherent light;
An objective optical system that forms an image of the light emitted from the optical fiber on the observation target;
A sheath covering the optical fiber and the objective optical system;
Two light transmission medium enclosing means attached to the sheath of the sheath, encapsulating a medium for transmitting light inside, and part of which can be closely adhered to the inside of the lumen;
First light transmission medium enclosing means disposed in the imaging optical path;
A second light transmission medium enclosing means having a size larger than that of the first light transmission medium enclosing means, disposed at a position facing the first light transmission medium enclosing means across the objective optical system; An OCT probe characterized by comprising. 前記二つの光伝達媒体封入手段のうちの少なくとも前記第一の光伝達媒体封入手段の内部に封入され得る媒体の量を調節するための媒体量調節手段を更に備えたこと、を特徴とする請求項１に記載のＯＣＴプローブ。   A medium amount adjusting means for adjusting the amount of medium that can be enclosed in at least the first light transmission medium enclosing means of the two light transmission medium enclosing means is further provided. Item 4. The OCT probe according to Item 1. 管腔内の観察対象の断層像を取得して画像化するＯＣＴシステムにおいて、
請求項１又は請求項２の何れかに記載のＯＣＴプローブと、
前記光ファイバにより伝送された該観察対象からの反射光を処理して所定の信号に変換する信号処理手段と、
該所定の信号に基づいて該断層画像を表示する表示手段と、を備えたこと、を特徴とするＯＣＴシステム。 In an OCT system that acquires and images a tomographic image of an observation target in a lumen,
The OCT probe according to claim 1 or 2, and
Signal processing means for processing reflected light from the observation object transmitted by the optical fiber and converting it into a predetermined signal;
An OCT system comprising: display means for displaying the tomographic image based on the predetermined signal.
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010284503A (en) * 2009-03-02 2010-12-24 Olympus Corp Endoscope
US8348891B2 (en) 2009-09-22 2013-01-08 Olympus Corporation Surgical method and medical device
US8747297B2 (en) 2009-03-02 2014-06-10 Olympus Corporation Endoscopic heart surgery method
US8808173B2 (en) 2009-09-22 2014-08-19 Olympus Corporation Space ensuring device

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05293077A (en) * 1992-04-20 1993-11-09 Olympus Optical Co Ltd Intraluminal inserting apparatus
JPH06285068A (en) * 1993-04-01 1994-10-11 Olympus Optical Co Ltd Baloon sheath for ultrasonic probe
JP2000503237A (en) * 1996-02-27 2000-03-21 マサチューセッツ インスティテュート オブ テクノロジー Method and apparatus for making optical measurements using fiber optic imaging guidewires, catheters or endoscopes
JP2000232981A (en) * 1999-02-15 2000-08-29 Olympus Optical Co Ltd Puncture ultrasonic endoscope device for lumen and balloon catheter for ultrasonic endoscope
JP2000329534A (en) * 1999-05-18 2000-11-30 Olympus Optical Co Ltd Optical imaging apparatus

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05293077A (en) * 1992-04-20 1993-11-09 Olympus Optical Co Ltd Intraluminal inserting apparatus
JPH06285068A (en) * 1993-04-01 1994-10-11 Olympus Optical Co Ltd Baloon sheath for ultrasonic probe
JP2000503237A (en) * 1996-02-27 2000-03-21 マサチューセッツ インスティテュート オブ テクノロジー Method and apparatus for making optical measurements using fiber optic imaging guidewires, catheters or endoscopes
JP2000232981A (en) * 1999-02-15 2000-08-29 Olympus Optical Co Ltd Puncture ultrasonic endoscope device for lumen and balloon catheter for ultrasonic endoscope
JP2000329534A (en) * 1999-05-18 2000-11-30 Olympus Optical Co Ltd Optical imaging apparatus

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010284503A (en) * 2009-03-02 2010-12-24 Olympus Corp Endoscope
WO2011036976A1 (en) * 2009-03-02 2011-03-31 オリンパス株式会社 Endoscope
US8747297B2 (en) 2009-03-02 2014-06-10 Olympus Corporation Endoscopic heart surgery method
US8900123B2 (en) 2009-03-02 2014-12-02 Olympus Corporation Endoscopy method and endoscope
US8348891B2 (en) 2009-09-22 2013-01-08 Olympus Corporation Surgical method and medical device
US8808173B2 (en) 2009-09-22 2014-08-19 Olympus Corporation Space ensuring device

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