JP4149279B2 - Scanning optical system and endoscope probe - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、光走査型共焦点光学装置に関し、特に生体を生体内で観察するのに適した走査型光学系および内視鏡プローブに関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、生体内の組織や細胞の様子を生体内で観察できる手段として、例えば、先端に、走査型共焦点光学系が組み込まれたプローブ（内視鏡）を人体に挿入し、内臓の細胞等を直接観察する装置が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。また、共焦点光学系において被写体上の集光位置を走査する方法としては、光ファイバを動かす方法や光ファイバと集光光学系とを一体化して走査する走査手段により、集光位置を走査する方法およびミラーを揺動させる方法などが提案されている（例えば、特許文献２参照。）。このうち、ミラーを揺動させる方法は、走査速度が速く、しかも小型化が可能であるという利点を有している。
【０００３】
【特許文献１】
米国特許第５１２０９５３号明細書（第１−５頁、第１図）
【特許文献２】
特開２０００−１７１７２６号公報（第２−７頁、第１図）
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、被写体表面からより深い場所を観察するためには、光学系の先端部と集光位置との距離（以下、ＷＤという。）が１００μｍ以上であることが望ましい。また、生体細胞等は、細胞が立体的に重なっている構造となっているため、被写体表面からより深い場所を観察するためには深さ方向の分解能を高めて、集光点以外の不要な光を排除する効果、すなわち、セクショニング効果を高める必要がある。そのためには、集光光学系の被写体側の開口数（以下、ＮＡという。）を大きくすればよいが、鮮明な画像を得るためには、ＮＡを０．５５以上とすることが必要である。
【０００５】
ところが、従来提案されている光学系のように、集光光学系を一枚のレンズで構成した場合には、軸外の光の収差を補正できないために、ＮＡやＷＤを大きくすることができない。一方で、集光光学系を複数のレンズで構成すれば、高いＮＡを有する光学系を構成することができるが、光学系の全長が長くなり、観察の際に内視鏡を湾曲させることができない等の問題がある。
【０００６】
そこで、本発明は、上述した問題点に鑑みてなされたものであって、光学系の全長が短く、かつ、高い開口数と大きな作動距離を有する生体の細胞観察に適した走査型光学系および内視鏡プローブを提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決するため、本発明は、以下の手段を提案している。
請求項１に係る発明は、光ファイバと、該光ファイバからの光を被写体に集光する集光光学系と、該集光光学系に入射する光束の角度を反射面の角度に応じて変化させる光走査手段とを有する走査型光学系であって、前記集光光学系が前記光ファイバの射出端に対して、第１レンズと第２レンズとを備えるとともに、該第１レンズが前記光ファイバの射出端に対向する面に非球面形状を備えた両凸レンズであり、前記第２レンズが前記第１レンズに対向する面に凸面を備えた正レンズであり、かつ、前記集光光学系は被写体側の開口数を０．５５以上とする液浸光学系である走査型光学系を提案している。
【０００８】
この発明によれば、第１レンズの両面と第２レンズの一方の面の形状を凸形状とし、正のパワーを持たせたため、レンズ１枚の構成に比べて、パワーを分散させることにより、収差の発生量を少なく抑えることができる。具体的には、第１レンズの光ファイバの射出端に対向する面を非球面とすることにより、第１レンズの被写体側で発生する球面収差およびコマ収差を補正することができる。また、第２レンズの第１レンズに対向する面を凸面にすることにより、収差の発生を少なく抑えることができる。
また、集光光学系の被写体側の開口数を０．５５以上としたことから、鮮明な生体細胞画像を得ることができる。また、集光光学系を液浸光学系としたことから、ＷＤが大きく、Ｓ／Ｎ比の高い信号が得られる光学系を構成することができる。
【００１１】
請求項２に係る発明は、請求項１に記載された走査型光学系について、前記第２レンズが前記第１レンズに対向する面に備えた凸面の曲率半径Ｒ_２が、以下の条件を満足する走査型光学系を提案している。
０．９≦｜Ｒ_２｜（１＋１／ｎ_２）／（ｎ_２／Ａ＋Ｄ_２）≦１．９ （１）
ただし、Ａ＝（ｎ_２−ｎ_３）／Ｒ_１＋ｎ_３／ＷＤであり、ｎ_２は、第２レンズの屈折率、ｎ_３は、集光位置と第２レンズの間にある媒質の屈折率である。また、Ｒ_１は、第２レンズの被写体側の曲率半径（被写体側が凹の場合を正、凸の場合を負とする）、Ｄ_２は、第２レンズの光軸上の厚さ、ＷＤは、第２レンズの被写体側と集光点の間の距離である。
【００１２】
この発明によれば、第２レンズの第１レンズに対向する面に備えた凸面の曲率半径Ｒ₂が上記の条件を満足することにより、第２レンズの被写体側で発生するコマ収差をキャンセルし、第２レンズ全体の収差発生量を小さくすることができる。また、同時に、第２レンズの凸面側での球面収差の発生を抑えることができる。
【００１３】
請求項３に係る発明は、請求項１または請求項２に記載された走査型光学系について、前記光走査手段が揺動可能な反射面を有し、該反射面の位置が、以下の条件を満足する走査型光学系を提案している。
１＜｜Ｌ／Ｆ｜＜２．５ （２）
ただし、Ｌは、集光光学系の光ファイバの端面側の焦点位置と揺動可能な反射面の中心の間の距離、Ｆは、集光光学系の空気中での焦点距離である。
【００１４】
この発明によれば、上記条件を満足することにより、第１レンズと反射面走査ミラーとの距離が物理的に配置可能な程度に保たれる。また、第１レンズおよび第２レンズに入射する光束径を最適化することができる。さらに、走査ミラーを走査したときに、軸外主光線が物体に入射する角度を最適化することができる。
【００１５】
請求項４に係る発明は、請求項３に記載された走査型光学系について、固定反射面を有し、前記揺動可能な反射面と該固定反射面とが前記光ファイバから射出される光束に対して傾いて配置されており、前記光ファイバの端面から前記第２レンズの被写体側の面までの距離が５ｍｍ以下である走査型光学系を提案している。
【００１６】
この発明によれば、揺動可能な反射面と固定反射面との組み合わせにより、全長の短い直視型の光学系を構成することができる。また、揺動可能な反射面と固定反射面に光が曲がって入射するため、反射面で反射する光がピンホールに戻らず、ノイズの発生を抑制できる。
【００１７】
請求項５に係る発明は、請求項４に記載された走査型光学系について、前記揺動可能な反射面の形状が、光軸に対して該反射面が傾いている方向と長軸の方向とが一致している楕円形状である走査型光学系を提案している。
【００１８】
この発明によれば、揺動可能な反射面の形状が楕円形状であるため、揺動可能な反射面が光軸に対して傾いても、集光光学系に入射する光束がほぼ円に近くなり、縦方向と横方向の解像度の差を小さくすることができる。
【００１９】
請求項６に係る発明は、請求項４または請求項５に記載された走査型光学系について、前記固定反射面の少なくとも１つが前記第１レンズと一体である走査光学系を提案している。
この発明によれば、固定反射面の少なくとも１つを第１レンズと一体化したため、部品点数を削減し、光学系全体の外径を小さくすることができる。
【００２０】
請求項７に係る発明は、請求項１から請求項６のいずれかに記載された走査型光学系について、前記第１レンズの前記光ファイバの射出端に対向する面の形状が、光軸からの距離に応じて曲率半径が大きくなる非球面形状である走査型光学系を提案している。
この発明によれば、第１レンズの光ファイバの射出端に対向する面の形状を光軸からの距離に応じて曲率半径が大きくなる非球面形状としたことから、第１レンズの被写体側で発生する球面収差、コマ収差を光ファイバ側で補正することができる。
【００２１】
請求項８に係る発明は、請求項１から請求項７のいずれかに記載された走査型光学系について、前記第２レンズの被写体に対向する面の形状が平面である走査型光学系を提案している。
この発明によれば、第２レンズの被写体に対向する面の形状が平面であることから、被写体に密着させやすく、生体表面の平坦度により生ずる収差の発生を抑制することができる。
【００２２】
請求項９に係る発明は、請求項１から請求項７のいずれかに記載された走査型光学系について、前記第２レンズの被写体に対向する面の形状が凹面である走査型光学系を提案している。
この発明によれば、第２レンズの被写体に対向する面の形状が凹面であることから、球面収差およびコマ収差の発生を抑制することができる。また、第２レンズの被写体側の面頂と集光位置の距離を大きくすることができる。
【００２３】
請求項１０に係る発明は、請求項１から請求項９に記載された走査型光学系を先端部に備えた内視鏡プローブを提案している。
この発明によれば、全長が短く、高い解像度を有する内視鏡プローブを構成することができるため、内視鏡の鉗子口を通じて生体内部の拡大像や細胞像を観察することができる。
【００２４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態に係る走査型光学系について図１から図１２を参照して詳細に説明する。
本発明の実施形態に係る走査型光学系を含む光学装置は、図１に示すように、モニタ１と、プロセッサ２と、光源３と、光検出部４と、光カップラ５と、光ファイバ６と、プローブ７と、プローブ先端部８とから構成されている。
【００２５】
モニタ１は、被写体の様子を画像情報として表示する表示装置であり、プロセッサ２は、後述する光検出手段３からの電気信号を画像情報に変換し、これをモニタ１に出力する役割を果たす情報処理装置である。光源３には、例えば、レーザーダイオードが用いられる。光源３からの光は、光ファイバ６を介して、プローブ先端部８に導かれる。光検出部４は、後述するプローブ先端部８からの反射光を光の強度として検出し、これを電気信号に変換してプロセッサ２に出力する。なお、光検出部４としては、フォトマルチプライヤーやアバランシェ・フォトダイオード、フォトダイオード等のいずれでもよい。
【００２６】
光ファイバカップラ５は、光源３からの光を２つの方向に分岐するとともに、プローブ先端部８からの戻り光を光検出部４に導く役割を有する。なお、同様の作用を有するものとして、これに代えてビームスプリッタを用いてもよい。プローブ７は、走査型光学系を収納するプローブ先端部８を有し、例えば、図２に示すようなチャンネル９と呼ばれる小孔を通して生体の観察を行う。また、プローブ７自身を直接体内に挿入して用いられる場合もある。なお、プローブ先端部８に収納されている走査型光学系については、以下、実施形態の中で、その詳細について説明する。
【００２７】
次に、光の進む方向にしたがって、本システムの作用について、図１を用いて説明する。まず、光源３から射出された光は、光ファイバ６を介して光カップラ５に入る。なお、光源は、半導体レーザでなくてもよいが、その波長は、６００ｎｍから１３５０ｎｍであることが望ましい。光源３からの光は、ここで２つの方向に分岐されて、その一部が再び光ファイバ６を介してプローブ先端部８に配置された走査型光学系に入る。走査型光学系では、光源３からの光が反射、集光された後、被写体である生体に向けて照射される。被写体で反射した戻り光は、先程と同様の経路をたどり、光カップラ５に入り、ここで光検出手段４に導かれる。
【００２８】
光検出部４は、上述のように、戻り光の光強度を検出し、これを電気信号に変換した後、プロセッサ２に出力する。プロセッサ２は、入力された電気信号を処理してこれを画像情報とした後、これをモニタ１に出力して、観察画像を表示する。なお、上記方法に関わらず、コヒーレンス長１００μｍ以下のＳＬＤ（ＳＬＤ：Super Luminescent Diode）等の低コヒーレンス光源を用いて、信号側と参照側との光路長がコヒーレンス長内で一致したときだけ干渉信号が得られるような、いわゆる、光の干渉を利用した検出方法を用いてもよい。
【００２９】
実際に、生体細胞等を観察する場合には、図２に示すように、内視鏡のチャネル（鉗子口）９にプローブ７を通し、プローブ先端部８を生体１３にほぼ密着させた状態で行う。このとき、プローブ先端部８を生体１３に押し当てると、画像のぶれが少ない安定した画像を得ることができる。なお、生体細胞等の観察にあたっては、事前に、通常の内視鏡でプローブの位置を確認した上、見たい場所を特定してから行う。
【００３０】
次に、図３から図７を用いて、本発明の第１の実施形態に係る走査型光学系について説明する。
本実施形態に係る走査型光学は、図３に示すように、光ファイバ６と、走査ミラー１４と、集光光学系１７を構成する第１レンズ１５と、第２レンズ１６と、固定ミラー１８とから構成されている。
【００３１】
走査ミラー１４は、揺動可能な構造を有しており、光の反射方向を変化させることのできる光学素子である。走査ミラー１４は、例えば、マイクロマシン技術を使用して製作されるジンバル構造のマイクロミラーであって、ジンバル構造によって駆動可能に支持されるとともに、静電気などを利用して駆動される。すなわち、制御電圧を印加することにより、走査ミラー１４の角度が変わり、これに応じて、光の反射方向が変化することにより、集光位置が走査される（図５参照）。
本実施形態においては、走査ミラー１４の平衡位置に対する振れ角を、縦方向および横方向、それぞれ±３度と設定すると、集光位置において、１００μｍ×１００μｍの範囲を二次元で走査することができる。
【００３２】
図６は、走査ミラー１４が平衡位置から傾いたときの光路を示したものである。この図と図３を比較して見れば、集光位置がずれていることがわかる。走査ミラー１４は、平衡位置でのミラー面の法線方向が集光光学系の光軸に対して、２５度傾くように取り付けられている。したがって、走査ミラー１４が揺動しても、走査ミラー１４に入射する光が、ミラー面に対して垂直になることがないため、走査ミラー１４で反射した光が光ファイバ６に戻ることはない。
【００３３】
集光光学系１７は、第１レンズ１５と第２レンズ１６とから構成されている。第１レンズ１５は、両面を非球面の凸レンズとした両凸レンズであり、第２レンズ１６は、第１レンズに対向する面が凹面、もう一方の面が平面である平凸レンズである。したがって、各面でのパワーを分散させて、収差の発生を抑制する光学系が構成される。また、第１レンズ１５は、図４に示すような、光束が通る部分に開口部を有し、光軸に対して垂直な面と傾いた面とを有する保持部材の内部に固定されて配置されている。この保持部材の光軸に対して傾いた面には、開口部を除く部分に反射コーティングが施されており、固定ミラー１８としての機能を有している。保持部材の光軸に対して垂直な面は、第２レンズ１６を保持する部材の垂直な面と接するように構成されているため、第１レンズ１５および第２レンズ１６の位置精度を維持しつつ、組立容易な構造となっている。
【００３４】
第１レンズ１５は、正の屈折力を持った両面非球面の両凸レンズであり、しかも、非球面形状は、光軸から遠ざかるにつれて、曲率半径が大きくなる形状を有しているため、被写体側で発生する球面収差およびコマ収差を光ファイバ側の面で効果的に補正することができる。また、第２レンズ１６は、被写体側を平面とした平凸レンズであるため、生体（被写体）１３に密着させやすく、第２レンズ１６を生体（被写体）１３に密着させて、平坦にすることによって、生体表面での収差の発生を抑制することができる。
【００３５】
なお、第１レンズ１５および第２レンズ１６の表面には反射防止膜がコーティングされており、これらのレンズで反射した光がノイズになるのを防止している。本実施形態においては、第１レンズ１５の両面と、第２レンズ１６の凸面には、膜厚λ／４（λは、光源の波長を示す。）のＭｇＦ₂がコーティングされている。また、第２レンズ１６の平面には、第２レンズ１６と集光点の間が水で満たされていたときに反射率が小さくなるよう、膜厚λ／４のＡｌ₂Ｏ₃がコーティングされている。これにより、各面での反射率を０．１％にすることができる。
【００３６】
本実施形態においては、第２レンズ１６と被写体１３の間を水に浸した水浸設計が施されている。これは、ＮＡが高く外径が小さい光学系では、ＷＤを小さくせざるを得ないことと関連している。つまり、光学系が水浸設計ではなく、第２レンズ１６と被写体１３との間が空気で、ＷＤが小さいと、生体の粘液等が最外面の光学素子と生体表面との間に入り込みやすく、最外面の光学素子の表面に水滴等が部分的に付着すると、その部分の光学特性が変化し、安定的に画像が得られないという不具合が生ずるからである。
【００３７】
また、第２レンズ１６と被写体１３との間が空気であると、生体表面と空気との屈折率の差から、生体表面での光の反射が強くなるため、生体内部の細胞等の観察がしずらくなる。さらに、最外面の光学素子と空気との屈折率の差が大きいため、球面収差やコマ収差の発生量が大きくなる。ところが、水浸設計を用いると、水と生体表面での屈折率の差が小さいために、上記のような問題を解消することができる。したがって、第２レンズ１６と被写体１３の間を水に浸した水浸設計にすることにより、収差の少ない高分解能の生体内部の画像が安定的に得られるようになる。
【００３８】
次に、条件式について説明する。
本実施形態における走査型光学系において、所望の目的を達成するためには、第２レンズ１６が第１レンズ１５に対向する面に備えた凸面の曲率半径Ｒ₂が、以下の条件を満足することが望ましい。
０．９≦｜Ｒ₂｜（１＋１／ｎ₂）／（ｎ₂／Ａ＋Ｄ₂）≦１．９ （１）
ただし、Ａ＝（ｎ₂−ｎ₃）／Ｒ₁＋ｎ₃／ＷＤ であり、ｎ₂は、第２レンズ１６の屈折率、ｎ₃は、集光位置と第２レンズ１６の間にある媒質の屈折率である。また、Ｒ₁は、第２レンズ１６の被写体側の曲率半径（被写体側が凹の場合を正、凸の場合を負とする）、Ｄ₂は、第２レンズ１６の光軸上の厚さ、ＷＤは、第２レンズ１６の被写体側と集光点の間の距離である。
【００３９】
この条件式は、第２レンズ１６の被写体側で発生するコマ収差をキャンセルし、第２レンズ１６全体の収差の発生量を小さく抑えると同時に、第２レンズ１６の凸面側での球面収差の発生を抑制するための条件を示している。したがって、この条件式を満足できないと、第２レンズ１６で発生するコマ収差を第１レンズ１５だけではキャンセルできなくなり、第２レンズ１６の第１レンズ１５側で発生した球面収差も他の面ではキャンセルできなくなる。
【００４０】
また、走査ミラー１４と集光光学系１７との位置関係は、以下のようにすることが望ましい。
１＜｜Ｌ／Ｆ｜＜２．５
ただし、Ｌは、集光光学系１７の光ファイバの端面側の焦点位置と揺動可能な反射面の中心の間の距離、Ｆは、集光光学系１７の空気中での焦点距離である。
【００４１】
｜Ｌ／Ｆ｜が１よりも大きいと、第１レンズ１５と走査ミラー１４との距離を十分に確保できるので、走査ミラー１４や固定ミラー１８を物理的に配置することができる。また、｜Ｌ／Ｆ｜を２．５よりも小さくすることにより、第１レンズ１５および第２レンズ１６の外径を大きくする必要がない。このため、内視鏡のチャンネル９に挿入するプローブ７に用いる光学系としては好ましい。また、｜Ｌ／Ｆ｜を２．５よりも小さくすることで、走査ミラー１４を走査したとき、軸外主光線が物体に入射する角度が大きくなりすぎるのを防止することができる。したがって、０．５５以上の高い開口数を有し、しかも、スルーレート比で９０％以上の高性能な光学系を構成するためには、上記、２つの条件を満足する光学系にすることが必要となる。なお、本実施形態においては、開口数（ＮＡ）が、紙面鉛直側と紙面方向とで異なっているが、ここでいう開口数とは、それらの相乗平均をとった値とする。（本実施形態においては、ＮＡ＝０．５６である。）
【００４２】
図７および表１から表３は、本実施形態における走査型光学系の具体的な数値をしめしたものである。図７において、ｒ1、ｒ2、・・・は、光ファイバ側から示した各光学素子の面の曲率半径（非球面の場合は、近軸曲率半径）を、ｄ1、ｄ2、・・・は、光ファイバ側から示した各光学素子の光軸上での面間隔を、ｎｄ1、ｎｄ2は、第１レンズ、第２レンズのｄ線での屈折率を、νｄ1、νｄ2は、第１レンズ、第２レンズのｄ線でのアッベ数を、ｎｄ3、νｄ3は、被写体のｄ線の屈折率およびアッベ数を示している。なお、ｒ１、ｒ2・・・及びｄ1、ｄ2・・・の単位はｍｍである。また、非球面は以下の式で定義される。
ｘ＝（ｓ²／ｒ）／{１＋√（１−（１＋ｋ）（ｓ²／ｒ²））}＋Ａ₄Ｓ⁴＋Ａ₆Ｓ⁶＋Ａ₈Ｓ⁸＋Ａ₁₀Ｓ¹⁰
ただし、ｓ²＝ｙ²＋ｚ²、ｒは近軸曲率半径、ｋは円錐係数、Ａ₄、Ａ₆、Ａ₈、Ａ₁₀はそれぞれ４次、６次、８次、１０次の非球面係数である。
【表１】

【表２】

【表３】

【００４３】
次に、本発明の第２の実施形態について、図８、図９および表４から表６を用いて説明する。
本実施形態は、第１の実施形態に対して、被写体側の開口数を高くして、高分解能化を図ったものである。表４から表６に示した設計値においては、ＮＡ＝０．６５、ＷＤ＝１００μｍとなっている。具体的な構成としては、走査ミラー１４の有効部（光を反射するために、金属コートをしている部分）を、図９に示すように、楕円形状としている。
【表４】

【表５】

【表６】

【００４４】
走査ミラー１４の有効部を楕円形状とすることにより、紙面水平方向と垂直方向の開口数とを同じにすることができる効果がある。なお、楕円の長軸側の径と短軸側の径の比率は、以下のようにすることが望ましい。
短軸側の径＝（長軸側の径）×ｃｏｓθ
ここで、θは、集光光学系の光軸に対する走査ミラー面（平衡位置）の傾きである。上記のような構成とすることにより、本実施形態においても、スルーレート比９０％以上の高性能な光学系を実現することができる。
【００４５】
次に、本発明の第３の実施形態について、図１０、図１１および表７から表９を用いて説明する。
本実施形態は、第２の実施形態に対して、光ファイバ６の軸が集光光学系１７の光軸と平行になるように配置されている。これにより、光ファイバ６を固定する部材の加工が容易になるという効果がある。また、本実施形態においては、光ファイバ６端面の角度が、集光光学系１７の光軸に対して、８°傾いて配置されている。これによって、光ファイバ６端面での反射光が光検出部４側に戻るのを防止し、ＳＮ比を高くすることができる。
【００４６】
さらに、本実施形態においては、第１レンズ１５の下部に固定ミラー１８を設けることにより、第１レンズ１５と固定ミラー１８とを一体化している。具体的には、集光光学系１７の光軸に対する固定ミラー１８の角度を２３°に設定している。この値は、光ファイバ６から射出される光の方向を考慮して求められたものである。こうした構成にすることにより、部品点数を減少でき、光学系全体の外径を小さくできるという効果がある。また、部品点数が減少するため、組立性が向上するという効果もある。表７から表９に示すように、本実施形態においては、上記の構成をとることにより、高い開口数（ＮＡ＝０．６６）で、９０％以上のスルーレートを有する高性能な光学系を構成することができる。
【表７】

【表８】

【表９】

【００４７】
次に、本発明の第４の実施形態について、図１２および表１０から表１２を用いて説明する。
本実施形態は、第１の実施形態に対して、第２レンズ１６の被写体側が凹面となっている。第２レンズ１６の形状をこのようにすることにより、球面収差の発生を小さくできるという効果がある。また、第２レンズ１６の被写体側の面頂と集光位置との距離（ＷＤ：作動距離）を約４００μｍと大きくすることができるという効果がある。表１０から表１２に示すように、本実施形態においては、上記の構成をとることにより、高い開口数（ＮＡ＝０．５６）で、９０％以上のスルーレートを有する高性能な光学系を構成することができる。
【表１０】

【表１１】

【表１２】

【００４８】
【発明の効果】
以上のように、この発明によれば、全長が短く、高い開口数を持ち、さらに作動距離の大きい走査型光学系および内視鏡プローブを構成することができるという効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の実施形態に係る走査型光学系を含む光学装置の構成図である。
【図２】 直視型内視鏡の構造図である。
【図３】 本発明の第１の実施形態に係る走査型光学系の断面図である。
【図４】 本発明の第１の実施形態に係る第１レンズの保持部材の構造図である。
【図５】 本発明の第１の実施形態に係る走査ミラーの構造図である。
【図６】 本発明の第１の実施形態に係る走査ミラーを走査した場合の光束の様子を示した図である。
【図７】 本発明の第１の実施形態に係る表１から表３の内容を説明するための図である。
【図８】 本発明の第２の実施形態に係る表４から表６の内容を説明するための図である。
【図９】 本発明の第２の実施形態に係る走査ミラーの構造図である。
【図１０】 本発明の第３の実施形態に係る表７から表９の内容を説明するための図である。
【図１１】 本発明の第３の実施形態に係る第１レンズの構造図である。
【図１２】 本発明の第４の実施形態に係る表１０から表１２の内容を説明するための図である。
【符号の説明】
１・・・モニタ、２・・・プロセッサ、３・・・光源、４・・・光検出部、５・・・光カップラ、６・・・光ファイバ、７・・・プローブ、８・・・プローブ先端部、９・・・チャンネル、１０・・・直視型内視鏡、１１・・・対物レンズ、１２・・・照明レンズ、１３・・・生体（被写体）、１４・・・走査ミラー、１５・・・第１レンズ、１６・・・第２レンズ、１７・・・集光光学系、１８・・・固定ミラー、１９・・・光透過部（開口）[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an optical scanning confocal optical device, and more particularly to a scanning optical system and an endoscope probe suitable for observing a living body in a living body.
[0002]
[Prior art]
In recent years, as a means for observing the state of tissues and cells in a living body, for example, a probe (endoscope) incorporating a scanning confocal optical system at the tip is inserted into a human body, visceral cells, etc. Has been proposed (for example, see Patent Document 1). Further, as a method of scanning the condensing position on the subject in the confocal optical system, the condensing position is scanned by a method of moving the optical fiber or a scanning unit that scans the optical fiber and the condensing optical system integrally. A method and a method of swinging a mirror have been proposed (see, for example, Patent Document 2). Among these methods, the method of swinging the mirror has an advantage that the scanning speed is high and the size can be reduced.
[0003]
[Patent Document 1]
US Pat. No. 5,120,953 (page 1-5, FIG. 1)
[Patent Document 2]
JP 2000-171726 A (page 2-7, FIG. 1)
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
However, in order to observe a deeper place from the subject surface, it is desirable that the distance (hereinafter referred to as WD) between the tip of the optical system and the condensing position is 100 μm or more. In addition, since living cells have a structure in which cells are three-dimensionally overlapped, in order to observe a deeper place from the surface of the subject, the resolution in the depth direction is increased, and there is no need for anything other than the focal point. It is necessary to enhance the effect of eliminating light, that is, the sectioning effect. For that purpose, the numerical aperture (hereinafter referred to as NA) on the subject side of the condensing optical system may be increased. However, in order to obtain a clear image, it is necessary to set NA to 0.55 or more. .
[0005]
However, when the condensing optical system is composed of a single lens as in the conventionally proposed optical system, the NA and WD cannot be increased because the aberration of off-axis light cannot be corrected. . On the other hand, if the condensing optical system is configured with a plurality of lenses, an optical system having a high NA can be configured. However, the total length of the optical system is increased, and the endoscope can be bent during observation. There are problems such as being unable to do so.
[0006]
The present invention, which was made in view of the above problems, short total length of the optical system, and scanning optical system suitable for cell observation of a living body having a large working distance and high numerical aperture and An object is to provide an endoscopic probe .
[0007]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, the present invention proposes the following means.
The invention according to claim 1 is an optical fiber, a condensing optical system for condensing light from the optical fiber on a subject, and an angle of a light beam incident on the condensing optical system is changed according to an angle of a reflecting surface. Scanning optical system having optical scanning means for causing the condensing optical system to include a first lens and a second lens with respect to an exit end of the optical fiber, and the first lens is the light a biconvex lens having an aspheric shape to a surface facing the exit end of the fiber, Ri positive lens der the second lens with a convex surface on the surface facing the first lens and the light converging optical system proposes immersion optics der Ru scanning optical system to the numerical aperture on the object side 0.55 or more.
[0008]
According to this invention, since the shape of both surfaces of the first lens and one surface of the second lens is a convex shape and has a positive power, by dispersing the power compared to the configuration of one lens, It is possible to reduce the amount of aberration generated. Specifically, by making the surface of the first lens facing the exit end of the optical fiber an aspherical surface, spherical aberration and coma aberration generated on the subject side of the first lens can be corrected. Further, by making the surface of the second lens facing the first lens convex, it is possible to suppress the occurrence of aberration.
In addition, since the numerical aperture on the subject side of the condensing optical system is 0.55 or more, a clear biological cell image can be obtained. In addition, since the condensing optical system is an immersion optical system, an optical system having a large WD and a signal having a high S / N ratio can be configured.
[0011]
Invention, information for an scanning optical system according to claim 1, wherein the second lens has a radius of curvature R ₂ of the convex surface with the the surface facing the first lens, satisfies the following conditions according to claim 2 A scanning optical system is proposed.
0.9 ≦ | R ₂ | (1 + 1 / n ₂ ) / (n ₂ / A + D ₂ ) ≦ 1.9 (1)
However, A = (n ₂ −n ₃ ) / R ₁ + n ₃ / WD, n ₂ is the refractive index of the second lens, and n ₃ is the refraction of the medium between the condensing position and the second lens. Rate. R ₁ is the radius of curvature of the second lens on the subject side (positive when the subject side is concave and negative when convex), D ₂ is the thickness of the second lens on the optical axis, and WD is , The distance between the subject side of the second lens and the focusing point.
[0012]
According to the present invention, the coma aberration generated on the subject side of the second lens is canceled by the curvature radius R ₂ of the convex surface provided on the surface of the second lens facing the first lens satisfying the above condition. The amount of aberration generated in the entire second lens can be reduced. At the same time, the occurrence of spherical aberration on the convex surface side of the second lens can be suppressed.
[0013]
According to a third aspect of the present invention, there is provided a scanning optical system according to the first or second aspect, wherein the optical scanning means has a reflecting surface that can be swung, and the position of the reflecting surface is as follows. A scanning optical system satisfying the above has been proposed.
1 <| L / F | <2.5 (2)
Here, L is the distance between the focal position on the end face side of the optical fiber of the condensing optical system and the center of the swingable reflecting surface, and F is the focal distance of the condensing optical system in the air.
[0014]
According to the present invention, by satisfying the above condition, the distance between the first lens and the reflecting surface scanning mirror can be kept at a level that can be physically arranged. In addition, the diameter of the light beam incident on the first lens and the second lens can be optimized. Furthermore, it is possible to optimize the angle at which the off-axis principal ray is incident on the object when the scanning mirror is scanned.
[0015]
Invention, the scanning optical system of claim 3, having a fixed reflection surface, the light beam and the swingable reflecting surface and said fixed reflection surface is emitted from the optical fiber according to claim 4 A scanning optical system is proposed in which the distance from the end face of the optical fiber to the subject side surface of the second lens is 5 mm or less.
[0016]
According to the present invention, a direct-view optical system with a short overall length can be configured by a combination of a swingable reflecting surface and a fixed reflecting surface. In addition, since the light is bent and incident on the swingable reflection surface and the fixed reflection surface, the light reflected by the reflection surface does not return to the pinhole, and noise can be suppressed.
[0017]
According to a fifth aspect of the present invention, in the scanning optical system according to the fourth aspect, the shape of the oscillating reflecting surface is such that the reflecting surface is inclined with respect to the optical axis and a major axis direction. We propose a scanning optical system that has an elliptical shape that coincides with.
[0018]
According to the present invention, since the shape of the oscillating reflecting surface is elliptical, even if the oscillating reflecting surface is tilted with respect to the optical axis, the light beam incident on the condensing optical system is almost a circle. Thus, the difference in resolution between the vertical direction and the horizontal direction can be reduced.
[0019]
The invention according to claim 6 proposes a scanning optical system in which at least one of the fixed reflecting surfaces is integrated with the first lens in the scanning optical system according to claim 4 or claim 5 .
According to this invention, since at least one of the fixed reflecting surfaces is integrated with the first lens, the number of parts can be reduced and the outer diameter of the entire optical system can be reduced.
[0020]
According to a seventh aspect of the present invention, in the scanning optical system according to any one of the first to sixth aspects, the shape of the surface of the first lens facing the emission end of the optical fiber is from the optical axis. A scanning optical system having an aspherical shape in which the radius of curvature increases with the distance is proposed.
According to the present invention, since the shape of the surface of the first lens that faces the exit end of the optical fiber is an aspherical shape with a radius of curvature that increases in accordance with the distance from the optical axis, on the subject side of the first lens. The generated spherical aberration and coma aberration can be corrected on the optical fiber side.
[0021]
The invention according to claim 8 proposes the scanning optical system according to any one of claims 1 to 7 , wherein the shape of the surface of the second lens facing the subject is a flat surface. is doing.
According to the present invention, since the shape of the surface of the second lens facing the subject is a flat surface, the second lens can be easily brought into close contact with the subject, and the occurrence of aberration caused by the flatness of the surface of the living body can be suppressed.
[0022]
The invention according to claim 9 proposes a scanning optical system in which the shape of the surface of the second lens facing the subject is a concave surface with respect to the scanning optical system according to any one of claims 1 to 7. is doing.
According to this invention, since the shape of the surface of the second lens facing the subject is a concave surface, it is possible to suppress the occurrence of spherical aberration and coma aberration. In addition, the distance between the top of the second lens on the subject side and the condensing position can be increased.
[0023]
The invention according to claim 1 0, proposes an endoscopic probe with the tip of a scanning optical system described in claims 1 to claim 9.
According to the present invention, since an endoscope probe having a short overall length and high resolution can be configured, an enlarged image and a cell image inside the living body can be observed through the forceps opening of the endoscope.
[0024]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, a scanning optical system according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to FIGS.
As shown in FIG. 1, an optical apparatus including a scanning optical system according to an embodiment of the present invention includes a monitor 1, a processor 2, a light source 3, a light detection unit 4, an optical coupler 5, and an optical fiber 6. And a probe 7 and a probe tip 8.
[0025]
The monitor 1 is a display device that displays the state of the subject as image information, and the processor 2 converts information of an electrical signal from a light detection means 3 (to be described later) into image information and plays a role of outputting it to the monitor 1. It is a processing device. For the light source 3, for example, a laser diode is used. Light from the light source 3 is guided to the probe tip 8 via the optical fiber 6. The light detection unit 4 detects reflected light from a probe tip 8 described later as light intensity, converts it into an electrical signal, and outputs it to the processor 2. Note that the light detection unit 4 may be any of a photomultiplier, an avalanche photodiode, a photodiode, and the like.
[0026]
The optical fiber coupler 5 has a function of branching light from the light source 3 in two directions and guiding return light from the probe tip 8 to the light detection unit 4. It should be noted that a beam splitter may be used instead of this as having the same function. The probe 7 has a probe tip 8 that houses the scanning optical system, and observes a living body through a small hole called a channel 9 as shown in FIG. 2, for example. In some cases, the probe 7 itself is directly inserted into the body. The scanning optical system housed in the probe tip 8 will be described in detail below in the embodiment.
[0027]
Next, the operation of the present system will be described with reference to FIG. 1 according to the light traveling direction. First, light emitted from the light source 3 enters the optical coupler 5 through the optical fiber 6. The light source may not be a semiconductor laser, but the wavelength is preferably 600 nm to 1350 nm. Here, the light from the light source 3 is branched in two directions, and part of the light again enters the scanning optical system disposed at the probe tip 8 via the optical fiber 6. In the scanning optical system, light from the light source 3 is reflected and collected, and then irradiated toward a living body that is a subject. The return light reflected by the subject follows the same path as before, enters the optical coupler 5, and is guided to the light detection means 4 here.
[0028]
As described above, the light detection unit 4 detects the light intensity of the return light, converts it into an electric signal, and outputs it to the processor 2. The processor 2 processes the input electrical signal and uses it as image information, and then outputs this to the monitor 1 to display an observation image. Regardless of the above method, using a low-coherence light source such as an SLD (SLD: Super Luminescent Diode) having a coherence length of 100 μm or less, an interference signal is used only when the optical path length between the signal side and the reference side matches within the coherence length. A so-called detection method using interference of light may be used.
[0029]
Actually, when observing a living cell or the like, as shown in FIG. 2, the probe 7 is passed through the endoscope channel (forceps opening) 9 and the probe tip 8 is in close contact with the living body 13. Do. At this time, if the probe tip 8 is pressed against the living body 13, a stable image with little image blur can be obtained. It should be noted that the observation of living cells or the like is performed after confirming the position of the probe with a normal endoscope in advance and specifying the place to be seen.
[0030]
Next, the scanning optical system according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
As shown in FIG. 3, the scanning optical according to the present embodiment includes an optical fiber 6, a scanning mirror 14, a first lens 15 constituting a condensing optical system 17, a second lens 16, and a fixed mirror 18. It consists of and.
[0031]
The scanning mirror 14 is an optical element that has a swingable structure and can change the light reflection direction. The scanning mirror 14 is a micromirror having a gimbal structure manufactured using, for example, micromachine technology, and is supported by the gimbal structure so as to be drivable, and is driven using static electricity. That is, by applying the control voltage, the angle of the scanning mirror 14 is changed, and the light reflection direction is changed accordingly, whereby the condensing position is scanned (see FIG. 5).
In the present embodiment, if the deflection angle of the scanning mirror 14 with respect to the equilibrium position is set to ± 3 degrees in the vertical direction and the horizontal direction, respectively, the range of 100 μm × 100 μm can be scanned two-dimensionally at the condensing position. .
[0032]
FIG. 6 shows an optical path when the scanning mirror 14 is tilted from the equilibrium position. Comparing this figure with FIG. 3, it can be seen that the condensing position is shifted. The scanning mirror 14 is mounted so that the normal direction of the mirror surface at the equilibrium position is inclined by 25 degrees with respect to the optical axis of the condensing optical system. Therefore, even if the scanning mirror 14 is swung, the light incident on the scanning mirror 14 is not perpendicular to the mirror surface, so that the light reflected by the scanning mirror 14 does not return to the optical fiber 6. .
[0033]
The condensing optical system 17 includes a first lens 15 and a second lens 16. The first lens 15 is a biconvex lens in which both surfaces are aspherical convex lenses, and the second lens 16 is a plano-convex lens in which the surface facing the first lens is a concave surface and the other surface is a flat surface. Therefore, an optical system that suppresses the generation of aberration by dispersing the power on each surface is configured. Further, the first lens 15 has an opening at a portion through which the light beam passes, as shown in FIG. 4, and is fixed and arranged inside a holding member having a surface perpendicular to the optical axis and a surface inclined. Has been. The surface inclined with respect to the optical axis of the holding member is provided with a reflective coating on the portion other than the opening, and functions as a fixed mirror 18. Since the surface perpendicular to the optical axis of the holding member is configured to contact the surface perpendicular to the member holding the second lens 16, the positional accuracy of the first lens 15 and the second lens 16 is maintained. However, the structure is easy to assemble.
[0034]
The first lens 15 is a double-sided aspherical biconvex lens having a positive refractive power, and the aspherical shape has a shape in which the radius of curvature increases as the distance from the optical axis increases. Can effectively correct the spherical aberration and the coma aberration generated on the optical fiber side surface. Further, since the second lens 16 is a plano-convex lens having a plane on the subject side, the second lens 16 is easily brought into close contact with the living body (subject) 13, and the second lens 16 is brought into close contact with the living body (subject) 13 so as to be flat. The occurrence of aberrations on the surface of the living body can be suppressed.
[0035]
The surfaces of the first lens 15 and the second lens 16 are coated with an antireflection film to prevent the light reflected by these lenses from becoming noise. In this embodiment, both surfaces of the first lens 15 and the convex surface of the second lens 16 are coated with MgF ₂ having a film thickness of λ / 4 (λ represents the wavelength of the light source). The plane of the second lens 16 is coated with Al ₂ O ₃ having a film thickness λ / 4 so that the reflectance is reduced when the space between the second lens 16 and the condensing point is filled with water. ing. Thereby, the reflectance on each surface can be reduced to 0.1%.
[0036]
In the present embodiment, a water immersion design is performed in which the space between the second lens 16 and the subject 13 is immersed in water. This is related to the fact that the WD must be reduced in an optical system having a high NA and a small outer diameter. That is, when the optical system is not a water immersion design, the space between the second lens 16 and the subject 13 is air, and the WD is small, the biological mucus etc. can easily enter between the outermost optical element and the biological surface, This is because when water droplets or the like partially adhere to the surface of the outermost optical element, the optical characteristics of the portion change, and a problem arises that an image cannot be stably obtained.
[0037]
Also, if the air between the second lens 16 and the subject 13 is air, reflection of light on the surface of the living body becomes stronger due to the difference in refractive index between the living body surface and air, so that observation of cells and the like inside the living body It becomes difficult. Furthermore, since the difference in refractive index between the optical element on the outermost surface and air is large, the amount of spherical aberration and coma generated increases. However, when the water immersion design is used, the above-described problems can be solved because the difference in refractive index between water and the living body surface is small. Therefore, by adopting a water immersion design in which the space between the second lens 16 and the subject 13 is immersed in water, a high-resolution internal image of the living body with less aberration can be stably obtained.
[0038]
Next, conditional expressions will be described.
In the scanning optical system of the present embodiment, in order to achieve a desired object, the curvature radius R _{2 of} the convex surface provided on the surface of the second lens 16 facing the first lens 15 satisfies the following conditions. It is desirable.
_{0.9 ≦ | R 2 | (1} + 1 / n 2) / (n 2 / A + D 2) ≦ 1.9 (1)
However, A = (n ₂ −n ₃ ) / R ₁ + n ₃ / WD, n ₂ is the refractive index of the second lens 16, and n ₃ is a medium between the condensing position and the second lens 16. Is the refractive index. R ₁ is the radius of curvature of the second lens 16 on the subject side (positive when the subject side is concave and negative when convex), D ₂ is the thickness of the second lens 16 on the optical axis, WD is the distance between the subject side of the second lens 16 and the focal point.
[0039]
This conditional expression cancels coma aberration that occurs on the subject side of the second lens 16, suppresses the amount of aberration generation of the entire second lens 16, and simultaneously generates spherical aberration on the convex surface side of the second lens 16. The conditions for suppressing the are shown. Therefore, if this conditional expression cannot be satisfied, the coma aberration generated in the second lens 16 cannot be canceled by the first lens 15 alone, and the spherical aberration generated on the first lens 15 side of the second lens 16 is also in other surfaces. Cannot cancel.
[0040]
The positional relationship between the scanning mirror 14 and the condensing optical system 17 is preferably as follows.
1 <| L / F | <2.5
However, L is the distance between the focal position on the end face side of the optical fiber of the condensing optical system 17 and the center of the swingable reflecting surface, and F is the focal distance of the condensing optical system 17 in the air. .
[0041]
If | L / F | is greater than 1, a sufficient distance between the first lens 15 and the scanning mirror 14 can be secured, so that the scanning mirror 14 and the fixed mirror 18 can be physically disposed. Further, by making | L / F | smaller than 2.5, it is not necessary to increase the outer diameters of the first lens 15 and the second lens 16. For this reason, it is preferable as an optical system used for the probe 7 inserted into the channel 9 of the endoscope. Also, by making | L / F | smaller than 2.5, it is possible to prevent the angle at which the off-axis principal ray is incident on the object from becoming too large when the scanning mirror 14 is scanned. Therefore, in order to construct a high-performance optical system having a high numerical aperture of 0.55 or more and a slew rate ratio of 90% or more, it is necessary to make the optical system satisfying the above two conditions. Necessary. In the present embodiment, the numerical aperture (NA) is different between the vertical direction of the paper and the paper surface direction. The numerical aperture here is a value obtained by taking a geometric average of them. (In this embodiment, NA = 0.56.)
[0042]
FIG. 7 and Tables 1 to 3 show specific numerical values of the scanning optical system in the present embodiment. 7, r1, r2,... Are the curvature radii of the surfaces of the optical elements shown from the optical fiber side (paraxial curvature radii in the case of an aspheric surface), d1, d2,. The surface spacing on the optical axis of each optical element shown from the optical fiber side, nd1 and nd2 are the refractive indices of the first lens and the second lens at the d-line, and νd1 and νd2 are the first lens and the first lens, respectively. The Abbe number at the d-line of the two lenses, nd3 and νd3 indicate the refractive index and Abbe number of the d-line of the subject. The unit of r1, r2,... And d1, d2,. An aspheric surface is defined by the following equation.
x = (s ² / r) / {1 + √ (1− (1 + k) (s ² / r ² ))} + A ₄ S ⁴ + A ₆ S ⁶ + A ₈ S ⁸ + A ₁₀ S ¹⁰
Where s ² = y ² + z ² , r is a paraxial radius of curvature, k is a conical coefficient, A ₄ , A ₆ , A ₈ , and A ₁₀ are 4th, 6th, 8th, and 10th aspherical coefficients, respectively. It is.
[Table 1]

[Table 2]

[Table 3]

[0043]
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 8 and 9 and Tables 4 to 6.
In this embodiment, the numerical aperture on the subject side is increased to achieve higher resolution than in the first embodiment. In the design values shown in Tables 4 to 6, NA = 0.65 and WD = 100 μm. As a specific configuration, an effective portion of the scanning mirror 14 (a portion that is coated with a metal to reflect light) has an elliptical shape as shown in FIG.
[Table 4]

[Table 5]

[Table 6]

[0044]
By making the effective portion of the scanning mirror 14 into an elliptical shape, there is an effect that the numerical aperture in the horizontal direction and the vertical direction can be made the same. The ratio of the major axis side diameter to the minor axis side diameter of the ellipse is preferably as follows.
Short axis diameter = (Long axis diameter) x cosθ
Here, θ is the inclination of the scanning mirror surface (equilibrium position) with respect to the optical axis of the condensing optical system. With the above configuration, a high-performance optical system with a slew rate ratio of 90% or more can be realized in this embodiment as well.
[0045]
Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 10 and 11 and Tables 7 to 9.
The present embodiment is arranged so that the axis of the optical fiber 6 is parallel to the optical axis of the condensing optical system 17 with respect to the second embodiment. Thereby, there exists an effect that the process of the member which fixes the optical fiber 6 becomes easy. In the present embodiment, the angle of the end face of the optical fiber 6 is inclined by 8 ° with respect to the optical axis of the condensing optical system 17. As a result, the reflected light from the end face of the optical fiber 6 can be prevented from returning to the light detection unit 4 side, and the SN ratio can be increased.
[0046]
Furthermore, in the present embodiment, the first lens 15 and the fixed mirror 18 are integrated by providing the fixed mirror 18 at the lower part of the first lens 15. Specifically, the angle of the fixed mirror 18 with respect to the optical axis of the condensing optical system 17 is set to 23 °. This value is obtained in consideration of the direction of light emitted from the optical fiber 6. By adopting such a configuration, the number of parts can be reduced, and the outer diameter of the entire optical system can be reduced. Further, since the number of parts is reduced, there is an effect that the assemblability is improved. As shown in Table 7 to Table 9, in the present embodiment, by adopting the above configuration, a high-performance optical system having a high numerical aperture (NA = 0.66) and a slew rate of 90% or more is obtained. Can be configured.
[Table 7]

[Table 8]

[Table 9]

[0047]
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described using FIG. 12 and Tables 10 to 12.
In the present embodiment, the subject side of the second lens 16 is concave as compared to the first embodiment. By making the shape of the second lens 16 in this way, it is possible to reduce the occurrence of spherical aberration. In addition, there is an effect that the distance (WD: working distance) between the top of the second lens 16 on the subject side and the condensing position can be increased to about 400 μm. As shown in Table 10 to Table 12, in this embodiment, by adopting the above configuration, a high-performance optical system having a high numerical aperture (NA = 0.56) and a slew rate of 90% or more is obtained. Can be configured.
[Table 10]

[Table 11]

[Table 12]

[0048]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to configure a scanning optical system and an endoscope probe that have a short overall length, a high numerical aperture, and a large working distance.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of an optical apparatus including a scanning optical system according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a structural diagram of a direct-view endoscope.
FIG. 3 is a sectional view of the scanning optical system according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a structural diagram of a holding member of the first lens according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a structural diagram of a scanning mirror according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing a state of a light beam when the scanning mirror according to the first embodiment of the present invention is scanned.
FIG. 7 is a diagram for explaining the contents of Tables 1 to 3 according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a diagram for explaining the contents of Tables 4 to 6 according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a structural diagram of a scanning mirror according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a diagram for explaining the contents of Tables 7 to 9 according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a structural diagram of a first lens according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a diagram for explaining the contents of Tables 10 to 12 according to the fourth embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Monitor, 2 ... Processor, 3 ... Light source, 4 ... Optical detection part, 5 ... Optical coupler, 6 ... Optical fiber, 7 ... Probe, 8 ... Probe tip, 9 ... channel, 10 ... direct view endoscope, 11 ... objective lens, 12 ... illumination lens, 13 ... biological body (subject), 14 ... scanning mirror, DESCRIPTION OF SYMBOLS 15 ... 1st lens, 16 ... 2nd lens, 17 ... Condensing optical system, 18 ... Fixed mirror, 19 ... Light transmission part (opening)

Claims (10)

光ファイバと、該光ファイバからの光を被写体に集光する集光光学系と、該集光光学系に入射する光束の角度を反射面の角度に応じて変化させる光走査手段とを有する走査型光学系であって、前記集光光学系が前記光ファイバの射出端に対して、第１レンズと第２レンズとを備えるとともに、該第１レンズが前記光ファイバの射出端に対向する面に非球面形状を備えた両凸レンズであり、前記第２レンズが前記第１レンズに対向する面に凸面を備えた正レンズであり、
かつ、前記集光光学系は被写体側の開口数を０．５５以上とする液浸光学系である走査型光学系。Scanning comprising an optical fiber, a condensing optical system for condensing the light from the optical fiber onto a subject, and an optical scanning means for changing the angle of the light beam incident on the condensing optical system in accordance with the angle of the reflecting surface The condensing optical system includes a first lens and a second lens with respect to the exit end of the optical fiber, and the first lens faces the exit end of the optical fiber. to a biconvex lens having an aspheric shape, Ri positive lens der of the second lens with a convex surface on the surface facing the first lens,
The condensing optical system is a scanning optical system that is an immersion optical system in which the numerical aperture on the subject side is 0.55 or more . 前記第２レンズが前記第１レンズに対向する面に備えた凸面の曲率半径Ｒ_２が、以下の条件を満足する請求項１に記載された走査型光学系。
０．９≦｜Ｒ_２｜（１＋１／ｎ_２）／（ｎ_２／Ａ＋Ｄ_２）≦１．９ （１）
ただし、Ａ＝（ｎ_２−ｎ_３）／Ｒ_１＋ｎ_３／ＷＤであり、ｎ_２は、第２レンズの屈折率、ｎ_３は、集光位置と第２レンズの間にある媒質の屈折率である。また、Ｒ_１は、第２レンズの被写体側の曲率半径（被写体側が凹の場合を正、凸の場合を負とする）、Ｄ_２は、第２レンズの光軸上の厚さ、ＷＤは、第２レンズの被写体側と集光点の間の距離である。2. The scanning optical system according to claim 1, wherein a radius of curvature R ₂ of a convex surface provided on a surface of the second lens facing the first lens satisfies the following condition.
0.9 ≦ | R ₂ | (1 + 1 / n ₂ ) / (n ₂ / A + D ₂ ) ≦ 1.9 (1)
However, A = (n ₂ −n ₃ ) / R ₁ + n ₃ / WD, n ₂ is the refractive index of the second lens, and n ₃ is the refraction of the medium between the condensing position and the second lens. Rate. R ₁ is the radius of curvature of the second lens on the subject side (positive when the subject side is concave and negative when convex), D ₂ is the thickness of the second lens on the optical axis, and WD is , The distance between the subject side of the second lens and the focusing point. 前記光走査手段が揺動可能な反射面を有し、該反射面の位置が、以下の条件を満足する請求項１または請求項２に記載された走査型光学系。
１＜｜Ｌ／Ｆ｜＜２．５ （２）
ただし、Ｌは、集光光学系の光ファイバの端面側の焦点位置と揺動可能な反射面の中心の間の距離、Ｆは、集光光学系の空気中での焦点距離である。Having said optical scanning means swingably reflection surface, the position of the reflective surface, the scanning optical system of claim 1 or claim 2 satisfies the following conditions.
1 <| L / F | <2.5 (2)
Here, L is the distance between the focal position on the end face side of the optical fiber of the condensing optical system and the center of the swingable reflecting surface, and F is the focal distance of the condensing optical system in the air. 固定反射面を有し、前記揺動可能な反射面と該固定反射面とが前記光ファイバから射出される光束に対して傾いて配置されており、前記光ファイバの端面から前記第２レンズの被写体側の面までの距離が５ｍｍ以下である請求項３に記載された走査型光学系。A fixed reflecting surface, wherein the swayable reflecting surface and the fixed reflecting surface are inclined with respect to a light beam emitted from the optical fiber; 4. The scanning optical system according to claim 3 , wherein the distance to the object side surface is 5 mm or less. 前記揺動可能な反射面の形状が、光軸に対して該反射面が傾いている方向と長軸の方向とが一致している楕円形状である請求項４に記載された走査型光学系。5. The scanning optical system according to claim 4 , wherein the shape of the oscillating reflecting surface is an elliptical shape in which the direction in which the reflecting surface is inclined with respect to the optical axis and the direction of the major axis coincide. . 前記固定反射面の少なくとも１つが前記第１レンズと一体である請求項４または請求項５に記載された走査光学系。At least one has been scanning optical system according to claim 4 or claim 5 which is integral with the first lens of the fixed reflection surface. 前記第１レンズの前記光ファイバの射出端に対向する面の形状が、光軸からの距離に応じて曲率半径が大きくなる非球面形状である請求項１から請求項６のいずれかに記載された走査型光学系。Wherein the shape of the surface facing the exit end of the optical fiber of the first lens, is claimed in claim 1 which is aspherical curvature radius increases with distance from the optical axis to any one of claims 6 Scanning optical system. 前記第２レンズの被写体に対向する面の形状が平面である請求項１から請求項７のいずれかに記載された走査型光学系。The scanning optical system according to any one of claims 1 to 7 , wherein a shape of a surface of the second lens facing the subject is a flat surface. 前記第２レンズの被写体に対向する面の形状が凹面である請求項１から請求項７のいずれかに記載された走査型光学系。The scanning optical system according to any one of claims 1 to 7 , wherein a shape of a surface of the second lens facing the subject is a concave surface. 請求項１から請求項９に記載された走査型光学系を先端部に備えた内視鏡プローブ。An endoscope probe comprising the scanning optical system according to any one of claims 1 to 9 at a distal end portion.

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