JP2011036462A - 医療用観察システム - Google Patents

Abstract

【課題】術者に対する操作負担を強いることなく、着目したい被写体を精細に診断等するのに適した構成の医療用観察システムを提供すること。
【解決手段】光源からの光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、射出端から射出された光を規定の走査範囲で走査するように該射出端近傍を振動させる振動手段と、該走査された光の反射光を受光して画像信号を検出する画像信号検出手段と、画像信号の検出タイミングに基づいて、各該画像信号により表現される画像情報の画素配置を決定する画素配置決定手段と、該決定された画素配置に従って各画像情報を空間的に配列して画像を作成する画像作成手段とを有し、振動手段を、術者による所定の操作に応じて、走査範囲内の走査光の軌跡の分布が変化するように該射出端近傍の振動を制御するように構成した医療用観察システムを提供する。
【選択図】図７

Description

この発明は、被写体を走査して観察画像を生成する医療用観察システムに関連し、詳しくは、極細径の光ファイバの先端を共振させて被写体を光走査して画像情報を取得する走査型医療用プローブを有する医療用観察システムに関する。

術者が患者の体腔内を診断する際に使用する医療機器として、ファイバスコープや電子スコープが一般的に知られている。例えば、電子スコープを使用する術者は、電子スコープの挿入部を体腔内に挿入して、挿入部先端に備えられた挿入先端部を被写体近傍に導く。術者は、電子スコープやビデオプロセッサの操作部を必要に応じて操作して、光源装置から放射された照明光によって被写体を照明する。術者は、照明された被写体の反射光像を挿入先端部に搭載されたＣＣＤ（Charge Coupled Device）等の固体撮像素子により撮像する。術者は、撮像された被写体の映像をモニタを通じて観察し診断や施術等を行う。

術者が着目したい被写体は、例えば撮影距離や被写体自体の大きさによって表示サイズが変わる。撮影距離が離れている場合や被写体が微小である場合、被写体の表示サイズは基本的に小さい。電子スコープのなかには、このように画面内に小さく表示された被写体の診断にも対応できるように、被写体を光学的に拡大して表示するためのズーム機能を搭載した製品もある。術者は、着目したい被写体を画面内に大きく表示させることにより、被写体を精細に診断することができる。この種のズーム機能を搭載した電子スコープの具体的構成例は、特許文献１に記載されている。

特開平１０−９９２６１号公報

特許文献１に記載の電子スコープをはじめとするズーム機能付きの電子スコープにおいては、撮影倍率を上げるほど撮影範囲自体は狭くなる。そのため、被写体は、電子スコープの手ぶれや被写体自体の僅かな動きによって術者の意に反して簡単にフレームアウトしてしまう。この場合、術者は、一旦ズームアウトして撮影範囲を広げてから被写体を探し出し、発見した被写体に再度ズームインする必要がある。この種の操作は煩雑であり、術者による円滑な診断等を阻害する問題が指摘される。

着目したい被写体は、撮影範囲の中央に必ずしも位置するとは限らず、例えば大腸等の部位では撮影範囲の周縁部に写される腸壁に位置することが多い。この場合、術者は、被写体にズームインするに先立ち、電子スコープの挿入先端部を被写体に向けて、該被写体を撮影範囲の中心に正確に収めるという煩雑な操作を強いられる。

本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、術者に対する操作負担を強いることなく、着目したい被写体を精細に診断等するのに適した構成の医療用観察システムを提供することである。

上記の課題を解決する本発明の一形態に係る医療用観察システムは、所定の光を射出する光源と、光源からの光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、射出端から射出された光を規定の走査範囲で走査するように該射出端近傍を振動させる振動手段と、該走査された光の反射光を受光して画像信号を検出する画像信号検出手段と、画像信号の検出タイミングに基づいて、各該画像信号により表現される画像情報の画素配置を決定する画素配置決定手段と、該決定された画素配置に従って各画像情報を空間的に配列して画像を作成する画像作成手段とを有する。振動手段は、術者による所定の操作に応じて、走査範囲内の走査光の軌跡の分布が変化するように該射出端近傍の振動を制御するように構成されている。

本発明に係る医療用観察システムによれば、振動手段が例えば走査範囲（撮影範囲）内の着目したい被写体に対する走査密度が重点的に高まるように光ファイバの射出端近傍を振動させることにより、撮影範囲を維持しつつも当該被写体について解像力の高い画像が得られる。そのため、撮像装置の手ぶれや被写体自体の僅かな動きによる該被写体のフレームアウトが起こり難いと共に、該被写体に対する精細な診断等が可能になる。

振動手段は、所定の操作に応じて、走査範囲内の光の走査軌跡の分布が均一になるように、又は該走査軌跡の分布が該走査範囲の中心ほど密になるように、或いは該走査軌跡の分布が該走査範囲の周縁ほど密になるように、光ファイバの射出端近傍の振動を制御する構成としてもよい。

振動手段は、所定の操作に応じて、光ファイバの射出端から射出された光による被写体の走査期間中、該射出端の回転軌跡の径が一定の割合で徐々に増加するように、又は該回転軌跡の径が指数関数的に増加するように、或いは該回転軌跡の径が対数関数的に増加するように、該射出端近傍の振動を制御する構成としてもよい。各走査期間中における振動手段による回転軌跡の最大径は、常に同じとしてもよい。

振動手段は、例えば光ファイバの射出端近傍に配置された圧電アクチュエータと、所定の操作に応じて圧電アクチュエータへの印加電圧を制御する印加電圧制御手段とを有する構成としてもよい。

本発明によれば、術者に対する操作負担を強いることなく、着目したい被写体を精細に診断等するのに適した構成の医療用観察システムが提供される。

本発明の実施形態の医療用観察システムの構成を概略的に示す図である。 本発明の実施形態のプロセッサの構成を示すブロック図である。 本発明の実施形態の走査型医療用プローブの挿入可撓部先端の模式的な内部構造を示す側断面図である。 本発明の実施形態の走査型医療用プローブの挿入可撓部先端の内部構造を示す斜視図である。 被写体上に形成されるスポットを説明するための図である。 タイミングＴにおいて検出された画像情報と画素アドレスとの関係を説明するための図である。 本発明の実施形態において実行される解像力分布変更処理を示すフローチャートである。 本発明の実施形態の走査型医療用プローブが有するシングルモードファイバの射出端の一フレーム中の振幅を示すグラフである。 本発明の実施形態においてモニタに表示される画像を例示する図である。 本発明の実施形態においてモニタに表示される画像を例示する図である。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態の医療用観察システムについて説明する。

図１は、本実施形態の医療用観察システム１の構成を概略的に示す図である。図１に示されるように、医療用観察システム１は、走査型医療用プローブ１００を有している。走査型医療用プローブ１００は、可撓性を有するシース１３２によって外装された挿入可撓部１３０を有している。術者は、挿入可撓部１３０を先端（以下、「挿入可撓部先端１３０ａ」と記す。）側から患者の体腔内に直接挿入して、挿入可撓部先端１３０ａを被写体近傍に導く。または、挿入可撓部先端１３０ａを被写体近傍にスムーズに導くため、挿入可撓部１３０にガイドワイヤ等を添えて体腔内に挿入する。或いは、例えば固体撮像素子等を搭載する一般的な電子スコープ等が有する鉗子チャンネルに挿入可撓部１３０を挿入し通して、挿入可撓部先端１３０ａを被写体近傍に近接させるように操作する。

挿入可撓部１３０の基端には、走査型医療用プローブ１００を操作するための手元操作部１５０が設けられている。手元操作部１５０から延びたユニバーサルケーブル１６０の基端には、コネクタ部１１０が設けられている。

医療用観察システム１は、プロセッサ２００を有している。プロセッサ２００は、走査型医療用プローブ１００を駆動制御すると共に走査型医療用プローブ１００によって取得される観察光に基づき画像信号を生成する信号処理装置と、自然光の届かない体腔内に走査型医療用プローブ１００を通じて走査光を照射する光源装置とを内蔵した一体型のプロセッサである。なお、別の実施形態では信号処理装置と光源装置とを別体で構成してもよい。プロセッサ２００は、コネクタ部２１０を有している。コネクタ部１１０がコネクタ部２１０に差し込まれることにより、走査型医療用プローブ１００とプロセッサ２００とが光学的にかつ電気的に接続される。

図２は、プロセッサ２００の構成を示すブロック図である。図２においては、走査型医療用プローブ１００とプロセッサ２００との接続関係等を明確にするため、コネクタ部１１０の構成も模式的に示している。

プロセッサ２００は、被写体を走査するための光源としてＲ、Ｇ、Ｂの各波長に対応した光を発振するレーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂを有している。なお、これら３つのレーザ光源は、例えば広帯域であるスーパーコンティニューム光等を発振する単一のファイバレーザに置き換えてもよい。また、光源は、レーザ光源に限らず例えばＬＥＤ（Light Emitting Diode）等の他の形態の光源としてもよい。

プロセッサ２００は、該プロセッサ２００の各回路の信号処理タイミング等を統括的に制御するタイミングコントローラ２４０を有している。タイミングコントローラ２４０は、光源ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂの各ドライバ回路に所定の変調制御信号を出力する。光源ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂはそれぞれ、入力した変調制御信号に基づきレーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂを直接変調する。具体的には、各ドライバ回路は、変調制御信号に基づき、同一振幅かつ同位相の電流を、対応するレーザ光源に流す。これにより、レーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂは、Ｒ、Ｇ、Ｂの各波長に対応する同一強度のパルス光（以下、「Ｒパルス光」、「Ｇパルス光」、「Ｂパルス光」と記す。）を同期したタイミングで発振する。

各レーザ光源から発振されたＲパルス光、Ｇパルス光、Ｂパルス光は、光結合器２３４に入射する。光結合器２３４は、入射した各パルス光を位相を揃えた状態で結合して射出する。以下、説明の便宜上、光結合器２３４により結合されたパルス光を「結合パルス光」と記す。

光源が単一のファイバレーザである場合には、各波長のパルス光を同期させるためのタイミング制御が不要である。そのため、レーザ光源周辺の回路構成等を簡素化できるメリットがある。また、既に結合された状態のパルス光が発振されるため、光結合器２３４が不要になるメリットもある。

光結合器２３４から射出された結合パルス光は、走査型医療用プローブ１００が有するシングルモードファイバ１１２の入射端１１２ａに入射する。シングルモードファイバ１１２は、コネクタ部１１０から挿入可撓部先端１３０ａに亘って、シース１３２に収容されている。入射端１１２ａに入射した結合パルス光は、シングルモードファイバ１１２内部を全反射を繰り返すことにより伝播する。

図３は、挿入可撓部先端１３０ａの模式的な内部構造を示す側断面図である。図４は、挿入可撓部先端１３０ａの内部構造を示す斜視図である。なお、以降においては、走査型医療用プローブ１００の構成を説明するにあたり、便宜上、走査型医療用プローブ１００の長手方向をＺ方向、Ｚ方向に直交しかつ互いに直交する二方向をＸ方向、Ｙ方向と定義する。かかる定義によれば、例えば図３は、走査型医療用プローブ１００の中心軸ＡＸを含むＹ−Ｚ平面での挿入可撓部先端１３０ａの断面図となっている。

図１や図３に示されるように、走査型医療用プローブ１００の挿入部分の外径は、シース１３２によって規定されている。シース１３２は、走査型医療用プローブ１００が固体撮像素子等を搭載しない構成であるため、一般的な電子スコープの外径に比べて格段に細い。そのため、走査型医療用プローブ１００は、一般的な電子スコープに比べてより一層の低浸襲性が達成されている。

図３に示されるように、シース１３２内部には、支持体１３４が設けられている。シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃは、支持体１３４の貫通穴に挿入され通されて片持ち梁の状態で支持されている。支持体１３４は、圧電アクチュエータ１３６、１３８も支持している。各電極は、終端がコネクタ部１１０内部に収容された電線（不図示）と接続されている。コネクタ部１１０とコネクタ部２１０とを接続させたとき、圧電アクチュエータ１３６、１３８はそれぞれ、電線を介してプロセッサ２００のＸ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙに接続される。

タイミングコントローラ２４０は、Ｘ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙの各ドライバ回路に所定の駆動制御信号を出力する。Ｘ軸ドライバ２３６Ｘは、駆動制御信号に基づいて、交流電圧Ｘを圧電アクチュエータ１３６に印加する。Ｙ軸ドライバ２３６Ｙは、駆動制御信号に基づいて、交流電圧Ｘと同一周波数であって位相が直交する交流電圧Ｙを圧電アクチュエータ１３８に印加する。なお、交流電圧Ｘ、Ｙはそれぞれ、振幅が一定の割合で徐々に増加して（後述の図８（ａ）参照）、時間（Ｘ）、（Ｙ）かけて実効値（Ｘ）、（Ｙ）に達する電圧として定義される。

圧電アクチュエータ１３６、１３８はそれぞれ、交流電圧Ｘ、Ｙが印加されたときにＸ方向、Ｙ方向に共振するように材料及び形状が選択され構成されている。シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂは、圧電アクチュエータ１３６、１３８によるＸ、Ｙ方向への運動エネルギーが合成されることにより、Ｘ−Ｙ平面に近似する面（以下、「ＸＹ近似面」と記す。）上において中心軸ＡＸを中心に渦巻状のパターンを描くように回転する。射出端１１２ｂの回転軌跡は、印加される電圧に比例して大きくなり、実効値（Ｘ）、（Ｙ）の交流電圧が印加された時点で最も大きい径を有する円の軌跡を描く。

シングルモードファイバ１１２の入射端１１２ａに入射した結合パルス光は、各圧電アクチュエータへの交流電圧の印加開始直後から印加停止までの期間（つまり、時間（Ｘ）又は（Ｙ）に相当する期間）、射出端１１２ｂから射出され続ける。以下、説明の便宜上、この期間を「サンプリング期間」と記す。

サンプリング期間の経過後、各圧電アクチュエータへの交流電圧の印加が停止して、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの振動が減衰する。ＸＹ近似面上における射出端１１２ｂの円運動は、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの振動の減衰に伴って収束し、所定時間後に中心軸ＡＸ上で停止する。以下、説明の便宜上、サンプリング期間が終了してから射出端１１２ｂが中心軸ＡＸ上に停止するまでの期間（より正確には、中心軸ＡＸ上での停止を保証するため、停止までに要する計算上の時間より僅かに長い期間）を「制動期間」と記す。一フレームに対応する期間は、サンプリング期間と制動期間で構成される。なお、制動期間を短縮するため、制動期間の初期段階に各圧電アクチュエータに逆相電圧を印加して、制動トルクを積極的に加えるようにしてもよい。

シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの前方には、集光光学系１４０が配置されている。集光光学系１４０は、図中単レンズで示されているが、複数枚のレンズ構成としてもよい。集光光学系１４０の前方には、シース１３２を封止するカバーガラスＣＧが配置されている。シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂから射出された結合パルス光は、集光光学系１４０により集光されて、被写体上にスポットＳｉを形成する。スポット径は、例えば数ミクロンオーダであり極めて小さい。

図５に、被写体上に形成されるスポットＳｉ（ｉ＝１〜ｎ）を説明するための図を示す。走査型医療用プローブ１００は、一枚の画像を得るべく、一サンプリング期間中、被写体上に渦巻パターンＳＰを描くようにｎ個のスポットＳｉをスポットＳ_１、Ｓ_２、Ｓ_３、・・・、Ｓ_ｎ−２、Ｓ_ｎ−１、Ｓ_ｎの順に形成する。各スポットＳｉの間隔は、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの運動速度や各レーザ光源の変調周波数等に依存して決まる。なお、渦巻パターンＳＰは、被写体上にパルス光で無く連続光を走査した場合を想定して描かれた仮想的な走査軌跡である。

サンプリング期間中のＸＹ近似面におけるシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの位置（軌跡）は、実験等を重ねた結果予め求められている。また、射出端１１２ｂの位置と、各位置で結合パルス光が射出された場合に被写体上でスポットＳｉが形成されるであろう撮影範囲（走査範囲）内における位置との関係も予め計算されている。更に、撮影範囲内におけるスポット形成位置と、各スポット形成位置からの反射パルス光を検出して画像化する際の画素位置との関係も予め計算されている。タイミングコントローラ２４０は、これらの既知情報に基づいて、Ｘ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙに対する制御（つまり、圧電アクチュエータ１３６、１３８に印加される交流電圧の制御）、及び光源ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂに対する制御（つまり、サンプリング期間中における各レーザ光源の変調制御）のそれぞれをフレームレートに応じた周期で繰り返す。

図４に示されるように、支持体１３４の端面１３４ａには、円環状に並ぶ複数の貫通穴が形成されている。各貫通穴には、検出用ファイバ１４２が埋設されている。図４において図示省略するが、各検出用ファイバ１４２は支持体１３４の後方で束ねられており、光ファイババンドル１４２Ｂを構成している。

被写体上にスポットＳｉを形成した光の反射パルス光は、検出用ファイバ１４２の入射端１４２ａに入射する。入射端１４２ａに入射した反射パルス光は、ファイババンドル１４２Ｂ（検出用ファイバ１４２）内部を終端に向かって伝播する。光ファイババンドル１４２Ｂの終端は、コネクタ部１１０に収容されており、コネクタ部１１０とコネクタ部２１０との連結部分を介してプロセッサ２００の光分離器２３８に結合している。

なお、ファイババンドル１４２Ｂは、数十本程度（例えば８０本）の光ファイバを束ねたものに過ぎない。そのため、ファイババンドル１４２Ｂは、一般的な電子スコープやファイバスコープの光ファイババンドル（例えば数百〜千本の光ファイバを束ねた光ファイババンドル）と比べて遙かに径が細い。また、本実施形態において、検出用ファイバ１４２は最低限一本あればよい。検出用ファイバ１４２が一本の場合には、走査型医療用プローブ１００をより一層細径化させることができる。

光分離器２３８は、光ファイババンドル１４２Ｂからの反射パルス光をＲ、Ｇ、Ｂの各波長の反射パルス光（以下、「反射Ｒパルス光」、「反射Ｇパルス光」、「反射Ｂパルス光」と記す。）に分離して、光検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂに出力する。

前述したように、結合パルス光は、単一のシングルモードファイバ１１２により導光されて、被写体を照射する。そのため、被写体上で反射される反射パルス光の光量は、非常に少ない。このような微弱な光を確実にかつ低ノイズで検出するため、光検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂの各光検出器には、光電子増倍管等の高感度光検出器が採用されている。

光検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂは、受光された各波長の反射パルス光を光電変換してアナログ信号を生成し、後段の回路に出力する。各光検出器により検出された各波長の反射パルス光に応じたアナログ信号は、サンプリング及びホールドされて、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇ、２５２Ｂによりデジタル信号列に変換される。変換されたデジタル信号列は、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）２５４に入力する。

ＤＳＰ２５４は、上記の既知情報に基づいて作成された、結合パルス光のスポットＳｉが形成される撮影範囲中の位置（別の側面によれば画像を構成する画素のアドレス）と、各スポットＳｉからの反射パルス光が検出されるタイミングＴとを関連付けた変換テーブルを保持している。ＤＳＰ２５４は、変換テーブルを参照しつつ、各Ａ／Ｄコンバータからのデジタル信号列を監視して、各タイミングＴにおける各波長に対応する信号を各画素アドレスの画像信号（すなわち、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒからの信号をＲ色の輝度値、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｇからの信号をＧ色の輝度値、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｂからの信号をＢ色の輝度値）として検出する。ＤＳＰ２５４は、検出された各画素アドレスの画像信号をフレームメモリＦＭにバッファリングする。

図６を用いて、各タイミングＴにおいて検出された画像信号と画素アドレスとの関係を具体的に説明する。ここでは、説明の便宜上、最終的に生成される画像が１９×１９からなる画素配置で構成されるものとする。ＤＳＰ２５４は、変換テーブルを参照して、スポットＳ_１に対応するタイミングｔ_１における各波長に対応する画像信号を検出する。ＤＳＰ２５４は、検出された各波長に対応する画像信号を画素アドレス（１０，１０）に関連付けてフレームメモリＦＭにバッファリングする。以降のスポットＳ_２、Ｓ_３・・・に対応するタイミングＴ_２、Ｔ_３・・・における各波長に対応する画像信号も順次検出して、画素アドレス（９，９）、（９，１１）・・・に関連付けてフレームメモリＦＭに順次バッファリングする。フレームメモリＦＭには、ＤＳＰ２５４によって生成されたスポットＳ_１〜Ｓ_ｎに対応する一フレーム分（全画素）の画像信号がバッファリングされる。

ＤＳＰ２５４は、各波長に対応する画像信号を有さない画素アドレスについて、例えば所定のマスキングデータを生成してフレームメモリＦＭにバッファリングする。ＤＳＰ２５４は、タイミングコントローラ２４０によるタイミング制御に従い、フレームメモリＦＭにバッファリングされた画像信号を読み出して、エンコーダ２５６に出力する。

エンコーダ２５６は、入力した画像信号を所定の規格に準拠したビデオ信号に変換してモニタ３００に出力する。これにより、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色からなる被写体のカラー画像がモニタ３００に表示される。このときモニタ３００に表示される被写体画像の解像力は、医療用観察システム１の起動時に初期的に設定された解像力であって、撮影範囲の中心から周縁部までほぼ均一である。

本実施形態において、撮影される画像の解像力の分布は、手元操作部１５０のレバーの押し上げ操作又は押し下げ操作によって変更することができる。図７は、撮影される画像の解像力の分布を変更するために実行される解像力分布変更処理を示すフローチャートである。解像力分布変更処理は、例えば医療用観察システム１が起動してから停止するまでの間、継続的に実行される。以降の本明細書中の説明並びに図面において、処理ステップは「Ｓ」と省略して記す。

ＤＳＰ２５４は、医療用観察システム１の起動直後、ＰＤ値メモリ２７０にＰＤ値の初期値（ＰＤ＝０）を書き込む（Ｓ１）。ＰＤ値メモリ２７０に書き込まれたＰＤ値は、医療用観察システム１の動作中、術者による手元操作部１５０のレバー操作に応じて逐次更新される。具体的には、手元操作部１５０は、レバーの押し上げ操作時間又は押し下げ操作時間に応じたＰＤ信号を発生させてＤＳＰ２５４に出力する。ＰＤ信号は、例えば押し上げ操作又は押し下げ操作を示す信号と、レバー操作時間に比例した数のパルス信号で構成されている。ＤＳＰ２５４は、レバーの押し上げ操作に対応するＰＤ信号が入力すると、ＰＤ値メモリ２７０に書き込まれているＰＤ値を入力パルス数に応じて加算する。レバーの押し下げ操作に対応するＰＤ信号が入力した場合は、ＰＤ値メモリ２７０に書き込まれているＰＤ値を入力パルス数に応じて減算する。

Ｓ２の処理では、ＤＳＰ２５４は、タイミングコントローラ２４０のタイミング制御下で、サンプリング期間から制動期間への移行を検知する。ＤＳＰ２５４は、制動期間への移行が検知されたとき（Ｓ２：ＹＥＳ）、ＰＤ値メモリ２７０からＰＤ値を読み出して（Ｓ３）、次フレームのサンプリング期間に達するまでの間に次のＳ４の処理とＳ５〜Ｓ７の何れかの処理とを実行する。

ＤＳＰ２５４は、サンプリング期間中におけるシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの振幅を定義する各種の振幅定義関数ｆをＰＤ値毎に対応付けて保持している。ＤＳＰ２５４は、ＰＤ値メモリ２７０に書き込まれているＰＤ値が０であるとき（Ｓ４：ＰＤ＝０）、ＰＤ値＝０に対応する第一の振幅定義関数ｆを呼び出してタイミングコントローラ２４０に渡す。Ｓ５の処理では、タイミングコントローラ２４０は、第一の振幅定義関数ｆに基づいて駆動制御信号を生成する。タイミングコントローラ２４０は、次フレームのサンプリング期間に達すると、Ｓ５の処理で生成した駆動制御信号をＸ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙの各ドライバ回路に出力する。

図８（ａ）に、中心軸ＡＸを基準とした、一フレーム中のシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの振幅をグラフで示す。図８（ａ）の縦軸は振幅を、図８（ａ）の横軸は時間を、それぞれ示す。Ｘ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙはそれぞれ、第一の振幅定義関数ｆに基づいて生成された駆動制御信号が入力すると、図８（ａ）に示されるように、サンプリング期間中、射出端１１２ｂの振幅が最大振幅ＡＭ_ＭＡＸに達するまで一定の割合で徐々に増加する（別の表現によれば、射出端１１２ｂの回転軌跡の径が一定の割合で徐々に大きくなる）ように圧電アクチュエータ１３６、１３８を駆動制御する。このとき、被写体上に形成されるｎ個のスポットＳｉの分布は、走査範囲全域でほぼ均一になる。そのため、被写体画像の解像力も撮影範囲全域に亘ってほぼ均一になる。図９（ａ）は、図８（ａ）の振幅制御時に撮影される気管支の画像を、図９（ｂ）は、同じく図８（ａ）の振幅制御時に撮影される大腸の画像を、それぞれ示す。図９（ａ）中符号４１０が気管支内の注視対象の被写体を、図９（ｂ）中符号４２０が大腸内の注視対象の被写体（腸壁）を、それぞれ示す。

ＤＳＰ２５４は、ＰＤ値メモリ２７０に書き込まれているＰＤ値が０未満であるとき（Ｓ４：ＰＤ＜０）、当該ＰＤ値に対応する第二の振幅定義関数ｆを呼び出してタイミングコントローラ２４０に渡す。Ｓ６の処理では、タイミングコントローラ２４０は、第二の振幅定義関数ｆに基づいて駆動制御信号を生成する。タイミングコントローラ２４０は、次フレームのサンプリング期間に達すると、Ｓ６の処理で生成した駆動制御信号をＸ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙの各ドライバ回路に出力する。

図８（ｂ）に、図８（ａ）と同様に、一フレーム中のシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの振幅をグラフで示す。Ｘ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙはそれぞれ、第二の振幅定義関数ｆに基づいて生成された駆動制御信号が入力すると、図８（ｂ）に示されるように、サンプリング期間中、射出端１１２ｂの振幅が最大振幅ＡＭ_ＭＡＸに達するまで指数関数的に増加する（別の表現によれば、射出端１１２ｂの回転軌跡の径が指数関数的に大きくなる）ように圧電アクチュエータ１３６、１３８を駆動制御する。ここで、サンプリング期間中における各レーザ光源の変調制御は、図８（ａ）の振幅制御時と変わらない。そのため、被写体上に形成されるｎ個のスポットＳｉの分布は、走査範囲の中心ほど密（別の表現によれば走査範囲の周縁ほど疎）になる。また、被写体画像は、上記変換テーブルを用いた図８（ａ）の例と同一の画素配置決定のアルゴリズムを用いて生成される。そのため、撮影範囲の中心の被写体ほどより多くの画素で構成された画像として（すなわち、解像力の高い画像として）モニタ３００に表示される。また、走査範囲は、図８（ａ）の振幅制御時と変わらない。よって、撮影範囲自体は、被写体画像の中心の解像力を向上させたにも拘わらず、図８（ａ）の例と同一の範囲に保たれている。

図１０（ａ）は、図９（ａ）と同一の気管支を図８（ｂ）の振幅制御時に撮影したときの画像である。撮影範囲の中心の被写体ほどより多くの画素で構成されるため、被写体４１０は、図１０（ａ）に示されるように、画面上で拡大表示される。そのため、術者は、被写体４１０を精細に診断等することができる。更に、図１０（ａ）の撮影範囲は、図９（ａ）の例と同一の範囲に保たれている。そのため、一般的なズーム機能を用いて倍率を拡大した場合と比較して、走査型医療用プローブの手ぶれや被写体自体の僅かな動きによる被写体のフレームアウトが起こり難くなる。

なお、サンプリング期間中のシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの振幅は、ＰＤ値が低いほど（手元操作部１５０のレバーの押し下げ操作時間が長いほど）指数関数的な増加がより一層顕著になる。ＰＤ値が低いほど撮影範囲の中心の解像力が高くなるため、術者は、撮影範囲の中心の画像をより一層精細に診断等することができる。

ＤＳＰ２５４は、ＰＤ値メモリ２７０に書き込まれているＰＤ値が０を超えるとき（Ｓ４：ＰＤ＞０）、当該ＰＤ値に対応する第三の振幅定義関数ｆを呼び出してタイミングコントローラ２４０に渡す。Ｓ７の処理では、タイミングコントローラ２４０は、第三の振幅定義関数ｆに基づいて駆動制御信号を生成する。タイミングコントローラ２４０は、次フレームのサンプリング期間に達すると、Ｓ７の処理で生成した駆動制御信号をＸ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙの各ドライバ回路に出力する。

図８（ｃ）に、図８（ａ）と同様に、一フレーム中のシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの振幅をグラフで示す。Ｘ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙはそれぞれ、第三の振幅定義関数ｆに基づいて生成された駆動制御信号が入力すると、図８（ｃ）に示されるように、サンプリング期間中、射出端１１２ｂの振幅が最大振幅ＡＭ_ＭＡＸに達するまで対数関数的に増加する（別の表現によれば、射出端１１２ｂの回転軌跡の径が対数関数的に大きくなる）ように圧電アクチュエータ１３６、１３８を駆動制御する。ここで、サンプリング期間中における各レーザ光源の変調制御は、図８（ａ）の振幅制御時と変わらない。そのため、被写体上に形成されるｎ個のスポットＳｉの分布は、走査範囲の周縁ほど密（別の表現によれば走査範囲の中心ほど疎）になる。また、被写体画像は、上記変換テーブルを用いた図８（ａ）の例と同一の画素配置決定のアルゴリズムを用いて生成される。そのため、撮影範囲の周縁の被写体ほどより多くの画素で構成された画像として（すなわち、解像力の高い画像として）モニタ３００に表示される。また、走査範囲は、図８（ａ）の振幅制御時と変わらない。よって、撮影範囲自体は、被写体画像の周縁の解像力を向上させたにも拘わらず、図８（ａ）の例と同一の範囲に保たれている。

図１０（ｂ）は、図９（ｂ）と同一の大腸を図８（ｃ）の振幅制御時に撮影したときの画像である。撮影範囲の周縁の被写体ほどより多くの画素で構成されるため、被写体４２０は、図１０（ｂ）に示されるように、画面上で拡大表示される。そのため、術者は、被写体４２０を精細に診断等することができる。更に、図１０（ｂ）の撮影範囲は、図９（ｂ）の例と同一の範囲に保たれている。そのため、一般的なズーム機能を用いて倍率を拡大した場合と比較して、走査型医療用プローブの手ぶれや被写体自体の僅かな動きによる被写体のフレームアウトが起こり難くなる。

なお、サンプリング期間中のシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの振幅は、ＰＤ値が高いほど（手元操作部１５０のレバーの押し上げ操作時間が長いほど）対数関数的な増加がより一層顕著になる。ＰＤ値が高いほど撮影範囲の周縁の解像力が高くなるため、術者は、撮影範囲の周縁の画像をより一層精細に診断等することができる。

このように、本実施形態の医療用観察システム１を用いて被写体を光学的に拡大して表示させた場合は、拡大表示に伴う撮影範囲の縮小が発生しない（撮影範囲が常に同じである）。そのため、走査型医療用プローブの手ぶれや被写体自体の僅かな動きによる被写体のフレームアウトが起こり難く、術者による円滑な診断等を阻害されない。また、挿入可撓部先端１３０ａを撮影範囲の周縁部に写されている被写体に向けることなく該被写体を拡大表示させることができるため、術者の操作負担が軽減されると同時に、挿入可撓部先端１３０ａと生体組織との不要な接触が有効に避けられる。

以上が本発明の実施形態の説明である。本発明は、上記の構成に限定されるものではなく、本発明の技術的思想の範囲において様々な変形が可能である。例えば撮影される画像の解像力の分布を変更するためのインターフェースとしては、手元操作部１５０に設けられたレバーに限らず、プロセッサ２００のフロント面に実装された操作パネル２６０（例えばタッチスクリーン）やプロセッサ２００に接続されたフットペダル等が想定される。

レバー操作に応じたシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの振幅の変化は、Ｘ、Ｙ軸で互いに共通である必要はなく、互いに異なるものとしてもよい。

１ 医療用観察システム
１００ 走査型医療用プローブ
１３６、１３８ 圧電アクチュエータ
１５０ 手元操作部
２００ プロセッサ
２４０ タイミングコントローラ
２５４ ＤＳＰ
２７０ ＰＤ値メモリ

Claims (5)

1. 所定の光を射出する光源と、
   前記光源からの光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、
   前記射出端から射出された光を規定の走査範囲で走査するように該射出端近傍を振動させる振動手段と、
   前記走査された光の反射光を受光して画像信号を検出する画像信号検出手段と、
   前記画像信号の検出タイミングに基づいて、各該画像信号により表現される画像情報の画素配置を決定する画素配置決定手段と、
   前記決定された画素配置に従って各前記画像情報を空間的に配列して画像を作成する画像作成手段と、
   を有し、
   前記振動手段は、術者による所定の操作に応じて、前記走査範囲内の前記光の走査軌跡の分布が変化するように該射出端近傍の振動を制御することを特徴とする医療用観察システム。
2. 前記振動手段は、前記所定の操作に応じて、前記走査範囲内の前記光の走査軌跡の分布が均一になるように、又は該走査軌跡の分布が該走査範囲の中心ほど密になるように、或いは該走査軌跡の分布が該走査範囲の周縁ほど密になるように、該射出端近傍の振動を制御することを特徴とする、請求項１に記載の医療用観察システム。
3. 前記振動手段は、前記所定の操作に応じて、前記射出端から射出された光による前記被写体の走査期間中、該射出端の回転軌跡の径が一定の割合で徐々に増加するように、又は該回転軌跡の径が指数関数的に増加するように、或いは該回転軌跡の径が対数関数的に増加するように、該射出端近傍の振動を制御することを特徴とする、請求項１又は請求項２の何れか一項に記載の医療用観察システム。
4. 各前記走査期間中における前記振動手段による前記回転軌跡の最大径は、常に同じであることを特徴とする、請求項３に記載の医療用観察システム。
5. 前記振動手段は、
   前記射出端近傍に配置された圧電アクチュエータと、
   前記所定の操作に応じて前記圧電アクチュエータへの印加電圧を制御する印加電圧制御手段と、
   を有することを特徴とする、請求項１から請求項４の何れか一項に記載の医療用観察システム。

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