JP2011104239A

JP2011104239A - 走査型医療用プローブ、及び医療用観察システム

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Publication number: JP2011104239A
Application number: JP2009264745A
Authority: JP
Inventors: Shotaro Kobayashi; 将太郎小林
Original assignee: Hoya Corp
Current assignee: Hoya Corp
Priority date: 2009-11-20
Filing date: 2009-11-20
Publication date: 2011-06-02

Abstract

【課題】直視観察画像と側視観察画像の両方の視点の画像を撮影するのに適した構成の走査型医療用プローブを提供すること。
【解決手段】光源から射出された光を対象物に向けて伝送する第一の光ファイバと、第一の光ファイバの射出端が所定の回転軌跡を描くように該第一の光ファイバを振動させる振動手段と、射出端から射出された光を対象物上に集光させる対物光学系であって、走査型医療用プローブの長軸方向に向いた直視用対物光学系と、該直視用対物光学系と直交する方向に向いた側視用対物光学系と、対象物上に集光された光の反射光を所定の外部機器に伝送する第二の光ファイバとを有し、第一の光ファイバの射出端から射出された光が直視用対物光学系又は斜視用対物光学系に択一的に入射するように射出端近傍を振動させるように構成された走査型医療用プローブを提供する。
【選択図】図４

Description

この発明は、光源から照射された光を対象物上で走査させる走査型医療用プローブに関連し、詳しくは、極細径の光ファイバの先端を共振させて対象物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に関する。また、該医療用プローブを有する医療用観察システムに関する。

医師が患者の体腔内を観察するときに使用する医療機器として、電子スコープが一般的に知られている。電子スコープを使用する医師は、電子スコープの挿入部を体腔内に挿入して、挿入部の先端に備えられた先端部を観察対象近傍に導く。医師は、先端部に搭載されたＣＣＤ（Charge Coupled Device）等の固体撮像素子によって体腔内の生体組織を撮影するため、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する。医師は、各種操作を行った結果得られる生体組織の映像をモニタを通じて観察して検査や施術等を行う。

このように電子スコープは、患者の体腔内に挿入されて使用される。そのため、電子スコープに関して、患者の負担を軽減すべく挿入部を細径化させる要望が恒常的にある。電子スコープを細径化させるためには、各種内蔵部品の配置等を工夫する以外に各種内蔵部品自体を小型化させることが望まれる。なお、固体撮像素子や対物光学系は、電子スコープの内蔵部品のなかでも寸法が大きく、電子スコープの先端部内部の部品実装スペースを専有する割合が高い。別の側面によれば、電子スコープの設計上可能な最小外径寸法は、固体撮像素子や対物光学系の寸法によって実質的に規定される。

ところで、電子スコープのなかには、直視観察画像と側視観察画像の両方の視点の画像を撮影できるように構成されたタイプがある。この種の電子スコープの具体的構成例は、特許文献１〜４等に記載されている。特許文献１〜４の各文献によれば、固体撮像素子又は対物光学系が直視用と側視用に別個独立して電子スコープの先端部に配置されている。そのため、電子スコープの大径化が避けられない点が問題視されている。

ここで、固体撮像素子自体を不要とした構成を採用することによって、従来型の電子スコープ（つまり固体撮像素子を搭載した電子スコープ）よりも細径化させることが可能な走査型医療用プローブが提案されている。この種の走査型医療用プローブを有する医療用観察システムの具体的構成例は、特許文献５に記載されている。特許文献５に記載の走査型医療用プローブは、単一の光ファイバの先端を共振させて所定の走査光により対象物を所定の走査パターンで走査する。かかる走査型医療用プローブは、対象物からの反射光を検出して光電変換しビデオプロセッサに順次出力する。ビデオプロセッサは、光電変換された信号を処理して画像化しモニタに出力する。医師は、このようにして得られた体腔内の映像を、電子スコープを使用した場合と同じくモニタを通じて観察し検査や施術等を行うことができる。

特開平１１−１３７５１２号公報特開平１１−２５３４０１号公報特開２００４−３２９６９９号公報特開２００５−４５５号公報米国特許第６，５６３，１０５号明細書

特許文献１〜４に記載の電子スコープが抱える大径化の問題は、特許文献５に記載の走査型医療用プローブを応用した構成であって、細径でありつつも直視観察画像と側視観察画像の両方の視点の画像を撮影可能な医療用観察機器を提供することにより解消されると考えられる。しかし、これまでのところ、このような医療用観察システムの構成について何ら言及が無く、また、当該医療用観察システムが持つ問題点について何ら提起されておらず、当該問題点を解決する手段についての検討も一切行われていない。

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、直視観察画像と側視観察画像の両方の視点の画像を撮影するのに適した構成の走査型医療用プローブ、及び該構成の走査型医療用プローブを有する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走査型医療用プローブは、光源から照射された光を対象物上で走査させる医療用観察機器であり、次のように構成されている。すなわち、本発明に係る走査型医療用プローブは、光源から射出された光を対象物に向けて伝送する第一の光ファイバと、該第一の光ファイバの射出端が所定の回転軌跡を描くように該第一の光ファイバを振動させる振動手段と、該射出端から射出された光を対象物上に集光させる対物光学系であって、走査型医療用プローブの長軸方向に向いた直視用対物光学系と、該直視用対物光学系と直交する方向に向いた側視用対物光学系と、対象物上に集光された光の反射光を所定の外部機器に伝送する第二の光ファイバとを有している。振動手段は、直視用対象物及び側視対象物の何れに対しても走査光を走査させて直視観察画像と側視観察画像の両方の視点の画像情報を得るべく、第一の光ファイバの射出端から射出された光が直視用対物光学系又は斜視用対物光学系に択一的に入射するように射出端近傍を振動させる。

本発明に係る走査型医療用プローブは、第一の光ファイバの射出端の前方のスペースを２つのスペースに区切る壁部を更に有し、その区切られたスペースの各々に直視用対物光学系、側視用対物光学系がそれぞれ配置されたものであってもよい。当該壁部の面であって第一の光ファイバの射出端と対向する壁部の面には、本来意図しない対物光学系への不要散乱成分の入射や該面における正反射成分の該射出端への入射を避けるべく、使用波長の光に対する光吸収率の高い材料が塗布されてもよい。

上記壁部は、側視用対物光学系に入射した光を折り曲げて走査型医療用プローブの側方に射出させるための、該側視用対物光学系が有するミラー部であってもよい。

ここで、上記振動手段は、第一の光ファイバの射出端から光が射出される光射出期間中、該射出端を所定の回転基準位置を中心に回転させてもよく、或いは、該射出端を所定の回転基準位置をシフトさせつつ該回転基準位置中心で回転させてもよい。

本発明に係る走査型医療用プローブは、鉗子を起上させる鉗子起上台と、該鉗子起上台の起上動作に連動させて、直視用対物光学系及び側視用対物光学系に対する第一の光ファイバの射出端の回転基準位置をシフトさせる基準位置シフト手段とを更に有する構成としてもよい。基準位置シフト手段は、第一の光ファイバの射出端の回転基準位置を側視用対物光学系側にシフトさせる構成であってもよい。

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、第一の光ファイバに光を入射させる光源と、上記の何れかに記載の走査型医療用プローブと、第二の光ファイバにより伝送された光を受光して画像信号を検出する画像信号検出手段と、第一のタイミングで検出された画像信号に直視画像の画素アドレスを割当てると共に、該第一のタイミングと異なる第二のタイミングで検出された画像信号に側視画像の画素アドレスを割当てて、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、該画素配置決定手段により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ことを特徴としたシステムである。

本発明によれば、直視観察画像と側視観察画像の両方の視点の画像を撮影するのに適した構成の走査型医療用プローブ、及び該構成の走査型医療用プローブを有する医療用観察システムが提供される。

本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブの内部構成及びプロセッサの一部の構成を模式的に示す構成図である。本発明の第一実施形態のプロセッサ及びモニタの構成を示すブロック図である。本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブの挿入部先端の構成を模式的に示す正面図である。本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブの挿入部先端の内部構成を模式的に示す図である。本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブの圧電アクチュエータ駆動時における各結合パルス光の射出位置を示す図である。本発明の第一実施形態において観察対象上に形成されるスポットを説明するための図である。本発明の第一実施形態のプロセッサが有するＤＳＰの構成を示すブロック図である。本発明の第一実施形態においてモニタに表示される直視画像及び側視画像の一例を示す図である。本発明の第二実施形態の走査型医療用プローブの挿入部先端の内部構成を模式的に示す図である。本発明の第三実施形態の走査型医療用プローブが有する圧電アクチュエータの各電極の位置関係を説明するための図である。本発明の第三実施形態において、ＸＹ近似面上におけるシングルモードファイバの射出端の回転軌跡と画素配置との関係を説明するための図である。本発明の第四実施形態の走査型医療用プローブの挿入部先端の内部構成を模式的に示す図である。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態の走査型医療用プローブを有する医療用観察システムについて説明する。

図１は、本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブ１００の内部構成及びプロセッサ２００の一部の構成を模式的に示す構成図である。図２は、第一実施形態のプロセッサ２００及びモニタ３００の構成を示すブロック図である。なお、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、走査型医療用プローブ１００の一部の構成も模式的に示している。また、モニタ３００は周知の構成を有した受像装置であるため、図２においてモニタ３００の詳細な構成は図示省略している。これらの図面に示されるように、第一実施形態の医療用観察システム１は、走査型医療用プローブ１００、プロセッサ２００、及びモニタ３００を有している。

プロセッサ２００は、走査型医療用プローブ１００を駆動制御するとともに走査型医療用プローブ１００により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。

図２に示されるように、走査型医療用プローブ１００は、基端部に光学コネクタ部１１０及び電気コネクタ部１２０を有している。また、プロセッサ２００は、光学コネクタ部２１０及び電気コネクタ部２２０を有している。光学コネクタ部１１０が光学コネクタ部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が光学的に接続される。同じく、電気コネクタ部１２０が電気コネクタ部２２０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が電気的に接続される。プロセッサ２００とモニタ３００は、所定のケーブルを介して電気的に接続される。なお、図１においては、走査型医療用プローブ１００とプロセッサ２００の接続関係等を分かり易くするため、光学コネクタ部１１０と２１０との接続部分を敢えて二つに分けて図示している。

このように走査型医療用プローブ１００、プロセッサ２００、モニタ３００がそれぞれ接続されて電源が投入されると、術者は、医療用観察システム１を使用して患者の体腔内を検査、施術等できるようになる。具体的には、術者は、走査型医療用プローブ１００の挿入部１３０を体腔内に挿入して挿入部１３０の挿入部先端１３０ａを観察対象近傍に導きつつ、プロセッサ２００の操作パネル２６０を必要に応じて操作する。術者は、このような操作を行った結果得られる体腔内の生体組織の映像をモニタ３００を通じて観察し検査や施術等を行う。

なお、第一実施形態においては、体腔内の生体組織を観察するために走査型医療用プローブ１００単体が体腔内に直接挿入される。別の実施形態においては、例えば挿入部先端１３０ａを観察対象近傍にスムーズに導くため、挿入部１３０にガイドワイヤ等を添えて挿入するようにしてもよい。また、例えば電子スコープ等が有する鉗子チャンネルに挿入部１３０を挿入し通して、挿入部先端１３０ａを観察対象近傍に近接させるようにしてもよい。

プロセッサ２００は、観察対象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システムコントローラ２４０を有している。システムコントローラ２４０は、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。ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂはそれぞれ、入力され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。なお、各色のパルスの発光タイミングは、同時に限らず、順次（例えばＲ、Ｇ、Ｂの順）であってもよい。また、各色のパルス光の射出光量は、走査型医療用プローブ１００を構成するファイバの透過率や光検出器の感度、被写体からの散乱光強度等を考慮して設定し又は調節してもよい。

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、光学コネクタ部１１０から挿入部先端１３０ａに亘って、走査型医療用プローブ１００の外皮部材（後述の図３に示されるシース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搬される。伝搬された結合パルス光は、挿入部先端１３０ａ内部に配置されたシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂから射出される。なお、パルス光の伝送路は、シングルモードファイバに限らず、マルチモードファイバであってもよい。

図３は、第一実施形態の挿入部先端１３０ａの構成を模式的に示す正面図である。図４（ａ）は、図３中矢印Ａ方向から挿入部先端１３０ａを臨んだときの挿入部先端１３０ａの内部構成を模式的に示す側面図である。図４（ｂ）は、図３中矢印Ｂ方向から挿入部先端１３０ａを臨んだときの挿入部先端１３０ａの内部構成を模式的に示す上面図である。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。また、走査型医療用プローブ１００の中心軸に符号「ＡＸ」を付す。

図３又は図４に示されるシース１３２は、可撓性を有する走査型医療用プローブ１００の保護チューブである。シース１３２は、挿入部先端１３０ａから光学コネクタ部１１０にまで延びた形状を有し、走査型医療用プローブ１００が有する各種内蔵部品を保護している。シース１３２の外径寸法は、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、従来型の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、従来型の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。

走査型医療用プローブ１００は、鉗子起上台１６０を有している。鉗子起上台１６０は、シース１３２内部の図示省略された鉗子チャンネルに挿入され通された処置具を患部等に向けて起上する。

図４（ａ）又は図４（ｂ）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。支持体１３４は、圧電アクチュエータ１３６を支持している。圧電アクチュエータ１３６には、シングルモードファイバ１１２が貫通されている。シングルモードファイバ１１２は、その先端部１１２ｃが圧電アクチュエータ１３６の先端から所定量突出されて、圧電アクチュエータ１３６に片持ち梁の状態で支持されている。圧電アクチュエータ１３６の後端近傍には、電極１３６Ｘ_１、１３６Ｘ_２、１３６Ｙ_１、１３６Ｙ_２が設けられている。各電極は、例えば同一サイズかつ同一形状である。電極１３６Ｘ_１と電極１３６Ｘ_２は、シングルモードファイバ１１２の中心軸を通るＹ方向の直線を挟んで対称に配置されている。電極１３６Ｙ_１と電極１３６Ｙ_２は、シングルモードファイバ１１２の中心軸を通るＸ方向の直線を挟んで対称に配置されている。各電極は、終端が電気コネクタ部１２０内部に収容された電線（不図示）と接続されている。電極１３６Ｘ_１及び１３６Ｘ_２は、電気コネクタ部１２０と電気コネクタ部２２０とを接続させたときに、プロセッサ２００が有するＸ軸ドライバ２３６Ｘに接続される。電極１３６Ｙ_１及び１３６Ｙ_２は、電気コネクタ部１２０と電気コネクタ部２２０とを接続させたときに、プロセッサ２００が有するＹ軸ドライバ２３６Ｙに接続される。

システムコントローラ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Ｖｘを電極１３６Ｘ_１、１３６Ｘ_２間に印加して、圧電アクチュエータ１３６をＸ方向に共振させる。Ｙ軸ドライバ２３６Ｙは、駆動制御信号に基づいて交流電圧Ｖｘと同一周波数であって位相が直交する交流電圧Ｖｙを電極１３６Ｙ_１、１３６Ｙ_２間に印加して、圧電アクチュエータ１３６をＹ方向に共振させる。交流電圧Ｖｘ、Ｖｙはそれぞれ、振幅がリニアに増加して、時間（Ｖｘ）、（Ｖｙ）かけて実効値（Ｖｘ）、（Ｖｙ）に達する電圧として定義される。

図５は、圧電アクチュエータ１３６の駆動時における各結合パルス光の射出位置Ｐｉ（ｉ＝０〜ｎ）を示す図である。図５においては、説明の便宜上、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの初期位置Ｐ_０（圧電アクチュエータ１３６の非駆動時における位置）より僅かに上の位置に原点を置く。射出端１１２ｂは、圧電アクチュエータ１３６によるＸ方向及び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。）上において初期位置Ｐ_０を中心に渦巻状のパターンＳＰ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（Ｖｘ）、（Ｖｙ）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、圧電アクチュエータ１３６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（Ｖｘ）又は（Ｖｙ）に相当する期間であり、以下、「サンプリング期間」と記す。）、射出端１１２ｂから射出され続ける。各結合パルス光は、サンプリング期間中、射出位置Ｐ_０、Ｐ_１、Ｐ_２、・・・、Ｐ_ｎ−２、Ｐ_ｎ−１、Ｐ_ｎに位置するタイミングで射出端１１２ｂから順に射出される。

シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの振動は、サンプリング期間の経過後、圧電アクチュエータ１３６への交流電圧の印加が停止されるため、徐々に減衰されていく。かかる減衰に伴って、ＸＹ近似面上におけるシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの円運動は徐々に減衰して、所定時間後に初期位置Ｐ_０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が初期位置Ｐ_０に停止するまでの期間を「制動期間」と記す。一フレーム（又は一フィールド）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。制動期間を短縮するため、制動期間の初期段階に圧電アクチュエータ１３６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。

図４（ａ）に示されるように、シングルモードファイバ１１２の前方には、壁部１５０により区切られた２つのスペースの各々に、直視用対物光学系１３８、側視用対物光学系１４０の別個独立した対物光学系が配置されている。直視用対物光学系１３８は、光軸が走査型医療用プローブ１００の長軸方向（中心軸ＡＸ方向）と平行であるように配置されている。側視用対物光学系１４０は、物体（観察対象）側に最も近いレンズの光軸が直視用対物光学系１３８の光軸と直交する光学構成を有している。

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、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの振れ角に応じて直視用対物光学系１３８又は側視用対物光学系１４０の何れかに入射する。

シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂと対向する壁部１５０の面には、使用波長のレーザ光に対する光吸収率が高いレーザ光吸収剤１５２が塗布されている。レーザ光吸収剤１５２の光吸収作用により、本来意図しない対物光学系への不要散乱成分の入射（例えば直視用対物光学系１３８に向けて射出された結合パルス光が壁部１５０で散乱されて側視用対物光学系１４０に入射する等）が効果的に抑えられる。また、当該面における正反射成分が射出端１１２ｂに入射するのを防止することができる。

直視用対物光学系１３８に入射した結合パルス光は、直視用対物光学系１３８のパワーにより挿入部先端１３０ａの前方に位置する観察対象上にスポットＳｉを形成する。側視用対物光学系１４０に入射した結合パルス光は、ミラーＭによって折り曲げられつつ側視用対物光学系１４０のパワーにより挿入部先端１３０ａの側方に位置する観察対象上にスポットＳｉを形成する。

図６（ａ）、図６（ｂ）は、観察対象上に形成されるスポットＳｉを説明するための図である。図６（ａ）又は図６（ｂ）において、図５の射出位置Ｐｉに対応するスポットＳｉには、当該射出位置Ｐｉと同一のサブスクリプトを付している。図６（ａ）、図６（ｂ）はそれぞれ、一サンプリング期間中、側視用対物光学系１４０、直視用対物光学系１３８を介して観察対象上に形成されるスポットＳｉを示す。図５及び図６の各図から明らかなように、図５中Ｙ座標が正であるときに射出された結合パルス光は、側視用対物光学系１４０を介して観察対象上にスポットＳｉを形成する。また、図５中Ｙ座標が負であるときに射出された結合パルス光は、直視用対物光学系１３８を介して観察対象上にスポットＳｉを形成する。なお、図６（ａ）又は図６（ｂ）中の渦巻状の実線は、観察対象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各結合パルス光の射出位置Ｐｉと、該射出位置Ｐｉに対応するスポットＳｉの観察視野中の形成位置との関係は、実験等を重ねた結果予め求められている。また、各スポットＳｉの形成位置と、該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。システムコントローラ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、各圧電アクチュエータに印加される交流電圧の制御）、及びドライバ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、走査型医療用プローブ１００は、直視用受光ファイババンドル１４２Ａ及び側視用受光ファイババンドル１４２Ｂを有している。直視用受光ファイババンドル１４２Ａは、入射端が挿入部先端１３０ａの前面に位置するようにシース１３２に支持されている。側視用受光ファイババンドル１４２Ｂは、入射端がシース１３２の側壁面に位置するようにシース１３２に支持されている。図４において図示省略するが、各受光ファイババンドルは支持体１３４の後方で束ねられており、光ファイババンドル１４２を構成している。

直視用対物光学系１３８を介して観察対象上に形成されたスポットＳｉは、該観察対象上で散乱されて直視用受光ファイババンドル１４２Ａに入射する。側視用対物光学系１４０を介して観察対象上に形成されたスポットＳｉは、該観察対象上で散乱されて側視用受光ファイババンドル１４２Ｂに入射する。直視用受光ファイババンドル１４２Ａと側視用受光ファイババンドル１４２Ｂは、入射端面が互いに直交すると共に比較的離れて配置されている。そのため、挿入部先端１３０ａの前方に位置する観察対象上で散乱された成分は、側視用受光ファイババンドル１４２Ｂに実質的に入射しない。また、挿入部先端１３０ａの側方に位置する観察対象上で散乱された成分は、直視用受光ファイババンドル１４２Ａに実質的に入射しない。

各受光ファイババンドルに入射した反射パルス光は、光ファイババンドル１４２内部を終端に向かって伝搬される。光ファイババンドル１４２の終端は、光学コネクタ部１１０に収容されており、光学コネクタ部１１０と光学コネクタ部２１０との連結部分を介してプロセッサ２００の光分離器２３８と結合されている。

光ファイババンドル１４２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、光ファイババンドル１４２は、従来型の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。

光分離器２３８は、光ファイババンドル１４２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により導光されて観察対象を照射する。そのため、観察対象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。

図７は、第一実施形態のＤＳＰ２５４の構成を示すブロック図である。ＤＳＰ２５４は、図７に示されるように、Ｒ、Ｇ、Ｂの各波長に対応するデジタル信号列用に物理的に又は論理的に分離された領域２５４ａＲ、２５４ａＧ、２５４ａＢを持つ波形蓄積回路２５４ａを有している。波形蓄積回路２５４ａは、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇ、２５２Ｂからの各デジタル信号列を各対応領域にラッチする。なお、各対応領域にラッチされたデジタル信号列は、波形蓄積回路２５４ａの容量を考慮して一定時間経過後順次破棄される。

波形蓄積回路２５４ａは、上記の既知情報に基づいて作成された、各結合パルス光のスポットＳｉが形成される観察視野中の位置（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とを関連付けたテーブルを保持している。波形蓄積回路２５４ａは、上記テーブルを参照しつつ各対応領域にラッチされたデジタル信号列を監視して、各タイミングＴの各波長に対応する信号を画像情報（すなわち、領域２５４ａＲの信号をＲ色の輝度値、領域２５４ａＧの信号をＧ色の輝度値、領域２５４ａＢの信号をＢ色の輝度値）として検出し、検出された信号に、当該タイミングＴに対応する画素アドレスを割り当てる。本明細書中、信号検出のタイミングＴに基づいて、該信号により表現される画像情報の画素配置を決定する処理（画素アドレスの割当て処理）を「画素マッピング処理」と記す。かかる画素マッピング処理により、空間的に離散した画素を適正な順序で配列して、直視画像又は側視画像が得られることとなる。

前述したように、図５中Ｙ座標が負に対応する結合パルス光は、直視画像を構成するスポットＳｉを観察対象上に形成する。一方、図５中Ｙ座標が正に対応する結合パルス光は、側視画像を構成するスポットＳｉを観察対象上に形成する。よって、波形蓄積回路２５４ａは、前者に対応するタイミングＴ（交流電圧Ｖｙが負の振幅周期のタイミング）の信号を用いて直視画像の画素マッピング処理を行い、直視用の画像情報を直視画像用メモリ２５４ｂに順次書き込む。また、後者に対応するタイミングＴ（交流電圧Ｖｙが正の振幅周期のタイミング）の信号を用いて側視画像の画素マッピング処理を行い、側視用の画像情報を側視画像用メモリ２５４ｃに順次書き込む。

直視画像用メモリ２５４ｂ及び側視画像用メモリ２５４ｃはフレームバッファであり、所定の情報量（例えば一フレーム（又は一フィールド）分の画像情報）をバッファリングする。画像情報読み出し回路２５４ｄは、システムコントローラ２４０によるタイミング制御に従い、直視画像用メモリ２５４ｂ又は側視画像用メモリ２５４ｃにバッファリングされた画像情報を所定の規格（例えばＮＴＳＣ（National Television System Committee）等）に適合した順序で読み出して、マスク生成回路２５４ｅに出力する。マスク生成回路２５４ｅは、直視又は側視の画像情報を有さない画素アドレスに対して所定のマスキングデータを生成して付加して、映像信号出力回路２５６に出力する。

映像信号出力回路２５６は、入力された画像情報を所定の規格に準拠した映像信号に変換してモニタ３００に出力する。これにより、モニタ３００に、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色からなる観察対象のカラー画像が表示される。ここで、図８（ａ）、図８（ｂ）に、モニタ３００に表示される直視画像４００及び側視画像５００を示す。スポットＳ_０〜Ｓ_ｎに対応する全ての画像情報を用いて画像を構成した場合、モニタ３００には、図８（ａ）に示されるように、観察領域が半月状の直視画像４００及び側視画像５００が表示される。図６（ａ）及び図６（ｂ）中破線で示される領域Ｒ_１及びＲ_２内のスポットＳｉに対応する画素情報だけを用いて画像を構成した場合には、図８（ｂ）に示されるように、観察領域が矩形の直視画像４００及び側視画像５００が表示される。この種の観察画像は、一般に、周辺部より中央部に注目領域が存在することが多い。そのため、領域Ｒ_１又はＲ_２に対応するトリミングを行って周辺部の画像情報を表示しない場合であっても、診断、処置等に実質的に影響は及ばない。観察領域のサイズ、形状、表示位置等は、画素マッピング処理における画素アドレスの割当てによって適宜設定を変更することができる。また、光学的要因で生じた画像の歪みは、画素マッピング処理における画素アドレスの割当てによって適宜補正することができる。

観察対象上の結合パルス光の走査軌跡も適宜設定変更することができる。具体的には、第一実施形態においては走査軌跡がほぼ円状であるが、楕円状とすることもできる。走査軌跡を楕円状にするためには、交流電圧Ｖｘと交流電圧Ｖｙとの振幅のバランスを第一実施形態に対して変更すればよい。例えば画像のアスペクト比に合わせて楕円状に走査をする場合には、円状に走査する場合と比べて、走査軌跡の内周側と外周側との間で生じる走査速度差を軽減することができる。例えば観察対象上を比較的一様な速度で走査できるため、スポットＳｉを観察対象上に均一な間隔で形成（別の表現によれば均一な画素配置）できるようになる。

図９は、本発明の第二実施形態の走査型医療用プローブ１００の挿入部先端１３０ａｚの内部構成を模式的に示す、図４（ａ）と同様の側面図である。第二実施形態の走査型医療用プローブ１００は、対物光学系周辺の構成のみ第一実施形態の走査型医療用プローブ１００と相違する。第二実施形態以降の各実施形態において、第一実施形態の構成と同一の又は同様の構成には同一の又は同様の符号を付して説明を省略する。

図９に示されるように、挿入部先端１３０ａｚは、直視用対物光学系１３８ｚ及び側視用対物光学系１４０ｚを有している。第二実施形態においては、側視用対物光学系１４０ｚのミラーＭｚが第一実施形態の壁部１５０の機能を兼ね備えている。そのため、第二実施形態においては、挿入部先端１３０ａｚの構成が簡素化して、挿入部先端１３０ａｚの更なる細径化が達成される。なお、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂと対向するミラーＭｚの側端面には、使用波長のレーザ光に対する光吸収率が高いレーザ光吸収剤１５２ｚが塗布されている。

図１０は、本発明の第三実施形態の走査型医療用プローブ１００が有する圧電アクチュエータ１３６ｙの各電極の位置関係を説明するための図である。図１１（ａ）〜（ｃ）は、第三実施形態において、ＸＹ近似面上におけるシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの回転軌跡と画素配置との関係を説明するための図である。

図１０に示されるように、電極１３６Ｘ_１と電極１３６Ｘ_２は、第一実施形態と同じく、図１０中Ｙ’軸を挟んで対称に配置されている。一方、電極１３６Ｙ_１と電極１３６Ｙ_２は、第一実施形態と異なり、図１０中Ｘ’軸を挟んで非対称の位置に配置されている。圧電アクチュエータ１３６ｙは、交流電圧Ｖｘ及びＶｙが印加されたとき、電極配置の非対称性に応じた分極ベクトルの発生により、回転中心がＹ方向に偏芯移動されつつ楕円状の軌跡を描くように共振する。かかる共振動作により、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂは、サンプリング期間中矢印Ｃ方向に回転して楕円を描きながら、図１１（ａ）中矢印Ｄ方向（Ｙ方向に対応する方向）に徐々にシフトする。なお、第三実施形態においては、楕円軌跡を描かせるため、交流電圧Ｖｘ、Ｖｙの周波数を互いに異なる値に設定する（Ｘ方向とＹ方向とで共振周波数が異なるため）。

図１１（ｂ）には、直視用対物光学系１３８を介して観察対象上に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（実線）と、直視用の矩形観察領域５００との関係が示される。図１１（ｃ）には、側視用対物光学系１４０を介して観察対象上に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（実線）と、側視用の矩形観察領域４００との関係が示される。図１１（ｂ）及び図１１（ｃ）に示されるように、結合パルス光は、直視側及び側視側の各観察対象を一水平走査ライン毎に順次走査する。そのため、ＤＳＰ２５４には水平走査ライン毎の画像情報が順次入力されることとなる。そのため、画像情報読み出し回路２５４ｄは、他の実施形態のように、各画素アドレスの画像情報をＮＴＳＣ等の所定の規格に準拠した順序に組み替える必要が無く、入力された順序そのままで後段の回路に出力することができる。そのため、ＤＳＰ２５４の処理負荷や処理速度が向上する。また、直視画像用メモリ２５４ｂ又は側視画像用メモリ２５４ｃに蓄積すべき画像情報量を削減することができ、メモリ利用効率が向上する。

図１２（ａ）は、本発明の第四実施形態の走査型医療用プローブ１００の挿入部先端１３０ａｘの内部構成を模式的に示す、図４（ａ）と同様の側面図である。図１２（ｂ）は、本発明の第四実施形態の走査型医療用プローブ１００の挿入部先端１３０ａｘに内蔵された鉗子起上台及びその周辺の構成を模式的に示す側面図である。

図１２（ａ）に示されるように、挿入部先端１３０ａｘには支持体１３４の代替として、支軸１３５と一体に形成された支持体１３４ｘが設けられている。また、図１２（ｂ）に示されるように、シース１３２内部には鉗子起上用ワイヤ１６１が張られている。鉗子起上用ワイヤ１６１は、走査型医療用プローブ１００の手元の操作部（不図示）の操作に応じて走査型医療用プローブ１００の基端側に引かれる。このとき鉗子起上用ワイヤ１６１の先端と接合した鉗子起上用レバー１６２が図１２（ｂ）中矢印Ｅ方向に引かれると共に、鉗子起上用レバー１６２と一体に形成された鉗子起上台１６０が図１２（ｂ）中矢印Ｆ方向に起上する。

鉗子起上台１６０又は鉗子起上用レバー１６２の支点には、鉗子起上台１６０と共に回転するプーリー１６３が取り付けられている。プーリー１６３には連動ワイヤ１６４が掛けられている。連動ワイヤ１６４は、プーリー１６３から所定の間隔を置いた位置で支軸１３５にも掛けられている。支軸１３５（及び支軸１３５に一体形成された支持体１３４ｘ）は、鉗子起上台１６０の起上に伴うプーリー１６３の回転に従動回転して、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃを図１２（ａ）中矢印Ｇ方向に移動させる。すなわち、鉗子起上台１６０が起上されたとき、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの回転中心（回転基準位置）が側視用対物光学系１４０にシフトする。これにより、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂは主に側視用対物光学系１４０の瞳内で回転して、側視側の走査範囲が拡大することとなる。術者は、例えば鉗子起上台１６０に起上された処置具周辺を拡大画像により精細に観察することができる。

以上のように、本発明の各実施形態によれば、細径でありつつも直視観察画像と側視観察画像の両方の視点の画像を撮影可能な走査型医療用プローブ、及び該走査型医療用プローブを有する医療用観察システムが提供される。

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。

１医療用観察システム
１００走査型医療用プローブ
１３６圧電アクチュエータ
１３８直視用対物光学系
１４０側視用対物光学系
２００プロセッサ
２４０システムコントローラ
２５４ＤＳＰ
３００モニタ

Claims

光源から照射された光を対象物上で走査させる走査型医療用プローブにおいて、
前記光源から射出された光を前記対象物に向けて伝送する第一の光ファイバと、
前記第一の光ファイバの射出端が所定の回転軌跡を描くように該第一の光ファイバを振動させる振動手段と、
前記射出端から射出された光を前記対象物上に集光させる対物光学系であって、前記走査型医療用プローブの長軸方向に向いた直視用対物光学系と、該直視用対物光学系と直交する方向に向いた側視用対物光学系と、
前記対象物上に集光された前記光の反射光を所定の外部機器に伝送する第二の光ファイバと、
を有し、
前記振動手段は、前記第一の光ファイバの射出端から射出された光が前記直視用対物光学系又は前記斜視用対物光学系に択一的に入射するように前記射出端近傍を振動させることを特徴とする走査型医療用プローブ。
前記射出端の前方のスペースを２つのスペースに区切る壁部を更に有し、
前記区切られたスペースの各々に前記直視用対物光学系、前記側視用対物光学系がそれぞれ配置されたことを特徴とする、請求項１に記載の走査型医療用プローブ。
前記光に対する光吸収率の高い材料が前記射出端と対向する前記壁部の面に塗布されたことを特徴とする、請求項２に記載の走査型医療用プローブ。
前記壁部は、前記側視用対物光学系に入射した前記光を折り曲げて前記走査型医療用プローブの側方に射出させるための、該側視用対物光学系が有するミラー部であることを特徴とする、請求項２又は請求項３に記載の走査型医療用プローブ。
前記振動手段は、前記射出端から前記光が射出される光射出期間中、該射出端を所定の回転基準位置を中心に回転させ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走査型医療用プローブ。
前記振動手段は、前記射出端から前記光が射出される光射出期間中、該射出端を所定の回転基準位置をシフトさせつつ該回転基準位置中心で回転させ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走査型医療用プローブ。
鉗子を起上させる鉗子起上台と、
前記鉗子起上台の起上動作に連動させて、前記直視用対物光学系及び前記側視用対物光学系に対する前記射出端の回転基準位置をシフトさせる基準位置シフト手段と、
を更に有することを特徴とする、請求項１から請求項６の何れか一項に記載の走査型医療用プローブ。
前記基準位置シフト手段は、前記射出端の回転基準位置を前記側視用対物光学系側にシフトさせることを特徴とする、請求項７に記載の走査型医療用プローブ。
前記第一の光ファイバに前記光を入射させる光源と、
請求項１から請求項８の何れか一項に記載の走査型医療用プローブと、
前記第二の光ファイバにより伝送された前記光を受光して画像信号を検出する画像信号検出手段と、
第一のタイミングで検出された画像信号に直視画像の画素アドレスを割当てると共に、該第一のタイミングと異なる第二のタイミングで検出された画像信号に側視画像の画素アドレスを割当てて、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、
を有することを特徴とする医療用観察システム。