JP5366718B2 - 走査型医療用プローブ、及び医療用観察システム - Google Patents

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及び該医療用観察システムに備えられた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被写体を光走査する走査型医療用プローブ、及び光走査された被写体の観察画像を生成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って撮像する。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。

この種の電子スコープの挿入先端部には、患者の体腔内や微少な隙間に円滑に挿入できるように小型化が恒常的に要求されている。しかし、挿入先端部の実装部品には、例えば固体撮像素子等の寸法の大きい部品が含まれる。挿入先端部の設計上可能な最小外形寸法は、このような大型な部品によって実質的に規定される。従って、挿入先端部を小径化させるためには、より一層小型化された固体撮像素子等を選択することが望まれる。しかし、例えば固体撮像素子は、一般に小型であるほど、解像度やダイナミックレンジ、ＳＮ比等に関する性能が低下する。そのため、挿入先端部を小径化させたい場合であっても、小型な固体撮像素子を安易に選択することはできない。

そこで、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）よりも小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１に記載されている。特許文献１に記載された走査型医療用プローブは、単一の光ファイバ（一般的にはシングルモードファイバ）の先端を共振させて所定の走査光により被写体を所定の走査パターンで走査する。走査型医療用プローブは、被写体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。術者は、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診断や施術等を行うことができる。

国際公開第２００７／０８４９１５号パンフレット

走査型医療用プローブは、一般に、手元操作部による遠隔操作によって挿入先端部の根元付近が屈曲自在に構成されている。挿入先端部の根元付近が屈曲して挿入先端部の方向が変わることにより、走査型医療用プローブによる撮影範囲が移動する。走査光を射出するシングルモードファイバは、遠隔操作による屈曲動作時に、挿入先端部の根元付近の箇所で屈曲する。

ところが、走査型医療用プローブのシングルモードファイバは、一般的な電子スコープのライトガイド（マルチモードファイバ束）と比べてコア径が小さいため、屈曲による光量損失（屈曲箇所における光のコア外への漏れ）が生じやすい欠点を有する。具体的には、シングルモードファイバは、曲率半径（屈曲半径）が徐々に小さくなるように屈曲されたとき、ある屈曲半径を境に、屈曲箇所における損失光量が指数関数的に増加するという性質を有する。屈曲による光量損失には波長依存性があり、長波長の光ほど損失光量が指数関数的に増加し始める屈曲半径が大きい。複数種類の波長の走査光を使用する場合、屈曲半径によっては長波長側の走査光だけ大きく損失することがある。この場合、損失の大きい波長の走査光に対応する一部の色だけが抜けた色再現性の低い画像が撮影される問題が指摘される。

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、屈曲動作に伴う撮影画像の色再現性の劣化（変動）を避けるのに好適な走査型医療用プローブ、及び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、光源から射出された特定波長の光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、光ファイバの特定箇所を屈曲させる屈曲手段と、光ファイバの特定箇所に形成された、特定波長の光の一部を反射するファイバブラッググレーティングと、射出端から射出された特定波長の光が被写体上で走査されるように光ファイバの射出端近傍を振動させる振動手段と、該走査された被写体からの反射光を所定の検出器に出力する反射光出力手段とを有している。ファイバブラッググレーティングは、光ファイバの射出端からの射出光量を一定に保つことにより、光ファイバの屈曲動作に伴う撮影画像の色再現性の劣化（変動）が避けられるように、特定箇所の屈曲に応じた特定波長の光の損失光量を、該特定波長の光に対する該ファイバブラッググレーティングの、該屈曲に伴う透過率の上昇による透過光量の増加によって補うように形成されていることを特徴とする。

光源からの射出光には、特定波長の光を含む複数種類の波長の光が含まれてもよい。この場合、特定波長の光は、ファイバブラッググレーティングの反射によって他の色とのバランスが崩れるのを避けるべく、光ファイバの射出端における射出光量が他の種類の波長の光の該射出端における射出光量と等しくなるように、光源の射出光量が該他の種類の波長の光より多い。なお、特定波長の光は、例えば複数種類の波長のうち最も長波長の光である。

光ファイバは、例えば光源と結合したシングルモードファイバである。

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、上記の何れかに記載の走査型医療用プローブに特定波長の光を射出する光源と、走査型医療用プローブから出力された被写体からの反射光を受光して画像信号を検出する検出器と、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ことを特徴としたシステムである。

光源は、特定波長の光を含む複数種類の波長の光を射出する構成としてもよい。この場合、特定波長の光は、ファイバブラッググレーティングの反射によって他の色とのバランスが崩れるのを避けるべく、光ファイバの射出端における射出光量が他の種類の波長の光の該射出端における射出光量と等しくなるように、光源の射出光量が該他の種類の波長の光より多い。

本発明によれば、屈曲動作に伴う撮影画像の色再現性の劣化（変動）を避けるのに好適な走査型医療用プローブ、及び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ファイバブラッググレーティングの反射スペクトルとＲパルス光との関係を示す図である。 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。 従来の問題点を説明するための図である。 本発明の実施形態における光量特性を示す図である。

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、可撓性を有するアウターシース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。若しくは、例えば固体撮像素子を搭載する一般的な電子スコープ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。挿入可撓部先端１３０ａの根元付近は、手元操作部１５０による遠隔操作によって屈曲自在に構成されている。挿入可撓部先端１３０ａの根元付近が屈曲して挿入可撓部先端１３０ａの方向が変わることにより、走査型医療用プローブ１００による撮影範囲が移動する。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。

なお、走査型医療用プローブ１００に組み込まれている屈曲機構は、一般的な電子スコープの屈曲機構と同じ機構であり、手元操作部１５０の操作に連動した操作ワイヤの牽引によって挿入可撓部先端１３０ａの根元付近を屈曲させるように構成されたものである。走査型医療用プローブ１００の屈曲機構は、図面を簡略化する便宜上、各図においてその図示を省略する。

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、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従ってレーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂを直接変調する。具体的には、各ドライバ回路は、変調制御信号に従って所定の振幅で同位相の電流を、対応するレーザ光源に流す。レーザ光源２３０Ｇ、２３０Ｂは、Ｇ、Ｂの各波長に対応する同一強度（光量）のパルス光（以下、「Ｇパルス光」、「Ｂパルス光」と記す。）を、レーザ光源２３０Ｒは、Ｇパルス光又はＢパルス光の約２倍の強度（光量）の、Ｒの波長に対応するパルス光（以下、「Ｒパルス光」と記す。）を、それぞれ、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によって結合されたパルス光を「結合パルス光」と記す。

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、挿入可撓部１３０の内部に収容されている。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って伝播する。

図３及び図４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。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。この定義によれば、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等に示されるように、走査型医療用プローブ１００の挿入部分である挿入可撓部１３０の外径は、アウターシース１３２によって規定されている。アウターシース１３２は、走査型医療用プローブ１００が固体撮像素子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、アウターシース１３２の内側には、アウターシース１３２より外径の細いインナーシース１３４が同軸に配置されている。アウターシース１３２の内壁とインナーシース１３４の外壁とが規定する円環状のスペースには、複数本の検出用ファイバ１３６が全周に亘って均一に配置されている。複数本の検出用ファイバ１３６は、終端側がコネクタ部１１０内部で束ねられており、単一の光ファイババンドル１３６Ｂを構成している。

インナーシース１３４内部には、支持体１３８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１３８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。先端部１１２ｃの根元には、支持体１３８によって支持された二軸（Ｘ軸及びＹ軸）の圧電アクチュエータ１４０が接着されている。圧電アクチュエータ１４０は、一対のＸ軸用電極及び一対のＹ軸用電極を圧電体上に形成したものである。各Ｘ軸用電極及び各Ｙ軸用電極は、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１４０は、電線を介してプロセッサ２００のＸ軸ドライバ２３６Ｘ及び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、駆動制御信号に従い、交流電圧Ｘを圧電アクチュエータ１４０のＸ軸用電極間に印加して、圧電体をＸ方向に共振させる。Ｙ軸ドライバ２３６Ｙは、駆動制御信号に従い、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１４０のＹ軸用電極間に印加して、圧電体をＹ方向に共振させる。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、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。

図４に示されるように、シングルモードファイバ１１２は、手元操作部１５０の遠隔操作による走査型医療用プローブ１００の屈曲動作時に、挿入可撓部先端１３０ａの根元付近の箇所で屈曲する。この箇所のコアには、Ｒ成分について強い後方反射を引き起こすファイバブラッググレーティングＦＢＧが形成されている。

図５は、ファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射スペクトルとＲパルス光（波長：６３８ｎｍ）との関係を示す図である。図５の横軸は、波長（単位：ｎｍ）を、図５の縦軸は、反射率（単位：％）を、それぞれ示す。図５中、符号Ｒ１は、シングルモードファイバ１１２が屈曲していない状態（図３参照）でのファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射スペクトルを示す。図５に示されるように、Ｒパルス光に対するファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射率は、シングルモードファイバ１１２が屈曲していない状態で４０％（〜５０％）程度である。そのため、Ｒパルス光は、光量がファイバブラッググレーティングＦＢＧによって半分程度カットされる。従って、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂから射出される結合パルス光は、Ｒ、Ｇ、Ｂの各波長の成分が同程度の強度（光量）に揃うこととなる。

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１４０によるＸ方向、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。

結合パルス光は、圧電アクチュエータ１４０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）、シングルモードファイバ１１２の射出端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、圧電アクチュエータ１４０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圧電アクチュエータ１４０に逆相電圧を印加して、制動トルクを積極的に加えてもよい。

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１４２が配置されている。射出端１１２ｂから射出された結合パルス光は、集光光学系１４２によって集光されて、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６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１４０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。

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１３６の入射端１３６ａに入射する。入射端１３６ａに入射した反射パルス光は、検出用ファイバ１３６内部を全反射を繰り返すことによって伝播する。検出用ファイバ１３６（光ファイババンドル１３６Ｂ）の射出端１３６ｂは、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、光ファイババンドル１３６Ｂは、数十本程度（例えば８０本）の検出用ファイバ１３６を束ねたものに過ぎない。そのため、光ファイババンドル１３６Ｂ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１３６は最低限一本あればよい。検出用ファイバ１３６が一本の場合には、走査型医療用プローブ１００をより一層小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１３６Ｂからの反射パルス光をＲ、Ｇ、Ｂの各波長の反射パルス光に分離して、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によって導光されて、被写体を照射する。そのため、被写体上で反射す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。各波長の反射パルス光に対応するアナログ信号は、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７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。モニタ３００に表示される画像のホワイトバランスや明るさ等は、操作パネル２６０を操作することによって調整することができる。

ここで、図８に、従来の問題点を説明するため、従来のシングルモードファイバの射出端から射出されるＲパルス光の光量（図８の曲線Ａ）と、屈曲によるＲパルス光の光量損失率（図８の曲線Ｂ）との関係を示す。図８の横軸は、シングルモードファイバの屈曲半径（単位：ｍｍ）を、図８の縦軸は、Ｒパルス光の射出光量又は屈曲による光量損失率（単位：％）を、それぞれ示す。なお、図８において、Ｒパルス光の射出光量は、便宜上、屈曲による光量損失がない状態を１００％とし、光量損失が増えるに従って％が低下するように表現している。横軸の屈曲半径は、図８中右側ほど小さくなる。

図８に示されるように、Ｒパルス光の射出光量は、屈曲箇所における損失光量がある屈曲半径（ここでは１５ｍｍ）を境に指数関数的に増加するため（曲線Ｂ参照）、急激に減少する（曲線Ａ参照）。Ｒパルス光の射出光量が大幅に減少した場合、先に述べたように、撮影画像がＲ色の抜けた色再現性の低いものになってしまう。本実施形態においても、図４に示されるように走査型医療用プローブ１００を屈曲させたとき、使用波長中の長波長側の光（すなわちＲパルス光）が大きく損失して撮影画像の色再現性が劣化する問題の発生が懸念される。しかし、本実施形態の走査型医療用プローブ１００は、屈曲動作に伴う撮影画像の色再現性の劣化が避けられるように、ファイバブラッググレーティングＦＢＧが形成されている。

なお、検出用ファイバ１３６は、シングルモードファイバ１１２ほど径が細くない（例えばマルチモードファイバである）ため、屈曲機構の可動範囲内の屈曲半径では屈曲による実質的な光量損失が生じない。Ｇパルス光及びＢパルス光についても、波長が短いため、屈曲機構の可動範囲内の屈曲半径では屈曲による実質的な光量損失が生じない。シングルモードファイバ１１２は、屈曲機構による屈曲箇所以外では、食道や器官等の形状に沿って緩やかに湾曲する。しかし、このような緩やかな湾曲では、Ｒパルス光の実質的な光量損失は生じない。

ファイバブラッググレーティングＦＢＧは、図４に示されるように走査型医療用プローブ１００が屈曲したとき、高屈折率部分と低屈折率部分とを交互に配置したグレーティングのピッチがシングルモードファイバ１１２の屈曲半径に応じて広がる。ここで、ファイバブラッググレーティングＦＢＧが反射する光の波長λ_Ｒ（ピーク）は、高屈折率部分と低屈折率部分とのピッチをＤと定義し、グレーティング部分の実効屈折率をｎ_ｅと定義した場合に、２ｎ_ｅ×Ｄで表されるものであり、ピッチＤに比例する。すなわち、波長λ_Ｒは、シングルモードファイバ１１２がきつく曲げられて屈曲半径が小さくなるほどピッチＤが広がるため、長波長側にシフトする。この反射波長のシフトを示したものが図５の符号Ｒ２である。符号Ｒ２は、シングルモードファイバ１１２が屈曲した状態（図４参照）でのファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射スペクトルを示している。図５に示されるように、ファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射スペクトルは、シングルモードファイバ１１２の屈曲に応じて長波長側にシフトする。

図９は、図８と同じ曲線Ｂと、レーザ光源２３０Ｒの出力（光量）に対する、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂから射出されるＲパルス光の光量の割合（図９の曲線Ｃ）と、Ｒパルス光に対するファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射率（図９の曲線Ｄ）及び透過率（図９の曲線Ｅ）との関係を示す図である。図９の横軸は、シングルモードファイバの屈曲半径（単位：ｍｍ）を、図９の縦軸は、レーザ光源２３０Ｒの出力（光量）に対する射出光量の割合、屈曲による光量損失率、ファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射率、及び透過率（単位：％）を、それぞれ示す。なお、図９において、横軸の屈曲半径は、図８と同様に、図９中右側ほど小さくなる。

図９に示されるように、Ｒパルス光に対するファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射率は、シングルモードファイバ１１２が屈曲していない状態で４０％程度である（曲線Ｄ参照）。このときのＲパルス光の射出光量は、Ｒパルス光に対するファイバブラッググレーティングＦＢＧの透過率が６０％であり（曲線Ｅ参照）、屈曲による実質的な光量損失が無いから（曲線Ｂ参照）、レーザ光源２３０Ｒの出力（光量）に対して６０％の光量である（曲線Ｃ参照）。

シングルモードファイバ１１２が屈曲半径１５ｍｍ以下の状態から更に屈曲すると、ファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射スペクトルがＲ１からＲ２に向けて長波長側に徐々にシフトする（図５参照）。この反射スペクトルのシフトに伴い、Ｒパルス光に対するファイバブラッググレーティングＦＢＧの反射率が低下すると同時に透過率が上昇する（図５、曲線Ｄ及びＥ参照）。一方、屈曲による損失光量は、指数関数的に増加する（曲線Ｂ参照）。

ファイバブラッググレーティングＦＢＧは、Ｒパルス光の射出光量を一定量に保つため、屈曲によって損失した光量がファイバブラッググレーティングＦＢＧの透過率の上昇に伴う透過光量の増加によって補われるように、反射スペクトルの波形及びシフト量が屈曲半径に応じた光量損失特性（曲線Ｂ）に合わせ込まれて設計されている。そのため、Ｒパルス光の射出光量は、屈曲による光量損失が生じているにも拘わらず（曲線Ｂ参照）、非屈曲時と同じくレーザ光源２３０Ｒの出力（光量）に対して６０％の光量に保たれている（曲線Ｃ参照）。なお、ファイバブラッググレーティングＦＢＧを設計するにあたり、シングルモードファイバ１１２の屈曲半径に応じた光量損失特性（曲線Ｂ）は、予め計算され又は測定されている。

すなわち、シングルモードファイバ１１２の非屈曲時には、Ｒパルス光の透過率がファイバブラッググレーティングＦＢＧによって抑えられて、Ｒパルス光の射出光量が他の波長のパルス光の射出光量と等しくなる。シングルモードファイバ１１２の屈曲時には、屈曲によるＲパルス光の損失光量がファイバブラッググレーティングＦＢＧにおけるＲパルス光の透過光量の増加によって補われて、Ｒパルス光の射出光量が他の波長のパルス光の射出光量と等しい状態が維持される。そのため、Ｒ色の欠落による撮影画像の色再現性の劣化が有効に避けられる。本実施形態に係る構成によれば、例えばシングルモードファイバ１１２の屈曲半径に応じてレーザ光源２３０Ｒの出力を変動させるという複雑な制御を行うことなく、簡単な構成（ファイバブラッググレーティングＦＢＧをシングルモードファイバ１１２に書き込む）で、光量が損失したＲパルス光をリアルタイムに補うことができる。

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Ｇパルス光又はＢパルス光についても屈曲による光量損失が生じる場合には、Ｇ光又はＢ光に対応するファイバブラッググレーティングをシングルモードファイバ１１２に形成してもよい。

１ 医療用観察システム
１００ 走査型医療用プローブ
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
ＦＢＧ ファイバブラッググレーティング

Claims (6)

1. 光源から射出された特定波長の光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、
   前記光ファイバの特定箇所を屈曲させる屈曲手段と、
   前記光ファイバの前記特定箇所に形成された、前記特定波長の光の一部を反射するファイバブラッググレーティングと、
   前記射出端から射出された前記特定波長の光が被写体上で走査されるように前記光ファイバの該射出端近傍を振動させる振動手段と、
   前記走査された被写体からの反射光を所定の検出器に出力する反射光出力手段と、
   を有し、
   前記ファイバブラッググレーティングは、前記射出端からの射出光量が一定に保たれるように、前記特定箇所の屈曲に応じた前記特定波長の光の損失光量を、該特定波長の光に対する該ファイバブラッググレーティングの、該屈曲に伴う透過率の上昇による透過光量の増加によって補うように形成されていることを特徴とする走査型医療用プローブ。
2. 前記光源からの射出光は、前記特定波長の光を含む複数種類の波長の光を含み、
   前記特定波長の光は、前記射出端における射出光量が他の種類の波長の光の該射出端における射出光量と等しくなるように、前記光源の射出光量が該他の種類の波長の光より多いことを特徴とする、請求項１に記載の走査型医療用プローブ。
3. 前記特定波長の光は、前記複数種類の波長のうち最も長波長の光であることを特徴とする、請求項２に記載の走査型医療用プローブ。
4. 前記光ファイバは、前記光源と結合したシングルモードファイバであることを特徴とする、請求項１から請求項３の何れか一項に記載の走査型医療用プローブ。
5. 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と、
   前記走査型医療用プローブに特定波長の光を射出する光源と、
   前記走査型医療用プローブから出力された被写体からの反射光を受光して画像信号を検出する検出器と、
   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、
   を有することを特徴とする医療用観察システム。
6. 前記光源は、前記特定波長の光を含む複数種類の波長の光を射出し、
   前記特定波長の光は、前記射出端における射出光量が他の種類の波長の光の該射出端における射出光量と等しくなるように、前記光源の射出光量が該他の種類の波長の光より多いことを特徴とする、請求項５に記載の医療用観察システム。

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