JP2004008381A

JP2004008381A - Laser light source equipment for probe

Info

Publication number: JP2004008381A
Application number: JP2002164133A
Authority: JP
Inventors: Tetsuya Nakamura; 中村　哲也
Original assignee: Pentax Corp
Current assignee: Pentax Corp
Priority date: 2002-06-05
Filing date: 2002-06-05
Publication date: 2004-01-15

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide probe light source equipment capable of selectively introducing exciting light or treatment laser beams to a single probe. <P>SOLUTION: The probe 3 is inserted into a forceps channel 13 of an electronic endoscope 1. The proximal end of the probe 3 is mounted to laser equipment 4. The laser equipment 4 incorporates: a laser generator 45 for emitting basic laser beams which are the infrared laser beams of high energy; an optical path switching device 43 for switching the optical path of the basic laser beams generated from the laser generator 45; a third higher harmonic wave generator 47 disposed on a first optical path, receiving the basic laser beams and emitting the exciting light which is the third higher harmonic wave of it; a second higher harmonic wave generator 50 disposed on a third optical path, receiving the basic laser beams and emitting the reference light which is the second higher harmonic wave of it, and an optical system for combining the exciting light, the reference light, and the basic laser beams having advanced through a second optical path to focus on the distal end surface of the probe. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、内視鏡の鉗子チャンネルに挿通されてその先端が内視鏡の先端面から突出した状態で使用されるプローブにレーザー光を導入するためのプローブ用レーザー光源装置に、関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、生体組織に特定波長の紫外光（励起光）が照射されると、この生体組織が励起されて蛍光（自家蛍光）を発すること、及び、腫瘍や癌などの病変が生じた異常な生体組織が発する自家蛍光の分光特性は正常な生体組織が発する自家蛍光の分光特性とは異なることが、知られている。具体的には、正常な生体組織が発する自家蛍光の緑色帯域の強度は、病変が生じた生体組織が発する自家蛍光の緑色帯域の強度よりも弱い。このような自家蛍光に関する分光特性に基づいて、自家蛍光を発している生体組織が正常であるか異常であるかを判定する蛍光診断システムが、開発されている。
【０００３】
従来用いられてきた蛍光診断システムの一例として、励起光をその先端から射出する光ファイバーバンドルからなる励起光プローブを、電子内視鏡の鉗子チャンネルを通じてその先端から突出させ、この励起光プローブの先端から照射された励起光が励起した生体組織からの蛍光による像を、電子内視鏡によって撮影するシステムがある。なお、このようにして撮影された蛍光による像は、上述したように、異常な部位において弱くなっている他、被検体の陰影部（例えば、体腔内の管空部）においても弱くなっている。従って、このような陰影部を異常部位から識別するために、蛍光による像を撮影する合間に、赤色の照明光（参照光）を照射することによって可視光像（参照像）を撮影し、この参照像における暗部を蛍光像からマスクすることが、通常採用されている。
【０００４】
一方、上述した励起光プローブに類似するプローブとして、その先端からレーザ光を射出するレーザープローブがある。このレーザープローブも、内視鏡の鉗子チャンネルに挿入され、その先端から突出された状態で、患部にレーザ光を照射する。なお、このレーザープローブには、いわゆるレーザーメスとして、レーザー光を患部に収束させて患部を焼き切るタイプの他、患部にその先端が押し当てられた状態でマーキングを施すために使用されるタイプがある。
【０００５】
図４は、上述した蛍光診断システムに、後者のタイプのレーザープローブを組み合わせてなるシステムのシステム構成図である。この図４において、１００が電子内視鏡であり、１０１が励起光プローブであり、１０２がレーザープローブである。これらのうち、電子内視鏡１００は、患者の体腔内に挿入される体腔内挿入部１００ａと、この体腔内挿入部１００ａの基端に接続された操作部１００ｂと、この操作部１００ｂに接続されている可撓管１００ｃとから、構成されている。そして、上述した鉗子チャンネルは、体腔内挿入部１００ａの先端と操作部１００ｂとの間を繋ぐように、内蔵されている。また、この体腔内挿入部１００ａの先端面には、対物レンズが嵌め込まれており、その対物レンズによって形成される像は、撮像素子１００ｆによって撮影される。この撮像素子からの出力信号を伝達する信号線１００ｇは、操作部１００ｂ及び可撓管１００ｃを通って、内視鏡プロセッサ１０３に接続されている。
【０００６】
一方、励起光プローブ１０１の基端は自家蛍光光源装置１０４に連結され、レーザープローブ１０２の基端は治療用レーザー光源装置１０５に連結される。自家蛍光光源装置１０４は、後述するコンピュータ（ＰＣ）１０６から入力されるトリガ信号及び同期信号に従って、励起光及び参照光を、交互に励起光プローブ１０１へ導入する。また、治療用レーザー光源装置１０５は、高エネルギーの治療用レーザー光をレーザープローブ１０２へ導入する。また、これら励起光プローブ１０１及びレーザープローブ１０２は、電子内視鏡１００の鉗子チャンネル１００ｄに挿入され、この電子内視鏡１００における体腔内挿入部１００ａの先端面から突出されて、使用される。
【０００７】
内視鏡プロセッサ１０３は、励起光プローブ１０１から励起光が照射されている時に撮像素子１００ｆによって入力された画像信号、及び参照光が照射されている時に撮像素子１００ｆによって入力された画像信号に基づいて、被検体の陰影部がマスクされた蛍光画像の画像データを、生成する。この内視鏡プロセッサ１０３は、コンピュータ（ＰＣ）１０６に接続されており、このコンピュータ（ＰＣ）１０６から入力された制御信号及び同期信号に従って動作するとともに、このコンピュータ（ＰＣ）１０６に画像データを入力する。
【０００８】
コンピュータ（ＰＣ）１０６は、自家蛍光光源装置１０４，治療用レーザー光源装置１０５及び内視鏡プロセッサ１０３に各種信号を入力するとともに、内視鏡プロセッサ１０３によって入力された画像データを処理することによって、診断に有用な診断用画面を生成して、この画面をモニタ１０７に表示する。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のシステムによると、自家蛍光光源装置１０４と治療用レーザー光源装置１０５とが各プローブ１０１，１０２に夫々光を導入しているので、励起光プローブ１０１とレーザープローブ１０２とが別個に必要であった。従って、電子内視鏡１００に鉗子チャンネルが一本しかなければ、蛍光観察後にレーザー治療を行うために、鉗子チャンネル１００ｄから励起光プローブ１０１を引き抜いてレーザープローブ１０２と交換しなければならない。なお、電子内視鏡１００が鉗子チャンネルを２本持っていれば両プローブ１０１，１０２を交換することなく使用することができるが、その体腔内挿入部１００ａが太くなってしまうという問題が生じる。
【００１０】
本発明は、従来のシステムにおけるこれら問題に鑑みてなされたものであり、一本のプローブに対して励起光と治療用レーザー光とを選択的に導入することにより、鉗子チャンネルからプローブを引き抜くことなく蛍光観察とレーザー治療とを可能にするプローブ用光源装置の提供を、課題とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために案出された本発明によるプローブ用光源装置は、内視鏡の鉗子チャンネルに挿入可能であってその基端から先端へ光を伝達できる長尺なプローブの基端に接続されるプローブ用光源装置において、高エネルギーの治療用レーザー光を射出するレーザー光源と、生体組織を励起して蛍光を発生させる励起光を射出する励起光光源と、前記レーザー光源から射出された治療用レーザー光及び前記励起光光源から射出された励起光のうちの何れかを排他的に前記プローブの基端面に導入する選択手段とを、備えたことを特徴とする。
【００１２】
このように構成されると、少なくとも、レーザー光源から射出された治療用レーザー光及び励起光光源から射出された励起光のうちの何れか一方が、選択手段によって排他的に選択されて、同一のプローブに導入される。従って、内視鏡の鉗子チャンネルにこのプローブを挿入したまま、プローブを鉗子チャンネルから引き抜くことなく、治療用レーザー光を用いたレーザー治療と、励起光を用いた蛍光観察とを、交互に行うことができる。そのため、内視鏡には鉗子チャンネルが一本在りさえすれば良いので、内視鏡の挿入部の径を太くする必要がなくなる。
【００１３】
なお、励起光光源は、レーザー光源とは独立に励起光を発生するランプであっても良いが、レーザー光源装置から射出される治療用レーザー光を受けて、その第３次高調波として励起光を発する第３次高調波発生装置であっても良い。前者の場合には、選択手段は、治療用レーザー光の光路と励起光の光路とを切り換えてプローブに繋がる光路に接続する構成となるが、後者の場合には、選択手段は、治療用のレーザー光の光路を励起光光源に繋がる光路と直接プローブに繋がる光路とに切り換える構成となる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。
【００１５】
図１は、本発明によるプローブ用光源装置の一形態であるレーザー装置４を用いる内視鏡システムの概略構成図である。図１に示されるように、この内視鏡システムは、上述したレーザー装置４の他、電子内視鏡１，照明光光源装置２，プローブ３，コンピュータ（ＰＣ）５及びモニタ６から、構成される。
【００１６】
先ず、電子内視鏡１について説明する。図１には、この電子内視鏡１の詳細な形状は図示されていないが、電子内視鏡１は、生体内の管路（体腔）内に挿入される長尺な可撓管からなる挿入部１ａを有している。この挿入部１ａを構成する可撓管の先端近傍には、図示せぬ湾曲機構が組み込まれており、その先端には、硬質部材製の先端構成部が組み込まれている。この先端構成部には、軸方向に少なくとも３つの貫通孔が穿たれており、そのうちの一対の貫通孔には、配光レンズ１１及び対物レンズ１２が、夫々、填め込まれている。他の１つの貫通孔は、鉗子口１３ａとして利用される。そして、この鉗子口１３ａと操作部に穿たれた鉗子口１３ｂとを結んで内視鏡１内を引き通された管が、各種治療具をガイドするための鉗子チャネル１３として、機能する。
【００１７】
この挿入部１ａの基端には操作部１ｂが連結されており、この操作部１ｂには、上述した湾曲機構を湾曲操作するための図示せぬダイヤル及び各種操作スイッチが、設けられている。
【００１８】
この操作部１ｂの側面からは、長尺な可撓管からなるライトガイド可撓管１ｃが延びている。そして、このライトガイド可撓管１ｃの末端から操作部１ｂ内を通って挿入部１ａの先端まで、内視鏡１内にはライトガイド１５が引き通されている。このライトガイド１５は、光ファイバが多数束ねられてなる可撓なファイババンドルであり、その先端（射出面）が、配光レンズ１１に対向するように挿入部１ａの先端構成部内に固定され、その基端（入射面）が、ライトガイド可撓管１ｃの末端に形成された図示せぬコネクタから突出するように固定されている。そして、この図示せぬコネクタが照明光光源装置２の図示せぬコネクタ受けに装着されると、ライトガイド１４の入射面が照明光光源装置２内に配置される。
【００１９】
更に、挿入部１ａの先端構成部内には、対物レンズ１２によって形成された被検体（体腔内壁）の像を撮像するための固体撮像素子１６が内蔵されている。この固体撮像素子１６によって出力された画像信号を伝達するための信号線１７は、操作部１ｂ及びライトガイド可撓管１ｃを通って、上述した図示せぬコネクタに設けられた電極に接続されている。そして、上述したように当該コネクタが照明光光源装置２の図示せぬコネクタ受けに装着されると、この信号線１７は、照明光源装置２内の内視鏡プロセッサー２２に導通する。なお、対物レンズ１２と固体撮像素子１６との間には、紫外帯域の光（励起光）をカットするための励起光カットフィルタ１８が配置されている。
【００２０】
次に、プローブ３について説明する。このプローブ３は、複数本の光ファイバからなる光ファイババンドルと、この光ファイババンドルを被覆するチューブとから、構成されている。そして、このプローブ３の基端には、レーザー装置４のケーシングに形成された受け口に挿入できるように、金属パイプからなる口金が、被せられている。このプローブ３は、電子内視鏡１の鉗子チャンネル１３よりも十分に長い全長と、この鉗子チャンネル１３の内径よりも若干細い外径とを有している。従って、プローブ３は、この鉗子チャンネル１３に挿入されて、その先端を挿入部１ａの先端面に形成された鉗子口１３ａから突出させることができる。
【００２１】
次に、レーザー装置４について説明する。図２は、このレーザー装置４の回路構成及び光路を示すブロック図である。この図２に示されるように、このレーザー装置４内には、後述するコンピュータ（ＰＣ）５に接続された制御部４０と、この制御部４０に夫々接続された表示部４１，設定部４２，光路切換装置４３及び電源部４４とからなる回路が、内蔵されている。
【００２２】
制御部４０は、後述するコンピュータ（ＰＣ）５から入力される同期信号に従って、レーザー装置４内における他のデバイスを制御する。
【００２３】
設定部４２は、この制御部４０の各種制御パラメータを設定するために操作される入力装置である。例えば、この設定部４２には、制御部４０を後述する「蛍光モード」で動作させるか「治療モード」で動作させるかを切り換えるためのモード切替スイッチが、含まれている。さらに、この設定部４２には、レーザー装置４の外部に設置されるフットスイッチ４６が、接続されている。
【００２４】
表示部４１は、制御部４０に現在設定されている各種制御パラメータ（例えば現在「蛍光モード」が設定されているか「治療モード」が設定されているか）を表示するデバイスである。
【００２５】
電源部４４は、図示せぬメインスイッチがオンの時に制御部４０に主電源を供給するとともに、この制御部４０からの指示に従って、レーザー発生装置４５及び光路切換装置４３に、駆動電力を供給する。
【００２６】
レーザー光源としてのレーザー発生装置４５は、ＹＡＧレーザーを内蔵しており、電源部４４から駆動電力の供給を受けると、波長が１０６４ｎｍである高エネルギーのレーザー光（治療用レーザー光）を、射出する。
【００２７】
光路切換装置４３は、レーザー発生装置４５から射出されるレーザー光に対して共に４５度傾くととともに互いに平行である第１反射鏡４３２及び第２反射鏡４３４と、制御部４０からの指示に従って各反射鏡４３２，４３４をレーザー発生装置４５から射出されるレーザー光に直交する方向へ個別に移動させる第１移動機構４３１及び第２移動機構４３３とを、内蔵している。具体的には、第１移動機構４３１は、第１反射鏡４３２を、レーザー発生装置４５から射出されるレーザー光の光路に交差する第１位置と、レーザー光の光路から待避した第２位置との間で、移動させる。また、第２移動機構４３３は、第２反射鏡４３４を、レーザー光の光路に挿入された第１反射鏡によって９０度反射されるレーザー光の光路上において、第１反射鏡４３２に近接した診断位置と、第１反射鏡４３２から遠退いた治療位置との間で、移動させる。
【００２８】
第１反射鏡４３２が第２位置に在る場合にこのレーザー光が進む光路（第１光路）上には、順に、第３次高調波発生装置４７，第１ハーフミラー４８及び集光レンズ４９が、配置されている。励起光光源としての第３次高調波発生装置４７は、ＬＢＯ（ＬｉＢ_３Ｏ_５），ＹＣＯＢ（ＹＣａ_４Ｏ（ＢＯ_３）_３），ＢＢＯ（ＢａＢ_２Ｏ_４），ＣＬＢＯ（ＣｓＬｉＢ_６Ｏ_１０）などの非線形光学結晶をからなり、入射したレーザー光（以下、基本レーザー光という）の第３次高調波（基本レーザー光の１／３の波長，即ち、３５５ｎｍのレーザー光）を、射出する。なお、この第３次高調波は、生体組織を励起させて蛍光を発生させる励起光として利用可能であり、そのエネルギーは、基本レーザー光よりも十分に小さい。
【００２９】
また、第１反射鏡４３２が第１位置に在り、且つ、第２反射鏡４３４が診断位置に在る場合に、この第２反射鏡４３４によって反射された基本レーザー光の光路（第３光路）上には、順に、第２次高調波発生装置５０及び第２ハーフミラー５１が、配置されている。参照光光源としての第２次高調波発生装置５０は、ＬＢＯ，ＫＴＰ（ＫＴｉＯＰＯ_４），ＢＢＯなどの非線形光学結晶からなり、基本レーザー光の第２次高調波（基本レーザー光の１／２の波長，即ち、５３２ｎｍのレーザー光）を、射出する。なお、この第２次高調波は、緑色の可視光であるので、参照光として利用可能であり、そのエネルギーは、基本レーザー光よりも十分に小さい。
【００３０】
第２ハーフミラー５１は、第２次高調波発生装置５０から射出されたレーザー光（第２次高調波）を、第３次高調波発生装置４７から射出されたレーザー光（第３次高調波）の光路に対して直交する方向へ、反射する。上述した第１ハーフミラー４８は、第３次高調波発生装置４７から射出されたレーザー光（第３次高調波）の光路と第２ハーフミラー５１によって反射されたレーザー光（第２次高調波）の光路との交差点において、両光路に対して夫々４５度傾いて設置されている。
【００３１】
さらに、第１反射鏡４３２が第１位置に在り、且つ、第２反射鏡４３４が治療位置に在る場合に、この第２反射鏡４３４によって反射された基本レーザー光の光路（第２光路）上には、固定反射鏡５２が、配置されている。固定反射鏡５２は、第１ハーフミラー４８及び第２ハーフミラー５１と平行に配置されており、治療位置に在る第２反射鏡４３４によって反射されたレーザー光（基本レーザー光）を、第２ハーフミラー５１を介して、第１ハーフミラー４８へ向けて反射する。
【００３２】
以上の構成により、第１反射鏡４３２が第２位置に在る場合には、レーザー発生装置４５から射出された基本レーザー光が第３次高調波発生装置４７に直接入射し、この第３次高調波発生装置４７から射出されたレーザー光（第３次高調波）が、第１ハーフミラー４８を透過して、集光レンズ４９に入射する。また、第１反射鏡４３２が第１位置にあり、且つ、第２反射鏡４３４が診断位置に在る場合には、レーザー発生装置４５から射出された基本レーザー光が、第１反射鏡４３２及び第２反射鏡４３４によって順に反射されて、第２次高調波発生装置５０に入射し、この第２次高調波発生装置５０から射出されたレーザー光（第２次高調波）が、第２ハーフミラー５１及び第１ハーフミラー４８によって順に反射されて、集光レンズ４９に入射する。また、第１反射鏡４３２が第１位置にあり、且つ、第２反射鏡４３４が治療位置に在る場合には、レーザー発生装置４５から射出された基本レーザー光が、第１反射鏡４３２，第２反射鏡４３４，固定反射鏡５２によって順に反射されて、第２ハーフミラー５１を透過し、第１ハーフミラー４８によって反射されて、集光レンズ４９に入射する。即ち、固定反射鏡５２，第２ハーフミラー５１及び第１ハーフミラー４８が光路結合光学系に相当し、これらと光路切換装置４３とが選択手段に相当する。
【００３３】
集光レンズ４９は、これらのレーザー光を、収束する。この集光レンズ４９によるレーザー光の収束点には、レーザー装置４のケーシングに形成された受け口に装着されたプローブ３の端面が配置されている。従って、このプローブ３には、３種類のレーザー光（基本レーザー光，第２高調波，第３高調波）が選択的に、導入されるのである。
【００３４】
なお、制御部４０は、診断モードで動作している時には、プローブ３へ第３高調波（励起光）及び第２高調波（参照光）を導入するタイミングを、夫々ＰＣ５へ通知する。
【００３５】
図１に戻り、照明光光源装置２について説明する。この照明光光源装置２は、光源２１と内視鏡プロセッサ２２とを、内蔵している。この光源２１は、後述するコンピュータ（ＰＣ）５から入力される制御信号に従って、ハロゲンランプ等の白色ランプから放射された白色光を、リフレクタ及び集光レンズを用いて、図示せぬコネクタ受けに装着された内視鏡のコネクタに固定されているライトガイド１５の入射面に、導入する。一方、内視鏡プロセッサ２２は、後述するコンピュータ（ＰＣ）５２から入力される同期信号及び制御信号に従って、固体撮像素子１６を駆動し、その結果として当該固体撮像素子１６から出力された画像信号を処理する。具体的には、内視鏡プロセッサ２２は、照明光光源２１が白色光をライトガイド１５に導入している間に固体撮像素子１６から出力された画像信号に基づいて、可視画像データを生成し、これをコンピュータ（ＰＣ）５に入力する。また、内視鏡プロセッサ２２は、レーザー装置４が第３高調波をプローブ３に導入している間に固体撮像素子１６から出力された画像信号（第３高調波［励起光］が照射された被検体から生じた蛍光による像を示す画像信号）に基づいて蛍光画像を生成するとともに、第２高調波をプローブ３に導入している間に固体撮像素子１６から出力された画像信号（第２高調波［参照光］の反射光による被検体の像を示す画像信号）に基づいて参照画像を生成した後に、蛍光画像を参照画像中の暗部によってマスクすることによって診断用画像の画像データを生成し、この画像データをコンピュータ（ＰＣ）５に入力する。
【００３６】
コンピュータ（ＰＣ）５は、レーザー装置４及び照明光光源装置２に対して、夫々同期信号を入力するとともに、照明光光源装置２に対して、レーザー装置４が第３高調波（励起光）又は第２高調波（参照光）をプローブ３に導入していない間のみ光源２１を起動させる制御信号，レーザー装置４が第３高調波（励起光）をプローブ３に導入したタイミングを通知して蛍光画像を生成させる制御信号，レーザー装置４が第２高調波（参照光）をプローブ３に導入したタイミングを通知して参照画像を生成させる制御信号，等を、入力する。また、コンピュータ（ＰＣ）５は、照明光光源装置２の内視鏡プロセッサ２２から入力された画像データに基づいた画面を、モニタ６に表示させる。
【００３７】
次に、本実施形態によるレーザー装置４の動作を、制御部４０による各種デバイスに対する制御内容を中心として、図３のフローチャートに従って説明する。図３のフローチャートは、制御部４０に主電源が供給されることによって開始する。そして、最初のＳ０１では、制御部４０は、モードを初期設定する。ここで、初期設定されるモードは、安全確保のためには、蛍光モードであることが望ましい。次のＳ０２では、制御部４０は、設定部４２のモード切替スイッチが入力されたか否かをチェックする。そして、モード切替スイッチが入力されていなければ、制御部４０は、そのまま処理をＳ０４へ進める。これに対して、モード切替スイッチが入力されていれば、制御部４０は、Ｓ０３において、現在設定されているモードが蛍光モードであれば治療モードへ変更し、現在設定されているモードが治療モードであれば蛍光モードへ変更してから、処理をＳ０４へ進める。
【００３８】
Ｓ０４では、制御部４０は、フットスイッチ４６の状態をチェックする。そして、フットスイッチ４６がオフであれば処理をＳ０２に戻し、フットスイッチ４６がオンであれば処理をＳ０５へ進める。
【００３９】
Ｓ０５では、制御部４０は、現在設定されているモードの種類をチェックし、蛍光モードが設定されていれば処理をＳ０６へ進め、治療モードが設定されていれば処理をＳ１１へ進める。
【００４０】
Ｓ０６では、制御部４０は、光路切換装置４３の第２移動機構４３３に対して、第２反射鏡４３４を診断位置へ移動させる。
【００４１】
次のＳ０７では、制御部４０は、コンピュータ（ＰＣ）５から入力される同期信号に同期して、光路切換装置４３の第１移動機構４３１を制御して、第１反射鏡４３２による光路切り換え（第１位置と第２位置との間での第１反射鏡４３２の往復）を、開始する。
【００４２】
次のＳ０８では、制御部４０は、電源部４４に対して、レーザー発生装置４５への駆動電力の供給４５を指示する。これにより、レーザー発生装置４５は基本レーザー光を射出し、上述したように、第３次高調波発生装置４７から射出された第３次高調波（励起光）及び第２次高調波発生装置５０から射出された第２次高調波（参照光）が、交互に、プローブ３に導入される。なお、プローブに第３次高調波（励起光）が導入されるタイミング，及び第２次高調波（参照光）が導入されるタイミングは、制御部４０からコンピュータ（ＰＣ）５へ通知され、更に、制御信号として照明光光源装置２の内視鏡プロセッサ２２に入力される。その結果、内視鏡プロセッサ２２によって生成された診断用画像が、コンピュータ（ＰＣ）５によってモニタ６上に表示される。
【００４３】
その後、制御部４０は、次のＳ０９においてフットスイッチ４６がオフになるのを待ち、オフになると、Ｓ１０において、光路切換装置４３の第１移動機構４３１に対して第１反射鏡４３２を停止させるとともに、Ｓ１５において、電源部４４に対してレーザー発生装置４５への駆動電力供給を停止させて、処理をＳ０２に戻す。
【００４４】
一方、Ｓ１１では、制御部４０は、光路切換装置４３の第２移動機構４３３に対して、第２反射鏡４３４を治療位置へ移動させる。
【００４５】
次のＳ１２では、制御部４０は、光源切換装置４３の第１移動機構４３１に対して、第１反射鏡４３２を第１位置へ移動させる。
【００４６】
次のＳ１３では、制御部４０は、電源部４４に対して、レーザー発生装置４５への駆動電力の供給を指示する。これにより、レーザー発生装置４５は基本レーザー光を射出し、上述したように、この基本レーザー光がそのままプローブ３に導入される。その結果、電子内視鏡１の挿入部１ａの先端面に開口した鉗子口１３ａから突出したプローブ３の先端から、この基本レーザー光が患部に対して照射され、この患部に対する治療が行われる。
【００４７】
その後、制御部４０は、次のＳ１４においてフットスイッチ４６がオフになるのを待ち、オフになると、Ｓ１５において、電源部４４に対してレーザー発生装置４４への駆動電力供給を停止させて、処理をＳ０２に戻す。
【００４８】
以上説明したように、本実施形態によるレーザー装置４は、同一のプローブ３に対して、治療用レーザー光（基本レーザー光），励起光（第３高調波）及び参照光（第２高調波）を選択的に導入することができる。従って、プローブ３を電子内視鏡１の鉗子チャンネル１３に挿入したまま、これを交換することなく、蛍光観察と、レーザー治療とを、交互に行うことができる。
【００４９】
【発明の効果】
以上に説明したように、本発明のプローブ用光源装置によると、一本のプローブに対して励起光と治療用レーザー光とを選択的に導入することができるので、内視鏡の鉗子チャンネルからプローブを引き抜くことなく、このプローブを用いた蛍光観察とレーザー治療とを交互に行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるプローブ用光源装置の実施の形態であるレーザー装置が用いられた内視鏡システムの概略構成図
【図２】レーザー装置の詳細構成図
【図３】制御部によって実行される制御処理の内容を示すフローチャート
【図４】従来の内視鏡システムの概略構成図
【符号の説明】
１　　電子内視鏡
３　　プローブ
４　　レーザー装置
１３　　鉗子チャンネル
４０　　制御部
４３　　光路切換装置
４５　　レーザー発生装置
４７　　第３次高調波発生装置
４８　　第１ハーフミラー
４９　　集光レンズ
５０　　第２次高調波発生装置
５１　　第２ハーフミラー
５２　　固定反射鏡
４３１　　第１移動機構
４３２　　第１反射鏡
４３３　　第２移動機構
４３４　　第２反射鏡[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a probe laser light source device for introducing a laser beam into a probe that is inserted into a forceps channel of an endoscope and whose tip protrudes from the tip surface of the endoscope.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, when a living tissue is irradiated with ultraviolet light (excitation light) of a specific wavelength, the living tissue is excited and emits fluorescence (autofluorescence), and an abnormal living body having a lesion such as a tumor or cancer. It is known that the spectral characteristics of auto-fluorescence emitted by tissues are different from the spectral characteristics of auto-fluorescence emitted by normal living tissues. Specifically, the intensity of the green band of the auto-fluorescence emitted by the normal living tissue is lower than the intensity of the green band of the auto-fluorescence emitted by the living tissue having the lesion. A fluorescence diagnostic system has been developed that determines whether a living tissue emitting autofluorescence is normal or abnormal, based on such spectral characteristics related to autofluorescence.
[0003]
As an example of a fluorescence diagnostic system that has been used in the past, an excitation light probe composed of an optical fiber bundle that emits excitation light from its distal end is projected from the distal end through a forceps channel of an electronic endoscope, and the distal end of the excitation light probe is There is a system that uses an electronic endoscope to capture an image of fluorescence from living tissue excited by the applied excitation light. As described above, the fluorescence image captured in this manner is weak at an abnormal site, and is also weak at a shadow part (for example, a hollow space in a body cavity) of the subject. . Therefore, in order to identify such a shaded part from an abnormal part, a visible light image (reference image) is photographed by irradiating red illumination light (reference light) between images of fluorescence. It is common practice to mask dark areas in the reference image from the fluorescent image.
[0004]
On the other hand, as a probe similar to the above-described excitation light probe, there is a laser probe that emits laser light from its tip. This laser probe is also inserted into the forceps channel of the endoscope, and irradiates the affected part with laser light while projecting from the distal end. In addition, this laser probe includes a so-called laser scalpel as well as a type that focuses laser light on an affected part and burns the affected part, and a type that is used for marking while the tip is pressed against the affected part. .
[0005]
FIG. 4 is a system configuration diagram of a system obtained by combining the above-described fluorescence diagnostic system with the latter type of laser probe. In FIG. 4, reference numeral 100 denotes an electronic endoscope, 101 denotes an excitation light probe, and 102 denotes a laser probe. Among these, the electronic endoscope 100 includes a body cavity insertion portion 100a inserted into a body cavity of a patient, an operation portion 100b connected to a base end of the body cavity insertion portion 100a, and a connection to the operation portion 100b. And the flexible tube 100c. The above-mentioned forceps channel is incorporated so as to connect between the distal end of the body cavity insertion section 100a and the operation section 100b. In addition, an objective lens is fitted into the distal end surface of the body cavity insertion section 100a, and an image formed by the objective lens is captured by the image sensor 100f. A signal line 100g for transmitting an output signal from the imaging device is connected to the endoscope processor 103 through the operation unit 100b and the flexible tube 100c.
[0006]
On the other hand, the proximal end of the excitation light probe 101 is connected to the autofluorescent light source device 104, and the proximal end of the laser probe 102 is connected to the therapeutic laser light source device 105. The autofluorescent light source device 104 alternately introduces the excitation light and the reference light into the excitation light probe 101 according to a trigger signal and a synchronization signal input from a computer (PC) 106 described later. Further, the treatment laser light source device 105 introduces high-energy treatment laser light to the laser probe 102. The excitation light probe 101 and the laser probe 102 are inserted into a forceps channel 100d of the electronic endoscope 100, and are used by protruding from the distal end surface of the body cavity insertion portion 100a of the electronic endoscope 100.
[0007]
The endoscope processor 103 is based on an image signal input by the image sensor 100f when the excitation light is emitted from the excitation light probe 101 and an image signal input by the image sensor 100f when the reference light is emitted. Then, image data of the fluorescence image in which the shadow portion of the subject is masked is generated. The endoscope processor 103 is connected to a computer (PC) 106, operates according to a control signal and a synchronization signal input from the computer (PC) 106, and inputs image data to the computer (PC) 106. I do.
[0008]
The computer (PC) 106 inputs various signals to the autofluorescent light source device 104, the therapeutic laser light source device 105, and the endoscope processor 103, and processes the image data input by the endoscope processor 103, A diagnostic screen useful for diagnosis is generated, and this screen is displayed on the monitor 107.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
However, according to the conventional system, since the auto-fluorescent light source device 104 and the therapeutic laser light source device 105 introduce light to the probes 101 and 102, respectively, the excitation light probe 101 and the laser probe 102 are required separately. Met. Therefore, if the electronic endoscope 100 has only one forceps channel, the excitation light probe 101 must be withdrawn from the forceps channel 100d and replaced with the laser probe 102 in order to perform laser treatment after fluorescence observation. If the electronic endoscope 100 has two forceps channels, the probes 101 and 102 can be used without exchanging them, but there is a problem that the insertion portion 100a in the body cavity becomes thick.
[0010]
The present invention has been made in view of these problems in a conventional system, and selectively pulls out a probe from a forceps channel by selectively introducing excitation light and therapeutic laser light to one probe. It is an object to provide a light source device for a probe that enables fluorescence observation and laser treatment without any problem.
[0011]
[Means for Solving the Problems]
A light source device for a probe according to the present invention devised to solve the above problem is provided at the base end of a long probe that can be inserted into a forceps channel of an endoscope and can transmit light from the base end to the tip end. In the connected probe light source device, a laser light source that emits high-energy treatment laser light, an excitation light source that emits excitation light that excites living tissue to generate fluorescence, and a laser light source that is emitted from the laser light source Selecting means for exclusively introducing any one of the treatment laser light and the excitation light emitted from the excitation light source to the base end face of the probe.
[0012]
With this configuration, at least one of the treatment laser light emitted from the laser light source and the excitation light emitted from the excitation light source is exclusively selected by the selection unit, and the same Introduced into the probe. Therefore, while the probe is inserted into the forceps channel of the endoscope, the laser treatment using the treatment laser light and the fluorescence observation using the excitation light are alternately performed without pulling out the probe from the forceps channel. Can be. Therefore, the endoscope need only have one forceps channel, and it is not necessary to increase the diameter of the insertion portion of the endoscope.
[0013]
The excitation light source may be a lamp that generates excitation light independently of the laser light source. However, the excitation light source receives a therapeutic laser beam emitted from the laser light source device and generates a third harmonic of the excitation light. May be used as the third harmonic generator. In the former case, the selecting means switches between the optical path of the therapeutic laser light and the optical path of the excitation light and connects to the optical path connected to the probe, but in the latter case, the selecting means is used for the treatment. The configuration is such that the optical path of the laser light is switched between the optical path connected to the excitation light source and the optical path directly connected to the probe.
[0014]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0015]
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an endoscope system using a laser device 4 which is an embodiment of a probe light source device according to the present invention. As shown in FIG. 1, this endoscope system includes an electronic endoscope 1, an illumination light source device 2, a probe 3, a computer (PC) 5, and a monitor 6, in addition to the laser device 4 described above. You.
[0016]
First, the electronic endoscope 1 will be described. Although the detailed shape of the electronic endoscope 1 is not shown in FIG. 1, the electronic endoscope 1 is composed of a long flexible tube inserted into a duct (body cavity) in a living body. It has an insertion portion 1a. A bending mechanism (not shown) is incorporated in the vicinity of the distal end of the flexible tube constituting the insertion portion 1a, and a distal end component made of a hard member is incorporated in the distal end. At least three through holes are formed in the distal end component in the axial direction, and the light distribution lens 11 and the objective lens 12 are fitted into the pair of through holes, respectively. Another one of the through holes is used as a forceps port 13a. Then, a tube drawn through the endoscope 1 by connecting the forceps port 13a and the forceps port 13b formed in the operation section functions as a forceps channel 13 for guiding various treatment tools.
[0017]
An operation portion 1b is connected to a base end of the insertion portion 1a. The operation portion 1b is provided with a dial and various operation switches (not shown) for performing a bending operation of the bending mechanism described above.
[0018]
A light guide flexible tube 1c formed of a long flexible tube extends from a side surface of the operation unit 1b. A light guide 15 extends through the endoscope 1 from the distal end of the light guide flexible tube 1c to the distal end of the insertion section 1a through the operation section 1b. The light guide 15 is a flexible fiber bundle formed by bundling a large number of optical fibers, and the tip (emission surface) is fixed in the tip component of the insertion portion 1 a so as to face the light distribution lens 11. The base end (incident surface) is fixed so as to project from a connector (not shown) formed at the end of the flexible light guide tube 1c. When the connector (not shown) is attached to the connector receiver (not shown) of the illumination light source device 2, the incident surface of the light guide 14 is arranged in the illumination light source device 2.
[0019]
Further, a solid-state imaging device 16 for capturing an image of the subject (the inner wall of the body cavity) formed by the objective lens 12 is built in the distal end portion of the insertion portion 1a. A signal line 17 for transmitting an image signal output by the solid-state imaging device 16 passes through the operation section 1b and the flexible light guide tube 1c and is connected to an electrode provided on the above-mentioned connector (not shown). I have. When the connector is attached to the connector receiver (not shown) of the illumination light source device 2 as described above, the signal line 17 is conducted to the endoscope processor 22 in the illumination light source device 2. In addition, between the objective lens 12 and the solid-state imaging device 16, an excitation light cut filter 18 for cutting light (excitation light) in an ultraviolet band is arranged.
[0020]
Next, the probe 3 will be described. The probe 3 includes an optical fiber bundle including a plurality of optical fibers and a tube that covers the optical fiber bundle. The base end of the probe 3 is covered with a base made of a metal pipe so that the base can be inserted into a receptacle formed in a casing of the laser device 4. The probe 3 has an overall length sufficiently longer than the forceps channel 13 of the electronic endoscope 1 and an outer diameter slightly smaller than the inner diameter of the forceps channel 13. Therefore, the probe 3 can be inserted into the forceps channel 13 and its tip can be made to protrude from the forceps port 13a formed on the tip surface of the insertion portion 1a.
[0021]
Next, the laser device 4 will be described. FIG. 2 is a block diagram showing a circuit configuration and an optical path of the laser device 4. As shown in FIG. 2, in the laser device 4, a control unit 40 connected to a computer (PC) 5, which will be described later, and a display unit 41, a setting unit 42 connected to the control unit 40, A circuit including the optical path switching device 43 and the power supply unit 44 is built in.
[0022]
The control unit 40 controls other devices in the laser device 4 according to a synchronization signal input from a computer (PC) 5 described later.
[0023]
The setting unit 42 is an input device operated to set various control parameters of the control unit 40. For example, the setting unit 42 includes a mode changeover switch for operating the control unit 40 in a “fluorescence mode” or a “treatment mode” to be described later. Further, a foot switch 46 installed outside the laser device 4 is connected to the setting unit 42.
[0024]
The display unit 41 is a device that displays various control parameters currently set in the control unit 40 (for example, whether “fluorescence mode” is currently set or “treatment mode” is set).
[0025]
The power supply unit 44 supplies main power to the control unit 40 when a main switch (not shown) is turned on, and supplies drive power to the laser generation device 45 and the optical path switching device 43 according to an instruction from the control unit 40. .
[0026]
The laser generator 45 as a laser light source has a built-in YAG laser, and emits high-energy laser light (therapeutic laser light) having a wavelength of 1064 nm when receiving driving power from the power supply unit 44. .
[0027]
The optical path switching device 43 includes a first reflecting mirror 432 and a second reflecting mirror 434 that are both tilted by 45 degrees with respect to the laser light emitted from the laser generating device 45 and are parallel to each other, and A first moving mechanism 431 and a second moving mechanism 433 for individually moving the reflecting mirrors 432 and 434 in a direction orthogonal to the laser light emitted from the laser generator 45 are incorporated. Specifically, the first moving mechanism 431 moves the first reflecting mirror 432 to a first position crossing the optical path of the laser light emitted from the laser generator 45 and a second position retracted from the optical path of the laser light. To move between. In addition, the second moving mechanism 433 sets the second reflecting mirror 434 on the optical path of the laser light reflected at 90 degrees by the first reflecting mirror inserted into the optical path of the laser light, in the vicinity of the first reflecting mirror 432. It is moved between the position and the treatment position retreated from the first reflecting mirror 432.
[0028]
When the first reflecting mirror 432 is at the second position, the third harmonic generator 47, the first half mirror 48, and the condenser lens 49 are sequentially provided on the optical path (first optical path) through which the laser light travels. Are arranged. The third harmonic generator 47 as an excitation light source is an LBO (LiB ₃ O ₅ ), YCOB (YCa ₄ O (BO ₃ ) ₃ ), BBO (BaB ₂ O ₄ ), CLBO (CsLiB ₆ O ₁₀ ), And emits the third harmonic (one-third wavelength of the basic laser light, that is, laser light of 355 nm) of the incident laser light (hereinafter, referred to as basic laser light). . The third harmonic can be used as excitation light for exciting living tissue to generate fluorescence, and its energy is sufficiently smaller than the fundamental laser light.
[0029]
When the first reflecting mirror 432 is at the first position and the second reflecting mirror 434 is at the diagnostic position, the optical path (third optical path) of the basic laser light reflected by the second reflecting mirror 434 On the upper side, a second harmonic generator 50 and a second half mirror 51 are arranged in this order. The second harmonic generator 50 as a reference light source is composed of LBO, KTP (KTiOPO). ₄ ), And a second harmonic of a basic laser beam (a laser beam having a wavelength of の of the basic laser beam, that is, a laser beam of 532 nm) of a non-linear optical crystal such as BBO. Since the second harmonic is green visible light, it can be used as reference light, and its energy is sufficiently smaller than that of the basic laser light.
[0030]
The second half mirror 51 converts the laser light (second harmonic) emitted from the second harmonic generator 50 into the laser light (third harmonic) emitted from the third harmonic generator 47. ) Is reflected in a direction orthogonal to the optical path. The above-described first half mirror 48 is provided with an optical path of the laser light (third harmonic) emitted from the third harmonic generator 47 and the laser light (second harmonic) reflected by the second half mirror 51. At the intersection with the optical path of (2), they are installed at an angle of 45 degrees with respect to both optical paths.
[0031]
Further, when the first reflecting mirror 432 is at the first position and the second reflecting mirror 434 is at the treatment position, the optical path (second optical path) of the basic laser light reflected by the second reflecting mirror 434 Above the fixed reflecting mirror 52 is disposed. The fixed reflecting mirror 52 is disposed in parallel with the first half mirror 48 and the second half mirror 51, and transmits the laser light (basic laser light) reflected by the second reflecting mirror 434 at the treatment position to the second half mirror 48. The light is reflected toward the first half mirror 48 via the half mirror 51.
[0032]
With the above configuration, when the first reflecting mirror 432 is at the second position, the basic laser light emitted from the laser generator 45 directly enters the third harmonic generator 47, The laser light (third harmonic) emitted from the harmonic generator 47 passes through the first half mirror 48 and enters the condenser lens 49. When the first reflecting mirror 432 is located at the first position and the second reflecting mirror 434 is located at the diagnosis position, the basic laser light emitted from the laser generator 45 emits the first reflecting mirror 432 and The laser light (second harmonic) emitted from the second harmonic generator 50 after being sequentially reflected by the second reflecting mirror 434 and entering the second harmonic generator 50 is converted into a second half beam. The light is sequentially reflected by the mirror 51 and the first half mirror 48 and enters the condenser lens 49. When the first reflecting mirror 432 is located at the first position and the second reflecting mirror 434 is located at the treatment position, the basic laser light emitted from the laser generator 45 is transmitted to the first reflecting mirror 432, The light is sequentially reflected by the second reflecting mirror 434 and the fixed reflecting mirror 52, passes through the second half mirror 51, is reflected by the first half mirror 48, and enters the condenser lens 49. That is, the fixed reflecting mirror 52, the second half mirror 51, and the first half mirror 48 correspond to an optical path coupling optical system, and these and the optical path switching device 43 correspond to a selection unit.
[0033]
The condenser lens 49 converges these laser beams. At the convergence point of the laser beam by the condensing lens 49, the end face of the probe 3 mounted on the receptacle formed in the casing of the laser device 4 is arranged. Therefore, three types of laser light (basic laser light, second harmonic, and third harmonic) are selectively introduced into the probe 3.
[0034]
When operating in the diagnostic mode, the control unit 40 notifies the PC 5 of the timing at which the third harmonic (excitation light) and the second harmonic (reference light) are introduced into the probe 3.
[0035]
Returning to FIG. 1, the illumination light source device 2 will be described. The illumination light source device 2 includes a light source 21 and an endoscope processor 22. The light source 21 mounts white light emitted from a white lamp such as a halogen lamp on a connector receptacle (not shown) using a reflector and a condenser lens in accordance with a control signal input from a computer (PC) 5 described later. Into the incident surface of the light guide 15 fixed to the connector of the endoscope. On the other hand, the endoscope processor 22 drives the solid-state imaging device 16 in accordance with a synchronization signal and a control signal input from a computer (PC) 52 described later, and as a result, outputs an image signal output from the solid-state imaging device 16. To process. Specifically, the endoscope processor 22 generates visible image data based on an image signal output from the solid-state imaging device 16 while the illumination light source 21 introduces white light into the light guide 15. Is input to a computer (PC) 5. Further, the endoscope processor 22 is irradiated with the image signal (third harmonic [excitation light]) output from the solid-state imaging device 16 while the laser device 4 introduces the third harmonic into the probe 3. A fluorescence image is generated based on an image of the fluorescence generated from the subject, and an image signal (second image signal) output from the solid-state imaging device 16 while the second harmonic is introduced into the probe 3. After generating a reference image based on the reflected light of the harmonic [reference light], an image signal of a diagnostic image is generated by masking the fluorescent image with a dark portion in the reference image. Then, the image data is input to the computer (PC) 5.
[0036]
The computer (PC) 5 inputs a synchronization signal to each of the laser device 4 and the illumination light source device 2, and outputs the third harmonic (excitation light) or the laser beam to the illumination light source device 2. A control signal for activating the light source 21 only when the second harmonic (reference light) is not introduced into the probe 3 and the timing at which the laser device 4 introduces the third harmonic (excitation light) into the probe 3 to notify the fluorescence. A control signal for generating an image, a control signal for notifying a timing at which the laser device 4 introduces the second harmonic (reference light) to the probe 3 and generating a reference image, and the like are input. Further, the computer (PC) 5 causes the monitor 6 to display a screen based on the image data input from the endoscope processor 22 of the illumination light source device 2.
[0037]
Next, the operation of the laser apparatus 4 according to the present embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG. The flowchart of FIG. 3 starts when main power is supplied to the control unit 40. Then, in the first S01, the control unit 40 initializes the mode. Here, the mode to be initialized is desirably a fluorescence mode for ensuring safety. In the next S02, the control unit 40 checks whether or not the mode switch of the setting unit 42 is input. Then, if the mode changeover switch has not been input, the control unit 40 advances the process to S04 as it is. On the other hand, if the mode changeover switch has been input, the control unit 40 changes the treatment mode to the treatment mode if the currently set mode is the fluorescence mode in S03, and changes the treatment mode to the treatment mode in S03. If so, the mode is changed to the fluorescence mode, and the process proceeds to S04.
[0038]
In S04, the control unit 40 checks the state of the foot switch 46. If the foot switch 46 is off, the process returns to S02; if the foot switch 46 is on, the process proceeds to S05.
[0039]
In S05, the control unit 40 checks the type of the currently set mode. If the fluorescence mode is set, the process proceeds to S06, and if the therapy mode is set, the process proceeds to S11.
[0040]
In S06, the control unit 40 causes the second moving mechanism 433 of the optical path switching device 43 to move the second reflecting mirror 434 to the diagnosis position.
[0041]
In the next S07, the control unit 40 controls the first moving mechanism 431 of the optical path switching device 43 in synchronization with the synchronization signal input from the computer (PC) 5, and switches the optical path by the first reflecting mirror 432 ( (Reciprocation of the first reflecting mirror 432 between the first position and the second position) is started.
[0042]
In the next step S08, the control unit 40 instructs the power supply unit 44 to supply drive power 45 to the laser generator 45. Thereby, the laser generator 45 emits the basic laser light, and as described above, the third harmonic (excitation light) and the second harmonic generator 50 emitted from the third harmonic generator 47. The second harmonics (reference light) emitted from are alternately introduced into the probe 3. The timing at which the third harmonic (excitation light) is introduced into the probe and the timing at which the second harmonic (reference light) is introduced are notified from the control unit 40 to the computer (PC) 5. , As a control signal to the endoscope processor 22 of the illumination light source device 2. As a result, the diagnostic image generated by the endoscope processor 22 is displayed on the monitor 6 by the computer (PC) 5.
[0043]
Thereafter, the control unit 40 waits for the foot switch 46 to be turned off in the next S09, and when it is turned off, the control unit 40 causes the first moving mechanism 431 of the optical path switching device 43 to stop the first reflecting mirror 432 in S10. At the same time, in S15, the supply of the driving power to the laser generator 45 to the power supply unit 44 is stopped, and the process returns to S02.
[0044]
On the other hand, in S11, the control unit 40 causes the second moving mechanism 433 of the optical path switching device 43 to move the second reflecting mirror 434 to the treatment position.
[0045]
In the next S12, the control unit 40 causes the first moving mechanism 431 of the light source switching device 43 to move the first reflecting mirror 432 to the first position.
[0046]
In the next step S13, the control unit 40 instructs the power supply unit 44 to supply driving power to the laser generator 45. Thereby, the laser generator 45 emits the basic laser light, and the basic laser light is directly introduced into the probe 3 as described above. As a result, the basic laser light is applied to the affected part from the tip of the probe 3 protruding from the forceps port 13a opened to the distal end surface of the insertion part 1a of the electronic endoscope 1, and the affected part is treated.
[0047]
After that, the control unit 40 waits for the foot switch 46 to be turned off in the next S14, and when it is turned off, in S15, the control unit 40 causes the power supply unit 44 to stop supplying driving power to the laser generation device 44 and performs processing. To S02.
[0048]
As described above, the laser device 4 according to the present embodiment provides the same probe 3 with the treatment laser light (basic laser light), the excitation light (third harmonic) and the reference light (second harmonic). Can be selectively introduced. Therefore, fluorescence observation and laser treatment can be performed alternately without exchanging the probe 3 while the probe 3 is inserted in the forceps channel 13 of the electronic endoscope 1.
[0049]
【The invention's effect】
As described above, according to the probe light source device of the present invention, the excitation light and the therapeutic laser light can be selectively introduced into one probe, so that the forceps channel of the endoscope can be used. Fluorescence observation and laser treatment using this probe can be performed alternately without pulling out the probe.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an endoscope system using a laser device which is an embodiment of a light source device for a probe according to the present invention.
FIG. 2 is a detailed configuration diagram of a laser device.
FIG. 3 is a flowchart showing the contents of a control process executed by a control unit;
FIG. 4 is a schematic configuration diagram of a conventional endoscope system.
[Explanation of symbols]
1 electronic endoscope
3 Probe
4 Laser device
13 Forceps channel
40 control unit
43 Optical path switching device
45 Laser generator
47 Third harmonic generator
48 1st half mirror
49 Condenser lens
50 Second harmonic generator
51 Second half mirror
52 fixed reflector
431 First Moving Mechanism
432 1st reflector
433 second moving mechanism
434 second reflector

Claims

In a probe light source device connected to the proximal end of a long probe that can be inserted into a forceps channel of an endoscope and can transmit light from the proximal end to the distal end,
A laser light source that emits high-energy therapeutic laser light,
An excitation light source that emits excitation light that excites living tissue to generate fluorescence,
Selecting means for exclusively introducing any one of the treatment laser light emitted from the laser light source and the excitation light emitted from the excitation light source to the base end face of the probe. Laser light source device for probe.

A reference light source that emits reference light, which is visible illumination light that illuminates the living tissue, is further provided.
The selection means exclusively selects one of the treatment laser light emitted from the laser light source, the excitation light emitted from the excitation light source, and the reference light emitted from the reference light source, of the probe. A laser light source device for a probe, comprising: selecting means for introducing the light into the base end face.

The excitation light source is a third harmonic generation device that receives a treatment laser beam emitted from the laser light source and emits a third harmonic thereof as the excitation light,
The selecting means,
An optical path switching device that switches an optical path of the therapeutic laser light emitted from the laser light source to a first optical path incident on the excitation light source and a second optical path directly introduced to the probe;
The probe laser light source device according to claim 1, further comprising an optical path coupling optical system that couples an optical path of the excitation light generated from the excitation light source to the second optical path.

The excitation light source is a third harmonic generation device that receives a treatment laser beam emitted from the laser light source and emits a third harmonic thereof as the excitation light,
The reference light source is a second harmonic generation device that receives the treatment laser light emitted from the laser light source and emits a second harmonic thereof as the reference light,
The selecting means,
An optical path for switching an optical path of the therapeutic laser light emitted from the laser light source to a first optical path incident on the excitation light source, a second optical path directly introduced into the probe, and a third optical path incident on the reference light source. A switching device;
3. The probe laser light source according to claim 2, further comprising: an optical path of the excitation light generated from the excitation light source and an optical path coupling optical system that couples the reference light generated from the reference light source to the second optical path. apparatus.