JP2008142453A - 医療診断用プローブ、および医療診断システム - Google Patents

Abstract

【課題】電子走査方式による超音波断層画像と、光断層画像とを一本のプローブで取得する。
【解決手段】医療診断用プローブ１０の先端部１３ａには、超音波断層画像取得部２１と光断層画像取得部２２とが設けられている。超音波断層画像取得部２１は、断面凸円弧状の曲面に複数の超音波トランスデューサ３１がアレイ状に配列された、コンベックス電子走査方式の超音波トランスデューサアレイ２８を有する。光断層画像取得部２２は、被観察部位に測定光Ｌ１を照射するとともに、被観察部位からの反射光Ｌ２を受光するための光学系、および被観察部位に測定光Ｌ１を走査するＭＥＭＳミラー３７を有する。ＭＥＭＳミラー３７は、超音波の走査方向と略平行となるように、測定光Ｌ１を走査する。
【選択図】図２

Description

本発明は、被検体内に挿入され、被検体の被観察部位の医療診断に供する画像を取得するための医療診断用プローブ、およびこれを用いた医療診断システムに関する。

近年、医療分野において、超音波画像を利用した医療診断が実用化されている。超音波画像は、超音波プローブの先端に配された超音波トランスデューサから、被検体の被観察部位に超音波を照射し、被観察部位からのエコー信号を超音波トランスデューサで受信して、これにより出力される検出信号をプロセッサ装置で電気的に処理することによって得られる。

また、超音波を走査しながら照射することにより、超音波断層画像を得ることも可能である。超音波断層画像を得る方法としては、超音波トランスデューサを機械的に回転あるいは揺動、もしくはスライドさせるメカニカルスキャン走査方式や、複数の超音波トランスデューサをアレイ状に配列し、駆動する超音波トランスデューサを電子スイッチなどで選択的に切り替える電子スキャン走査方式が知られている。

電子スキャン走査方式には、プローブ先端に複数の超音波トランスデューサを扇状に配置したコンベックス電子走査方式がある。コンベックス電子走査方式を採用した超音波プローブは、電子内視鏡の鉗子口に挿入されるタイプや、ＣＣＤなどの撮像素子と一体化されたいわゆる超音波内視鏡など、主に体腔内に挿入して使用される。特に、超音波内視鏡では、超音波断層画像や、撮像素子により得られた内視鏡光学画像で被観察部位を観察しながら、鉗子、穿刺針、高周波メスなどの処置具を用いて、患部に適切な処置を施すことができる（特許文献１参照）。

一方、最近、ＯＣＴ（Optical Coherence Tomography）装置を用いて、被観察部位の光断層画像を得る技術が注目されている。ＯＣＴ装置では、ＳＬＤ(Super Luminescent Diode）などの光源から発せられた低コヒーレンス光を測定光として被観察部位に照射し、被観察部位で反射された測定光の反射光と、参照光との合波光に含まれる干渉光の強度を測定し、これに基づいて光断層画像を生成する。

超音波断層画像の場合、被観察部位の表面から数１０ｍｍの深さまで、比較的広い範囲の画像を得ることができるが、超音波の周波数帯域が数ＭＨｚ〜数１０ＭＨｚであるため、解像度は数１００μｍ程度である。これに対して、光断層画像の場合は、被観察部位の表面から数ｍｍ程度の深さの画像しか得られないが、数μｍ程度の高い解像度を有するため、超音波断層画像では困難な早期癌の発見や、動脈硬化プラークの観察などが可能となる。

特許文献１に記載の構成で光断層画像を得るためには、光断層画像取得用のプローブを処置具として別に用意する必要があるので、プローブの抜き差しに手間が掛かるうえ、プローブを使用しているときには、他の処置具を使用することができず、処置が行えないという問題があった。

このため、被観察部位の表面付近の浅い深度の部分から、より深い深度の部分までの断層画像を取得し、且つ浅い深度の部分においては、高い解像度の断層画像を得るようにするために、メカニカルスキャンのラジアル走査方式の超音波プローブに、光断層画像を取得するための光ファイバやレンズなどの光学系を配した医療検査システムが提案されている（特許文献２参照）。また、複数の光ファイバを挿通し、超音波と光の走査面が少なくとも一部重なるように、超音波トランスデューサと光ファイバの先端面とを交互に配列した内視鏡が提案されている（特許文献３参照。）
特開平１１−２７６４２２号公報 特開２００５−０９５６２４号公報 特開２００５−０７３４３３号公報

しかしながら、特許文献２に記載の発明は、メカニカルスキャンのラジアル走査方式の超音波プローブに適用した例を挙げているのみであり、コンベックス電子走査方式の超音波プローブにはそのまま適用することができない。また、プローブの軸方向に対して垂直な方向の部分の光断層画像しか得られず、且つ超音波断層画像と光断層画像の取得箇所が大きくずれているので、二つの画像を照合して診断することが困難であった。

さらに、特許文献３に記載の発明は、複数の光ファイバを用いているため、その分径が太くなって患者への負担が増すという問題があった。そのうえ、複数の光ファイバを切り替えて駆動するための制御系や、複数の光ファイバからの反射光を統合して光断層画像を生成する処理系が必要となるため、装置の大型化、複雑化、製造コストの増大などの懸念があった。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、被観察部位の表面付近の浅い深度の部分の断層画像を、高い解像度の光断層画像で取得することができ、深い深度の部分の断層画像を、電子走査方式による超音波断層画像で取得することができる医療診断用プローブ、および医療診断システムを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、被検体内に挿入され、被検体の被観察部位の医療診断に供する画像を取得するための医療診断用プローブであって、曲面に複数の超音波トランスデューサがアレイ状に配列された、電子走査方式の超音波トランスデューサアレイを有する超音波断層画像取得部と、前記被観察部位に測定光を照射するとともに、前記被観察部位からの反射光を受光するための光学系、および前記被観察部位に前記測定光を走査する走査機構を有する光断層画像取得部とを備えることを特徴とする。

前記超音波トランスデューサアレイは、コンベックス電子走査方式で駆動されることが好ましい。

前記光学系は、前記被観察部位に向けて前記測定光を出射する位置が、前記曲面の曲率中心と略一致するように設けられていることが好ましい。

前記走査機構は、前記超音波の走査方向と略平行となるように、前記測定光を走査することが好ましい。あるいは、前記走査機構は、前記超音波の走査方向と略直交するように、前記測定光を走査することが好ましい。

前記走査機構は、ＭＥＭＳ型のミラーを含むことが好ましい。

あるいは、前記走査機構は、モータを含むことが好ましい。この場合、前記モータは基端部に配されており、前記光学系を構成する、先端部から前記基端部にかけて連通された光ファイバを前記モータで回転駆動することで、前記測定光を走査することが好ましい。また、前記走査機構は、前記モータによる回転を、その回転軸と直交する方向を回転軸とする回転に変換する傘歯車を含むことが好ましい。

もしくは、前記モータは先端部に配されており、前記光学系を構成する、前記被観察部位に向けて前記測定光を出射する光学部材を前記モータで回転駆動することで、前記測定光を走査することが好ましい。なお、ここでいう先端部とは、被検体内に挿入される挿入部の先端に連設され、超音波トランスデューサアレイや光学系が配される部分のことであり、基端部とは、先端部と反対側の挿入部の根元部分を指す。

前記光断層画像取得部は、前記超音波断層画像取得部の側方に配されていることが好ましい。あるいは、前記超音波断層画像取得部は、前記超音波トランスデューサアレイがその中心で間を空けて二分割されており、前記光断層画像取得部は、二分割された前記超音波トランスデューサアレイの間に配されていることが好ましい。

前記超音波断層画像取得部と前記光断層画像取得部との間に、両者を隔てる隔壁が設けられていることが好ましい。

あるいは、前記超音波断層画像取得部と前記光断層画像取得部とは、近接して配置されていることが好ましい。この場合、前記光断層画像取得部は、前記測定光および前記反射光を透過する照射窓を有し、前記照射窓は、前記超音波トランスデューサアレイが配される面の内側にずらして設けられていることが好ましい。

もしくは、前記超音波トランスデューサアレイが配される面の内側に設けられる部材を、前記測定光および前記反射光を透過する材料で形成し、前記光断層画像取得部の照射窓と兼用することが好ましい。

前記被観察部位の光学像を撮像する撮像素子を有する内視鏡光学画像取得部を備えることが好ましい。また、処置具が挿通される鉗子チャネルを備えることが好ましい。

請求項１９に記載の発明は、医療診断システムであって、請求項１ないし１８のいずれかに記載の医療診断用プローブを用いて、超音波断層画像と光断層画像とを取得することを特徴とする。

本発明の医療診断用プローブ、および医療診断システムによれば、電子走査方式の超音波断層画像取得部と、光断層画像取得部とを備えるので、被観察部位の表面付近の浅い深度の部分の断層画像を、高い解像度の光断層画像で取得することができ、深い深度の部分の断層画像を、電子走査方式の超音波断層画像で取得することができる。

図１において、本発明の医療診断システム２は、医療診断用プローブ１０、プロセッサ装置１１、およびモニタ１２などから構成されている。医療診断用プローブ１０は、被検体内に挿入される挿入部１３と、挿入部１３の基端部分に連設された操作部１４と、プロセッサ装置１１に接続されるコード１５とを備えている。挿入部１３の先端に連設された先端部１３ａには、被検体内の被観察部位の画像を取得するための各種画像取得部２０〜２２（図２、および図３参照）が内蔵されている。各種画像取得部２０〜２２で取得された被検体内の画像は、モニタ１２に表示される。

先端部１３ａの後方には、複数の湾曲駒を連結した湾曲部１３ｂが設けられている。湾曲部１３ｂは、操作部１４に設けられたアングルノブ１４ａが操作されて、挿入部１３内に挿設されたワイヤが押し引きされることにより、上下左右方向に湾曲動作する。これにより、先端部１３ａが被検体内の所望の方向に向けられる。

湾曲部１３ｂの後方には、可撓性を有する軟性部１３ｃが設けられている。軟性部１３ｃは、先端部１３ａが被観察部位に到達可能なように、且つ操作者が操作部１４を把持して操作する際に支障を来さない程度に患者との距離を保つための長さを有する。なお、符号１６は、処置具が挿入される鉗子口である。

図２、および図３において、先端部１３ａには、内視鏡光学画像取得部２０、超音波断層画像取得部２１、および光断層画像取得部２２が設けられている。内視鏡光学画像取得部２０は、観察窓２３、対物レンズ２４、ＣＣＤ２５、照明窓２６、および配線ケーブル２７などから構成される。

観察窓２３は、先端部１３ａの斜め上方に向けて取り付けられている。観察窓２３から入射した被観察部位の像光は、対物レンズ２４でＣＣＤ２５の撮像面に結像される。ＣＣＤ２５は、観察窓２３、対物レンズ２４を透過して撮像面に結像された被観察部位の像光を光電変換して、撮像信号を出力する。ＣＣＤ２５で出力された撮像信号は、挿入部１３から操作部１４まで延設された配線ケーブル２７を経由して、コード１５によりプロセッサ装置１１に伝送される。プロセッサ装置１１は、伝送された撮像信号に対して、各種信号処理、および画像処理を施し、内視鏡光学画像としてモニタ１２に表示する。

照明窓２６は、観察窓２３を挟んで両側に設けられている。照明窓２６には、ライトガイド（図示せず）の出射端が接続されている。ライトガイドは、挿入部１３から操作部１４まで延設され、その入射端は、コード１５を介して接続された光源装置（図示せず）の光源に接続されている。光源で発せられた照明光は、ライトガイドを伝って照明窓２６から被観察部位に照射される。

超音波断層画像取得部２１は、超音波トランスデューサアレイ２８を備えている。超音波トランスデューサアレイ２８は、断面凸円弧状に形成されたバッキング材２９上に設けられている。バッキング材２９は、硬質ゴムなどの剛性を有する材料からなり、超音波減衰材（フェライト、セラミックスなど）が必要に応じて添加されている。超音波トランスデューサアレイ２８上には、シリコン樹脂などからなり、超音波トランスデューサアレイ２８から発せられる超音波を被観察部位に向けて収束させる音響レンズ３０が取り付けられている。

超音波トランスデューサアレイ２８は、複数の超音波トランスデューサ３１が、一例として一次元アレイ状に所定のピッチで配列されてなる。超音波トランスデューサ３１は、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）や、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）などの圧電体厚膜の両面に電極を形成した構成を有する。一方の電極は、超音波トランスデューサ３１の全てに共通の電極、他方の電極は、超音波トランスデューサ３１毎に独立した個別の電極となっている。

両電極に電圧が印加されると、圧電体が振動して超音波を発生し、これにより被検体の被観察部位に超音波が照射される。そして、複数の超音波トランスデューサ３１をマルチプレクサなどの電子スイッチで順次駆動させることで、超音波トランスデューサアレイ２８が配された曲面に沿った、曲面の曲率中心から数１０ｍｍ程度の範囲で、超音波が走査される。また、被観察部位からのエコー信号を受信すると、圧電体が振動して電圧を発生し、この電圧が検出信号として出力される。なお、図示は省略するが、超音波トランスデューサ３１同士の隙間には、エポキシ樹脂からなる充填材が充填され、超音波トランスデューサ３１上には、被検体との間の音響インピーダンスを緩和するための音響整合層が設けられている。

バッキング材２９の裏面には、基板３２を介して、フレキシブル配線基板３３が取り付けられている。フレキシブル配線基板３３には、超音波トランスデューサ３１を構成する個別電極に繋げられる配線３４が接続されている。配線３４は、配線ケーブル２７やライトガイドと同様に、挿入部１３から操作部１４まで延設され、コード１５を介してプロセッサ装置１１に接続されている。この配線３４を介して、プロセッサ装置１１から超音波トランスデューサ３１を駆動させて超音波を発するための駆動制御信号が伝送され、また、エコー信号の受信により超音波トランスデューサ３１から出力された検出信号がプロセッサ装置１１に伝送される。プロセッサ装置１１は、伝送された検出信号に対して、各種信号処理、および画像処理を施し、超音波断層画像としてモニタ１２に表示する。なお、図３では、煩雑を避けるために、超音波断層画像取得部２１のハッチングを省略している。

光断層画像取得部２２は、光ファイバ３５、レンズ３６、およびＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical Systems）ミラー３７などを備えている。光ファイバ３５は、配線ケーブル２７、ライトガイド、および配線３４と同様に、挿入部１３から操作部１４まで延設され、コード１５を介して光源装置（図示せず）に接続されている。光ファイバ３５の入射端は、低コヒーレンス光を発する光源装置の光源に接続されており、これにより、光ファイバ３５の出射端から測定光Ｌ１が発せられる。レンズ３６は、光ファイバ３５から出射された測定光Ｌ１を集光するとともに、被観察部位から反射された測定光Ｌ１の反射光Ｌ２を光ファイバ３５に導光させる。

ＭＥＭＳミラー３７は、可動ミラー３８と、駆動制御基板３９とが一体化された構成を有する。可動ミラー３８は、超音波トランスデューサアレイ２８が配された曲面の曲率中心付近に配されている。可動ミラー３８は、レンズ３６で集光された測定光Ｌ１を被観察部位に向けて反射させ、被観察部位からの反射光Ｌ２をレンズ３６に導光させる。可動ミラー３８は、駆動制御基板３９からの制御信号により、挿入部１３の軸方向Ａに対して垂直な方向Ｂに平行な線を回転軸として回転する。駆動制御基板３９は、測定光Ｌ１の走査速度が超音波の走査速度と同期するように、可動ミラー３８の回転を制御する。これにより、超音波トランスデューサアレイ２８が配された曲面に沿った、曲面の曲率中心から数ｍｍ程度の範囲（図３に示す矢印Ｃの範囲）で、測定光Ｌ１が走査される。

超音波断層画像取得部２１と光断層画像取得部２２とは、超音波トランスデューサ３１の振動が光断層画像取得部２２の動作に影響を及ぼすことを防ぐために、隔壁４０により隔てられている。この隔壁４０を挟んで音響レンズ３０の反対側には、測定光Ｌ１および反射光Ｌ２を透過する材料で形成された照射窓４１が取り付けられている。

光ファイバ３５に導光された反射光Ｌ２は、光源装置のファイバカプラで、参照光反射系で反射された参照光と合波される。プロセッサ装置１１は、この合波光に含まれる干渉光の強度を測定した結果に基づいて、光断層画像を生成し、モニタ１２に表示する。

内視鏡光学画像取得部２０と超音波断層画像取得部２１との間には、鉗子出口４２が設けられている。鉗子出口４２には、鉗子口１６から挿入部１３を貫通して設けられた鉗子チャネル４３が連通しており、この鉗子出口４２から、鉗子や穿刺針、高周波メスなどの処置具の先端が突出される。

次に、上記構成を有する医療診断用プローブ１０の動作について説明する。まず、挿入部１３を被検体内に挿入し、内視鏡光学画像取得部２０で取得された内視鏡光学画像をモニタ１２で観察しながら、被観察部位を探索する。

被観察部位に先端部１３ａが到達し、超音波断層画像を取得する指示がなされると、配線３４を介して、プロセッサ装置１１からの駆動制御信号が超音波トランスデューサ３１に入力される。駆動制御信号が入力されると、超音波トランスデューサ３１の両電極に規定の電圧が印加される。そして、超音波トランスデューサ３１の圧電体が励振され、音響レンズ３０を介して、被観察部位に超音波が発せられる。

超音波の照射後、被観察部位からのエコー信号が超音波トランスデューサ３１で受信される。この超音波の照射、およびエコー信号の受信は、駆動する超音波トランスデューサ３１をマルチプレクサなどの電子スイッチによりずらしながら繰り返し行われる。これにより、被観察部位に超音波が走査される。そして、プロセッサ装置１１にて、エコー信号を受信して超音波トランスデューサ３１から出力された検出信号を元に、超音波断層画像が生成される。生成された超音波断層画像は、モニタ１２に表示される。

一方、光断層画像を取得する指示がなされると、低コヒーレンス光が光源装置の光源から出射される。出射された低コヒーレンス光は、光ファイバ３５へと進行する測定光Ｌ１と、参照光とに分岐される。

光ファイバ３５に向かった測定光Ｌ１は、光ファイバ３５の出射端から出射され、レンズ３６で集光されて可動ミラー３８で反射され、照射窓４１を介して被観察部位に照射される。被観察部位の所定の深度で反射された反射光Ｌ２は、可動ミラー３８、レンズ３６を経て、光ファイバ３５に導光される。光ファイバ３５に導光された反射光Ｌ２は、再び光ファイバ３５を伝って光源装置に戻される。一方、参照光は、参照光反射系で反射された後、光ファイバ３５に導光された反射光Ｌ２とファイバカプラで合波される。

低コヒーレンス光が測定光Ｌ１と参照光とに分岐された後、ファイバカプラに反射光Ｌ２が到達するまでの光路長が、ファイバカプラに参照光が到達するまでの光路長に等しい場合に両光が干渉する。

そして、プロセッサ装置１１にて、反射光Ｌ２と参照光の合波光から、干渉光の強度が検出される。この干渉光の強度の検出は、参照光がファイバカプラに到達するまでの光路長を変化させながら行われ、これにより、被観察部位の表面から所望の深度までの断層情報が取得される。

被観察部位における上記一連の検出が終了すると、駆動制御基板３９によって、可動ミラー３８が方向Ｂに平行な線を軸として僅かに回転され、最初の被観察部位から僅かにずれた点における所定の深度までの断層情報が上記同様の手順で取得される。このようにして、可動ミラー３８による微小移動が繰り返されながら、所望の走査範囲の断層情報が取得される。そして、プロセッサ装置１１において、干渉光の強度の検出結果に基づいて、光断層画像が生成される。生成された光断層画像は、モニタ１２に表示される。

上記のように、内視鏡光学画像、超音波断層画像、あるいは光断層画像がモニタ１２で観察されながら、必要に応じて鉗子口１６に処置具が挿入され、生検などの適切な処置が施される。

以上説明したように、医療診断用プローブ１０は、コンベックス電子走査方式により、挿入部１３の軸方向Ａに略平行な、数１０ｍｍ程度の深さの面の超音波断層画像を取得する超音波断層画像取得部２１と、数ｍｍ程度の深さの面の光断層画像を取得する光断層画像取得部２２とを備えているので、超音波断層画像と光断層画像をシームレスに取得することができる。このため、プローブを一々抜き差しして交換するなど、患者に負担を強いるうえに手間が掛かるといったことがなくなる。

また、被観察部位の深度が深い部分を観察する際には、超音波断層画像取得部２１を用いて、低解像度ではあるが広い範囲を網羅した超音波断層画像を得ることができ、深度が浅い部分を観察する際には、光断層画像取得部２２を用いて、高解像度の光断層画像を得ることができる。したがって、診断の目的に応じた断層画像を迅速に取得することができる。

また、従来は、光断層画像を得るために、鉗子口１６に光断層画像取得用のプローブを挿入して診断を行っていたため、他の処置具で処置を行うことができないという問題があったが、鉗子チャネル４３が空いているので、様々な処置を自由に行うことができる。

さらに、超音波トランスデューサアレイ２８が配された曲面の曲率中心付近に可動ミラー３８を配し、超音波断層画像と光断層画像の中心が略一致するようにしたので、両画像の対応箇所を容易に照合することができ、両画像を参照した、より詳細且つ総合的な診断を行うことができる。

なお、上記実施形態では、超音波断層画像取得部２１と光断層画像取得部２２とを隔壁４０で隔てているが、図４に示すように、隔壁４０を取り除いて、超音波断層画像取得部２１と光断層画像取得部２２とを近接して配置してもよい。このようにすれば、隔壁４０で取られていたスペースの分だけ、超音波トランスデューサアレイ２８の面積を大きくすることができ、超音波の走査範囲を広くすることができる。また、超音波断層画像と光断層画像の取得箇所をさらに近付けることができる。

上記の場合、超音波トランスデューサ３１の振動が光断層画像取得部２２の動作に影響を及ぼすことを防ぐために、図５、および図６に示すように、照射窓４１を、音響レンズ３０と略同面の位置ではなく、その内側の、バッキング材２９、または基板３２の側方の位置にずらして配置することが好ましい。

さらに、図７に示すように、測定光Ｌ１および反射光Ｌ２を透過する材料で基板３２を形成し、光断層画像取得部２２を覆うように側方に延在させて、照射窓４１と兼用した構成としてもよい。このようにすれば、部品点数、および組立工数を削減することができる。

上記実施形態では、超音波断層画像取得部２１の側方に光断層画像取得部２２を配置しているが、本発明はこれに限定されるものではなく、図８に示すように、超音波トランスデューサアレイ２８をその中心で二分割し、その間に光断層画像取得部２２を配置してもよい。このようにすれば、超音波トランスデューサアレイ２８が配された曲面の曲率中心を通る、軸方向Ａに垂直な面における超音波断層画像と光断層画像とを取得することができ、両画像の照合がより容易となる。なお、図８では、図４〜図７に示す例のように、超音波断層画像取得部２１と光断層画像取得部２２とを近接して配置しているが、図２、および図３に示す例と同様に、超音波断層画像取得部２１と光断層画像取得部２２との間に隔壁を設けて両者を隔ててもよい。

上記実施形態では、ＭＥＭＳミラー３７を用いて測定光Ｌ１を走査しているが、図９に示すように、操作部１４などの基端部にモータ５０を配し、このモータ５０の回転駆動を用いて、測定光Ｌ１を走査してもよい。

モータ５０は、光ファイバ３５に接続されており、軸方向Ａに平行な線を回転軸として、光ファイバ３５を回転駆動する。光ファイバ３５の出射端には、軸受け５１に回転自在に嵌着された傘歯車５２が取り付けられ、光ファイバ３５の出射端の先には、光を直角に反射させるミラー５３が設けられている。ミラー５３を挟んで傘歯車５２に対して直角な位置には、軸受け５４に回転自在に嵌着され、傘歯車５２に噛合する傘歯車５５が取り付けられている。傘歯車５５には、光を透過する穴５６が穿たれている。また、傘歯車５５の根元部分には、光を放物線状に屈折させるＧＲＩＮ（Great Index；屈折率分布型）レンズ５７が取り付けられ、ＧＲＩＮレンズ５７には、光を直角に反射させるプリズムミラー５８が取り付けられている。

光ファイバ３５を出射した測定光Ｌ１は、ミラー５３で方向Ｂに対して平行に反射され、傘歯車５５の穴５６を透過してＧＲＩＮレンズ５７に入射する。ＧＲＩＮレンズ５７に入射した測定光Ｌ１は、ＧＲＩＮレンズ５７で放物線状に屈折されて平行光とされ、プリズムミラー５８で直角に反射されて、照射窓４１を介して被観察部位に照射される。被観察部位で反射された反射光Ｌ２は、測定光Ｌ１とは逆の光路を辿って光ファイバ３５に導光される。

軸方向Ａに平行な線を回転軸として、モータ５０により光ファイバ３５が回転駆動されると、傘歯車５２に噛合した傘歯車５５が方向Ｂに平行な線を回転軸として回転される。これに伴い、傘歯車５５に取り付けられたＧＲＩＮレンズ５７、およびプリズムミラー５８が回転され、被観察部位に測定光Ｌ１が走査される。

上記のように、モータ５０による軸方向Ａに平行な線を回転軸とする光ファイバ３５の回転を、傘歯車５２、５５で方向Ｂに平行な線を回転軸とする回転に変換すれば、簡単な構造で、超音波の走査方向と略平行となるように、測定光Ｌ１を走査することができる。

また、図１０に示すように、先端部１３ａに超音波モータなどの小型モータ６０を配し、このモータ６０の回転駆動を用いて、測定光Ｌ１を走査してもよい。モータ６０は、請求項９に記載の光学部材に相当するミラー６１に接続されており、方向Ｂに平行な線を回転軸として、ミラー６１を回転駆動する。光ファイバ３５の出射端には、ＧＲＩＮレンズ６２が取り付けられ、ＧＲＩＮレンズ６２には、光を直角に反射させるプリズムミラー６３が取り付けられている。

光ファイバ３５を出射した測定光Ｌ１は、ＧＲＩＮレンズ６２で放物線状に屈折されて平行光とされ、プリズムミラー６３でＢ方向に直角に反射される。プリズムミラー６３で反射された測定光Ｌ１は、ミラー６１で反射され、照射窓４１を介して被観察部位に照射される。被観察部位で反射された反射光Ｌ２は、測定光Ｌ１とは逆の光路を辿って光ファイバ３５に導光される。モータ６０により、方向Ｂに平行な線を回転軸としてミラー６１が回転駆動され、これにより、被観察部位に測定光Ｌ１が走査される。

図１０に示す系の場合、図９に示す系のように、回転を変換する傘歯車５２、５５が不要となるので、部品点数、および組立工数が削減され、測定光Ｌ１の走査をより円滑に行うことができる。このため、先端部１３ａにモータ６０を配置するスペースがない場合は、図９に示す系を、スペースがある場合は、図１０に示す系を採用することが好ましい。

上記実施形態では、超音波の走査方向と略平行となるように測定光Ｌ１を走査する例を挙げて説明したが、超音波の走査方向と略直交するように測定光Ｌ１を走査してもよい。この場合、例えば、図８に示す系の変形例である図１１に示すように、超音波トランスデューサアレイ２８を方向Ｂに沿って二分割し、その間に光断層画像取得部２２を配置する。また、上記実施形態とは異なり、照射窓４１を方向Ｂに平行となるように配置する。そして、可動ミラー３８を、軸方向Ａを回転軸として回転駆動させる。

なお、各画像取得部２０〜２２の全てをプロセッサ装置１１に接続し、各画像の生成をプロセッサ装置１１のみで行うように記載しているが、それぞれ別々に専用のプロセッサ装置を用意してもよい。同様に、各画像をモニタ１２で表示するようにしているが、別々に専用のモニタを用意してもよい。また、各画像の表示形態については特に言及していないが、各画像を切り替えて個別に表示したり、各画像を重ねて表示したり、画面を分割して表示するなど、適宜変更することが可能である。

上記実施形態では、参照光の光路長を変更しながら干渉光強度を測定することにより、被観察部位の深さ方向の位置に対応した反射光の強度分布を取得する、いわゆるＴＤ（Time Domain）方式のＯＣＴ（ＴＤ−ＯＣＴ）を例示して説明したが、本発明はこれに限定されず、他の方式、例えば、ＦＤ（Fourier Domain）方式のＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ）を採用してもよい。

ＦＤ−ＯＣＴは、測定光と参照光の光路長を変えることなく、光のスペクトル成分毎に干渉光強度を測定する。そして、これにより得られたスペクトル干渉強度信号に対して、計算機でフーリエ変換に代表される周波数解析を施すことで、被観察部位の深さ方向の位置に対応した反射光強度分布を取得する。ＦＤ−ＯＣＴは、ＴＤ―ＯＣＴでは必須であった測定光と参照光の光路長を変える動作が不要となるため、高速な測定が可能となる。

ＦＤ−ＯＣＴの装置構成で代表的な例としては、ＳＤ（Spectral Domain）−ＯＣＴとＳＳ(Swept Source)−ＯＣＴの二種類が挙げられる。ＳＤ−ＯＣＴは、ＳＬＤやＡＳＥ（Amplified Spontaneous Emission）光源、白色光といった広帯域の低コヒーレント光を光源に用いる。マイケルソン型干渉計などを用いて、広帯域の低コヒーレント光を測定光と参照光とに分割した後、測定光を被観察部位に照射させ、そのときの反射光と参照光とを干渉させる。そして、この干渉光をスペクトロメータで各周波数成分に分解し、フォトダイオードなどの素子がアレイ状に配列されたディテクタアレイを用いて各周波数成分の干渉光強度を測定する。この測定により得られたスペクトル干渉強度信号を計算機でフーリエ変換することにより、光断層画像を生成する。

ＳＳ−ＯＣＴは、光周波数を時間的に掃引させるレーザを光源に用いる。反射光と参照光とを各波長において干渉させ、光周波数の時間変化に対応した信号の時間波形を測定する。そして、これにより得られたスペクトル干渉強度信号を計算機でフーリエ変換することにより、光断層画像を生成する。

なお、本発明は、上記実施形態で例示したコンベックス電子走査方式に限らず、超音波トランスデューサを挿入部の軸方向に対して厚みが不均一になるように形成した、プラノコンケーブ（平凹）電子走査方式についても、適用することが可能である。

本発明の医療診断システムの構成を示す概略図である。 本発明の医療診断用プローブの先端部付近を示す拡大平面図である。 本発明の医療診断用プローブの先端部付近を示す拡大断面図である。 超音波断層画像取得部と光断層画像取得部とを近接して配置した例を示す拡大平面図である。 図４に示す例の先端部付近を示す拡大断面図である。 図４に示す例の先端部付近を示す拡大断面図である。 基板を照射窓と兼用した例を示す拡大平面図である。 超音波トランスデューサアレイを分割し、その間に光断層画像取得部を配置した例を示す拡大平面図である。 モータ、および傘歯車を用いて測定光を走査する例を示す拡大平面図である。 モータを用いて測定光を走査する例を示す拡大平面図である。 超音波の走査方向と略直交するように測定光を走査する例を示す拡大平面図である。

符号の説明

２ 医療診断システム
１０ 医療診断用プローブ
１３ａ 先端部
２０ 内視鏡光学画像取得部
２１ 超音波断層画像取得部
２２ 光断層画像取得部
２５ ＣＣＤ
２８ 超音波トランスデューサアレイ
３１ 超音波トランスデューサ
３２ 基板
３５ 光ファイバ
３７ ＭＥＭＳミラー
４０ 隔壁
４１ 照射窓
４３ 鉗子チャネル
５０、６０ モータ
５２、５５ 傘歯車
６１ ミラー

Claims (19)

1. 被検体内に挿入され、被検体の被観察部位の医療診断に供する画像を取得するための医療診断用プローブであって、
   曲面に複数の超音波トランスデューサがアレイ状に配列された、電子走査方式の超音波トランスデューサアレイを有する超音波断層画像取得部と、
   前記被観察部位に測定光を照射するとともに、前記被観察部位からの反射光を受光するための光学系、および前記被観察部位に前記測定光を走査する走査機構を有する光断層画像取得部とを備えることを特徴とする医療診断用プローブ。
2. 前記超音波トランスデューサアレイは、コンベックス電子走査方式で駆動されることを特徴とする請求項１に記載の医療診断用プローブ。
3. 前記光学系は、前記被観察部位に向けて前記測定光を出射する位置が、前記曲面の曲率中心と略一致するように設けられていることを特徴とする請求項１または２に記載の医療診断用プローブ。
4. 前記走査機構は、前記超音波の走査方向と略平行となるように、前記測定光を走査することを特徴とする請求項１ないし３のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
5. 前記走査機構は、前記超音波の走査方向と略直交するように、前記測定光を走査することを特徴とする請求項１ないし３のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
6. 前記走査機構は、ＭＥＭＳ型のミラーを含むことを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
7. 前記走査機構は、モータを含むことを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
8. 前記モータは基端部に配されており、
   前記光学系を構成する、先端部から前記基端部にかけて連通された光ファイバを前記モータで回転駆動することで、前記測定光を走査することを特徴とする請求項７に記載の医療診断用プローブ。
9. 前記走査機構は、前記モータによる回転を、その回転軸と直交する方向を回転軸とする回転に変換する傘歯車を含むことを特徴とする請求項７または８に記載の医療診断用プローブ。
10. 前記モータは先端部に配されており、
    前記光学系を構成する、前記被観察部位に向けて前記測定光を出射する光学部材を前記モータで回転駆動することで、前記測定光を走査することを特徴とする請求項７に記載の医療診断用プローブ。
11. 前記光断層画像取得部は、前記超音波断層画像取得部の側方に配されていることを特徴とする請求項１ないし１０のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
12. 前記超音波断層画像取得部は、前記超音波トランスデューサアレイがその中心で間を空けて二分割されており、
    前記光断層画像取得部は、二分割された前記超音波トランスデューサアレイの間に配されていることを特徴とする請求項１ないし１０のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
13. 前記超音波断層画像取得部と前記光断層画像取得部との間に、両者を隔てる隔壁が設けられていることを特徴とする請求項１ないし１２のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
14. 前記超音波断層画像取得部と前記光断層画像取得部とは、近接して配置されていることを特徴とする請求項１ないし１２のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
15. 前記光断層画像取得部は、前記測定光および前記反射光を透過する照射窓を有し、
    前記照射窓は、前記超音波トランスデューサアレイが配される面の内側にずらして設けられていることを特徴とする請求項１４に記載の医療診断用プローブ。
16. 前記超音波トランスデューサアレイが配される面の内側に設けられる部材を、前記測定光および前記反射光を透過する材料で形成し、前記光断層画像取得部の照射窓と兼用することを特徴とする請求項１４または１５に記載の医療診断用プローブ。
17. 前記被観察部位の光学像を撮像する撮像素子を有する内視鏡光学画像取得部を備えることを特徴とする請求項１ないし１６のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
18. 処置具が挿通される鉗子チャネルを備えることを特徴とする請求項１ないし１７のいずれかに記載の医療診断用プローブ。
19. 請求項１ないし１８のいずれかに記載の医療診断用プローブを用いて、超音波断層画像と光断層画像とを取得することを特徴とする医療診断システム。

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