JP2008506478A - ビデオ内視鏡検査装置 - Google Patents

Abstract

ビデオ内視鏡検査装置（１０）は、センサ装置（４８）と、カテーテル（４０）であって、放射線をカテーテル（４０）の遠位端（６９）に送り、同放射線をカテーテル（４０）の遠位端（６９）において出力するため、および反射放射線を遠位端（６９）で受け、センサ装置（４８）上に同反射放射線の像を形成するためのカテーテル（４０）とを含み、センサ装置（４８）は、カテーテル（４０）の遠位端（６９）近傍のカテーテル（４０）内に配置され、反射放射線を電気信号に変換するように構成され、カテーテル（４０）は、電気信号をカテーテル（４０）の近位端（６７）に送るように構成される。その結果、ビデオ内視鏡検査装置は、例えば、実際の、すなわち血液の充満した環境で臓器および脈管の表面および／または内部を手術前、手術中および手術後に観察することによって、画質を改善することができる。
【選択図】図１

Description

本発明は、ビデオ内視鏡検査装置、例えば、心臓血管系の内壁を描写するためのビデオ内視鏡検査装置または心臓血管系内で用いるために適しているビデオ内視鏡検査装置に関する。

医学界では、数年間、非常に小型化された、高解像度の内視鏡検査に適している、具体的には「血液透過型」カメラを求める声が高い優先順位を占めているが、最近までは依然として実現不可能であった大きな技術開発ステップを実行することが必要となっている。これまでのところ、世界中で、誰もまだ、血液を通して、十分に高い解像度で心臓血管系の血管壁を撮像することができる診断装置の開発に成功していない。１８０６年にボチニ（Ｂｏｚｚｉｎｉ）が最初の内視鏡を開発して以来、光学技術は、大きく進展し、種々の身体の開口部および臓器を検査するためのさまざまな用途用に特殊化されている。現代のビデオ内視鏡検査では、大幅に改善された画像解像度および画質が保証されるので、伝統的なファイバ内視鏡検査は、ますます現代のビデオ内視鏡検査に置き換えられている。しかしながら、血管内で用いられる場合、霧の中での視界が霧粒の密度および大きさによって大幅に制限される事実と同様に、ヘモグロビン分子による光の散乱が原因で、どちらの技術も役に立たない状態である。血液という媒体は、実際に、赤血球によるミー散乱および／または水分子の高レベルの吸収が原因で、光学的に不透明な性質を示す。血液は、１．５μｍから１．８μｍの範囲内、および２．１μｍから２．３μｍの範囲内の近赤外（ＮＩＲ）範囲の放射線に対しては十分に透過性となるため、小型ＮＩＲカメラを使用すれば、これまでは薄い輪郭としてしか検出できなかった脈管系内をよく観察することができる。

心臓血管系を描写するための従来実現されている方法に関しては、基本的に４つの異なる方法が現在用いられている。

超音波法に関しては、ディプレックス法と呼ばれるドップラー技術の方法により、心臓の動きを監察し、同時に動脈系および静脈系を描写することができる。しかしながら、この方法は実際には流量計測に役立つものであるので、画像解像度は、心臓外科医によってなされる要求を満たすことができない。

コンピュータ断層撮影法では、放射性医薬品の注射後に、放射型コンピュータ断層撮影法（ＥＣＴ）を用いて、さまざまな身体層の活性分布が二次元で検出される。実際、脈管系内のＴＣまたはＩの濃度によって動脈および静脈を描写することが可能であるが、異質な事例および非対称な事例が顕著になると、例えば心臓検査における肺もしくは乳房による吸収に起因する、重大なアーチファクト（誤描写）につながる。アーチファクトのため、この撮像方法の画質は、心臓手術には適さない。さらに、上述の方法は、動画の描写に関しても役に立たない。

磁気共鳴断層撮影法では、（心電図トリガによる）位相コントラスト血管造影法によって脈管系を大まかに描写することが可能であるが、リアルタイムではなく、臨床ルーチンの一部である。

現在のところ、修正されたバルーンカテーテルの技術について引き続き議論が交わされ、試験が行われているが、全面的な成功の見通しはなく、この方法では、治療を担当する医師によって、バルーンカテーテルが心臓血管系内に導入され、静脈を通して検査位置まで押し進められ、その後、その検査位置で、バルーンカテーテルがリンガー液で膨張される。バルーンに一体化された光学系によって血管壁の構造を撮像することができるように、この工程において、バルーンの透明な膜が血管壁を直接押圧する。この方法の不利な点は、一つは血管が完全に閉塞される点で、もう一つは血管に高い圧力が負荷される点である。

技術的観点から、伝統的なファイバ内視鏡検査は、２．８μｍの直径を有する石英ファイバが光伝導ファイバとして用いられているという点で、狭い直径に関して最適化されている。非常に小さい画素をこの方法で実現することができるにもかかわらず、この方法には、可視域内での光損失が大きいことおよび開口数が小さいことに起因するいくつかの不利な点がある。検査位置が明るく照射されていても、この方法では、特に赤外領域内での伝送が可視領域と比べて低下する際に、低輝度の画像しか得られないことになる。

米国特許第６，１７８，３４６号には、米国でトランスブラッドビジョン（Ｔｒａｎｓｂｌｏｏｄ Ｖｉｓｉｏｎ）の商標で登録されている赤外線ファイバ内視鏡検査方法が記載されている。赤血球によるミー散乱および／または水分子の高レベルの吸収が原因で、血液は実際には不透明である。しかしながら、米国特許第６，１７８，３４６号において提案されている方法は、赤外線の波長を具体的に選択することによって問題点を回避している。この方法では、レーザーダイオードによって発生された放射線がビームスプリッタによって内視鏡の光伝導ファイバ内に結合され、その結果、検査位置が照射される。次に、検査位置から反射された光が、ビームスプリッタを介して、カテーテルの近位端を経由して外部カメラセンサに送られる。この方法において提案されている手法の利点は、画像提供情報を含んだ光信号がかなりのレベルで減衰する点、すなわち物体に達成可能な輝度が制限される点である。

米国特許第６，１７８，３４６号

本発明の目的は、例えば、実際の、すなわち血液の充満した環境にある臓器および脈管の表面および／または内部を手術前、手術中および手術後に観察するための、画質を改善することができるビデオ内視鏡装置を提供することである。

この目的は、請求項１に記載のビデオ内視鏡検査装置によって達成される。

本発明のビデオ内視鏡検査装置は、（イメージ）センサ装置と、カテーテルであって、放射線を該カテーテルの遠位端に送り、同放射線を該カテーテルの遠位端で出力するため、および反射放射線を遠位端で受け、センサ装置上に同反射放射線の像を形成するためのカテーテルとを含む。センサ装置は、カテーテルの遠位端近傍のカテーテル内に配置され、反射放射線を電気信号に変換するように構成される。カテーテルは、電気信号を該カテーテルの近位端に送るように構成される。

本発明が基礎を置く中心的な考えは、検査対象の物体を例えば光伝導ファイバで伝送された放射線によって照射し、それと同時に、物体の画像を例えばケーブル接続またはライン接続を介して外部画像処理装置に供給することができる電気信号に変換するためにカテーテル先端内に配置されたセンサによって、後方散乱放射線を検出するというものである。この方法では、光ファイバケーブルによる画像伝送を省くことができ、その結果、特にカテーテル先端から外部装置に戻る途中において信号の光減衰による画質への悪影響を回避することができる。

本発明の好ましい実施の形態が添付図面を参照して以下により詳細に説明されるが、これらの図としては：
図１は、本発明の一実施形態による心臓血管ビデオ内視鏡装置の概略ブロック図であり、
図２は、本発明の一実施形態による遠位カテーテル先端および／またはカテーテルヘッドの概略断面図であり、
図３は、図２の遠位カテーテル先端内のイメージセンサの概略立体像である。

図１は、本発明の一実施形態によるビデオ内視鏡検査装置を示す。全体として１０で示すビデオ内視鏡検査装置は、基本的に２つの部分、すなわち可動部分２０と外部の静止部分３０とに細分される。

可動部分２０は、可動のカテーテル構成を形成する。具体的には、可動部分２０は、血管の血管壁のような検査対象の物体４４を照射するための光学部品４２を含むカテーテル４０と、これもカテーテル４０内にセンサ４８として配置される、光検出器アレイ上に照射された物体４４の像を形成するための光学系４６と、前処理回路および／またはセンサ電子機器５０と、任意ではあるが別のセンサ素子５２とを備える。センサ電子機器５０は、好ましくはセンサ駆動装置、読み出し回路、および画像前処理装置からなる。

静止部分３０は、基本的にビデオ内視鏡検査装置１０の外部装置を形成する。静止部分３０は、放射線源６０と、画像・信号処理手段６２と、表示装置および／またはモニタ６４と、記憶装置６６とを備える。

カテーテル４０は、カテーテル４０の近位端６７で、例えば開放可能なプラグ接続または永久的なプラグ接続によって、外部装置３０に結合することができる。カテーテル４０と外部装置３０との間のインターフェースは、図１に６８で示される。遠位端６９および／またはカテーテル先端に関して、カテーテル４０は、照射対象の物体４４および／または検査エリアに向けることができる。

一例として図２を参照して後に説明するように、複数本のモノモードファイバのような放射線ルータ７０が、カテーテル４０内で、近位端６７と光学部品４２との間に延びて、放射線源６０によって発生された放射線を光学部品４２に送り、光学部品４２は、点線７２で示すように、同放射線を物体４４上に均一に分散する。光学部品４２は、この目的のために特別に準備される光学部品である必要はないが、放射線ルータ７０自体の出口端部によって別に形成することができる。点線７４は、図１では、物体４４と光学系４６との間の別の放射線経路、具体的には、物体から反射された光が光学系４６に入る放射線経路を表すためにある。第３の放射線経路７６は、光学系４６とセンサ４８との間に位置する。この放射線経路７６上で、光学系４６は、画素アレイ４８上に、正確に言えば画素アレイ４８の感光エリア上に物体４４の像を形成し、画素アレイ４８は、多数の画素からなり、特定の繰返し率で、結像から、全画素の画素測定値、すなわち画像表現を生成する。

電気接続システム７８は、センサ４８と電子機器５０との間に位置し、それらを電気的に接続しおよび／または画素測定値を後続の回路５０に送る働きをする。画素測定値から回路５０によって得られた前処理済み画像データを、カテーテル４０が結合された状態のインターフェース６８を介して画像処理手段６２に送るために、１本または複数本のケーブルのような導電体８０が、回路５０とカテーテル４０の近位端６７との間に延びる。データは、このようにして、定義済みインターフェースを介して、カテーテル４０の外部にあるハードウェア、ここでは画像処理手段６２に渡される。センサ素子５２の測定データを処理手段６２に送るために、１本または複数本のケーブルのような別の導電体８２が、光学的な別のセンサ素子５２と画像および／または信号処理手段６２との間に配置され、および／またはそれらの間に延びる。

図２を参照して後により明らかになるように、光学部品４２、光学系４６、光検出器アレイ４８および回路５０並びに別のセンサ素子５２は、カテーテル４０の遠位端近傍に配置され、このようにしてカテーテルヘッドおよび／またはカテーテル４０のカテーテル先端が形成される。

カテーテル４０が結合された状態で、前処理手段５０からケーブル８０を介して前処理済みデータを得るために、さらにケーブル８２を介して、任意なセンサ５２からセンサ測定データを得るために、外部装置３０内で、画像処理手段６２は、カテーテル４０の近位端６７に結合するためのインターフェース６８に接続される。処理手段６２の出力は、モニタ６４の入力に接続され、光検出器アレイ４８内で得られた物体４４の画像を装置１０の使用者に表示することができ、さらに、状況に応じて、追加のセンサ５２の最新の測定結果を表示することもできる。さらに、処理手段６２の出力は、記憶装置６６に接続され、例えばその後のデータ評価のためなどに、前処理手段５０およびセンサ素子５２から得られたデータをアーカイブすることができる。

赤外ダイオード６０も−しかしながら、今回は光学的方法で−インターフェース６８に接続され、インターフェース６８が装置３０に結合されると直ちに、インターフェース６８を介して、光をカテーテル４０の放射線ルータ７０内に結合することができる。

装置１０の構成について上に説明したので、装置１０の動作モードを以下に簡単に説明する。

検査位置４４を照射するために、放射線が、一例として以下の赤外ダイオードとする、光源６０から外部に発生される。この放射線は、その後、光伝導体７０を介して、または図２の実施形態の場合にはモノモードファイバを介して、カテーテル４０の中を通って移送され、光学部品４２によって、照射対象のエリアおよび／または物体４４上に均一に分散される。照射されたシーン４４は、光を光学系４６内に後方散乱させる。この光学系４６は、特定の被写界深度範囲で光検出器アレイ４８上に照射されたシーンの像を形成し、光検出器アレイ４８において、光検出器アレイ４８の画素間隔によって決まる特定の解像度で、像が多数の画素測定値に変換される。次に、これらの画素測定値は、接続システム７８を介してセンサ電子機器５０に送られ、センサ電子機器５０は、最初にデータを読み出し、その後、例えばこの時点まではまだアナログの画素測定値の特定の前処理を実行し、すなわち、例えば純粋なデジタル化、動力学的調整などを実行する。光検出器アレイ４８および前処理手段５０がそれぞれのタスクを実行することができるように、電気的接続８０を介して、それらにエネルギーが供給される。前処理済みデータは、画像処理手段６２に送られ、画像処理手段６２によって、データがビデオ信号として存在し、モニタ６４によって表示することができるように、データが処理される。カテーテル４０を動脈系および静脈系に導入してしまえば、装置１０を使用する医師は、これで、モニタ６４を観察しながら、遠位端６９および／または光学系４６の結像細部を所望の検査位置４４にナビゲートすることができる。

医師は、別のセンサ素子５２を介して、流量計によって測定される血流量、温度センサによって測定される温度測定値などのような、検査位置４４に関するさらに別の情報を得ることができる。これらの測定値は、その後、さらなる診断および制御に用いることができる。医師は、状況に応じて、キーボードのような図１には示していない入力装置を介して、解像度の変更および同時に行われる対応する画像繰返し率の変更などのような、前処理手段７０または光検出器アレイ４８の調整を行うことができることに留意されたい。

図１を参照して本発明の一実施形態をやや一般的な用語で上に説明してきたので、カテーテル先端の一実施形態を以下により詳細に説明する。図２に示すカテーテル先端は、全体として１００で示される。改めて図１を簡単に参照すると、図２のカテーテル先端１００は、遠位端６９に配置される。カテーテル４０の図２には示していない部分は、カテーテルの可撓性を示すために湾曲されている点線部分で示すように、カテーテルの近位端６７に導かれる。

図２のカテーテル先端１００は、断面で概略的に描かれている。カテーテルの管状の可撓性シース１０２を見ることができる。可撓性シース１０２は、カテーテルの外側ジャケットを形成する。モノモードファイバ１０４が、カテーテル内をシース１０２に沿って近位端６７から遠位端６９に延びる。モノモードファイバ１０４は、カテーテルの長手方向軸１０６を横断する断面で、シース１０２の内壁に沿って、長手方向軸１０６の周りに環状に配置される。したがって、モノモードファイバ１０４は、図１の放射線ルータ７０を形成し、赤外ダイオード６０の光を遠位端６９に移送する。

レンズ１０８ａおよび１０８ｂは、それらが長手方向軸１０６に対して軸対称になるように、カテーテルの終端として遠位端６９に配置され、レンズ１０８ａおよび１０８ｂは、カテーテルの光学系４６を形成する。レンズ１０８ａおよび１０８ｂは、環状の取り付け具１１０を介してシース１０２の内側に取り付けられる。モノモードファイバ１０４は、これらの取り付け具１１０の中を通って延び、モノモードファイバ１０４の光を遠位端６９に出力することができる。状況に応じて、モノモードファイバ１０４の１本ごとに、ビーム拡大用素子が取り付け具１１０内に備えられる。あるいは、モノモードファイバ１０４の端末側終端が、取り付け具１１０の出口点またはすぐ後ろで、図１の光学部品４２を形成する。半導体チップ１１４がセンサ電子機器５０を形成する、光検出器アレイ１１２と半導体チップ１１４の複合構成は、レンズ１０８ａ−１０８ｂの後方、すなわち近位端６７に向かう特定の距離内に、長手方向軸１０６を横断して配置される。また、複合構成１１２、１１４は、好ましくは、それが長手方向軸１０６に対して軸対称になるようにカテーテル内に配置され、かつ、具体的に説明すれば、近位端６７から遠位端６９にシース１０２の内壁上を延びるモノモードファイバ１０４が複合構成１１２、１１４を通過することができるようにシース１０２の内壁に取り付けられる。複合構成１１２、１１４にエネルギーを供給し、かつ、複合構成１１２、１１４から、図１にのみ示し明確にするために図２では割愛されている画像処理手段６２などにデータを送るためのケーブルは、カテーテルの複合構成１１２、１１４に隣接する部分内を、近位端６７の方に延びる。

図２のカテーテル先端は、図１の装置に用いられることに容易に適合する。そこで、ケーブルの描写に加えて図２に欠けているものは、別のセンサ５２の描写のみであろう。別のセンサ５２は、例えば、シース１０２の皮膜上、または遠位端６９の取り付け具１１０の露出側に備えることができる。

図３を参照して、図２の複合構成１１２、１１４の一実施形態を説明する。図３は、複合構成を参照数字２００で全体として示す。図３では、複合構成２００は、透視図法によって空間表現で描かれ、複合構成２００の、遠位端６９および／または光学部品１０８ａ〜１０８ｂ（図２）に対向し、矢印２０２で示すように物体から後方散乱されるフォトンが複合構成２００上に衝突する側が見える。複合構成２００は、光検出器アレイ１１２と半導体チップ１１４とで構成される。光検出器アレイ１１２は、例えば、ＩＩＩ−Ｖ族半導体内、ＩｎＧａＡｓ半導体内などの、半導体基板内に形成される。フォトダイオードは、フォトダイオードがアレイ分割２０４によって図３に示すような画素のアレイとなるように半導体基板内に形成される。しかしながら、フォトダイオードアレイ１１２が内部に形成される半導体基板は、フォトダイオードアレイが実際にこの半導体基板内に形成されるこの半導体基板の主面とは反対の側にある主面で、放射線２０２および／または遠位端６９に対向する。したがって、後方散乱後に物体４４上に衝突するフォトン２０２は、最初にフォトダイオードアレイ１１２の半導体基板の主面２０４を通って半導体基板内に入り、通過後に、主面２０４とは反対の側にある半導体基板の主面内のフォトダイオードアレイに衝突するか、もしくは空間電荷領域に衝突し、その場所で、拡散電流および／またはドリフト電流を利用して、その場所の画素測定信号に変換されることになる。

構造設計および結合技術の方法の一例としてフリップチップボンディングを用いて、上に述べたように形成されたフォトダイオードアレイ１１２が、前処理手段５０を組み込んだＣＭＯＳチップ１１４のような半導体チップ上に配置される。フォトダイオードアレイ１１２およびチップ１１４は、フォトダイオードアレイ１１２が内部に形成される半導体基板の主面が、フォトダイオードアレイ１１２が内部に形成される主面、すなわち、主面２０４に対して後ろ向きになっている面、または遠位端に対して後ろ向きになっている主面で、半導体チップ１１４と対向するように相互に接続される。次に、半導体チップ１１４は、それが、駆動、読み出し、および前処理用電子機器５０を形成する回路が組み込まれるチップの主面でフォトダイオードアレイ１１２と対向するように、フォトダイオードアレイ１１２に接続される。図３には、図１のケーブル８０も描かれ、ケーブル８０は、複合構成２００にエネルギーを供給する役割および／または処理済データをチップ１１４から画像処理手段６２に送る役割、あるいは逆に、制御信号を処理手段６２からチップ１１４に、またはチップ上に組み込まれた回路に送る役割を担う。

心臓血管検査に対する適合を含む図１から図３の先の実施形態全てによるビデオ内視鏡、すなわち、図１の構成を呈するビデオ内視鏡、図２のカテーテル先端、および図３の光検出器アレイ／前処理チップ複合構成の特定の構造は、次のものを備えることができる。すなわち、外部放射線源として、赤外ダイオード、放射線ルータ７０として、放射線を検査位置４４に内転する数本のモノモードファイバ、フィードライン８０および８２として、画素アレイ／前処理複合構成にエネルギーを供給し、データを読み出すためのケーブル、イメージセンサ４８として、下に位置するＣＭＯＳチップ１１４上に組み込まれた読み出し、前処理、および駆動用電子機器上に、例えばフリップチップボンディングによって付着されるＩＩＩ−Ｖ族半導体上の検出器アレイ１１２、光学部品４６として、状況に応じてオートフオーカスの、必要な焦点深度および十分な視野を有する光学的結像用レンズ系、処理手段として、画像処理用プロセッサ６２、およびモニタ６４として、ＴＦＴモニタ、例えば、上記のうち後者２つは、例えば外部モジュール３０に組み込まれ、ケーブル８０を介してイメージセンサ４８を駆動し、さらに、遠位カテーテル端部を制御および／または回転させるため、すなわちナビゲーション支援のための可能な別の補助装置、並びに、場合により、例えば血流量、温度などをさらに診断および制御する目的でのいくつかのセンサ５２を備えることができる。このように小型化され、イメージセンサ４８、光学部品４６、照射用モノモードファイバ、およびケーブルを動脈系および／または静脈系を経由して検査位置に内転するカテーテルは、生体適合性を有し、安定した方法で密封されるべきである。このことは、特に、シース１０２に当てはまり、すなわち、シース１０２は、生体適合性を有しかつ無菌にすべきである。

そのような方法で形成された心臓血管ビデオ内視鏡は、ヒトの脈管系内への医学的介入の立案、実行およびそれに続く監視を大幅に簡素化する。心臓血管系の欠陥は、これを用いることによって、血液の充満した環境内で直接評価することができる。介入時間が短縮されることにより、これが、総合的に患者によりやさしい治療をもたらす。ひとたび本方法が十分に確立されたものとなれば、治療費を大幅に削減することができる。先行技術の診断システムと比較して、上記ような方法で形成された内視鏡は、明らかにより高い画像解像度を提供する。例えば、処理手段６２内で、または記憶装置６６にアクセスできる別のプロセッサ装置内で実行されるパターン認識のような現代の画像処理方法を用いて、医師側で所望されるあらゆる情報を、カテーテルを用いて得られたデータから直ちに導出することができる。

上にすでに説明したように、センサ素子５２は、絶対的に必要なものではない。使用者の要求に従ってカテーテル先端内の内視鏡の遠位端６９を伸ばす感覚要素の例には、流量センサ、温度センサ、化学センサなどが含まれる。

本明細書の序論で言及した米国特許第６，１７８，３４６号の方法と比較して、本発明によるビデオ内視鏡は、カメラ装置および／またはイメージセンサの現場取り付け機能を備える。その観点からすれば、光ファイバケーブルによる画像伝送の手間も省くことができる。そのようなケーブルは、開口度が低く、さらに光信号を減衰させるので、従来の方法では画質が比較的劣る。一方で、上述の実施形態は、大幅に改善された画質を達成するものと見込まれる。

心臓血管検査に適しているものとなる前述の実施形態による内視鏡検査装置は、４００ｎｍ〜７００ｎｍの可視波長帯を利用する従来のビデオ内視鏡とは異なり、２．１μｍの波長で動作すべきである。我々自身の理論計算および実験的研究の双方から、血液がこの波長で十分に透明であることを確認している。波長の選択は、妥協の結果であり、低波長では、粒子による光の散乱が大きすぎ、高い方の波長では、水分の割合が高いことにより、吸収が大きすぎる。達成可能な視程は、この波長では、血液中で約１２ｍｍに達する。１．７μｍの波長で動作するビデオ内視鏡も実現可能である。この場合、達成可能な視程は８ｍｍに達する。しかしながら、例えば１．５μｍから１．８μｍ、または２．１μｍから２．３μｍなど他の波長帯も十分である。

ここで改めて違なる方法で述べると、図１を参照して上に提案したビデオ内視鏡検査装置の全体構成は、放射線源と、疑わしい部位での照射を可能にするためのフィードラインおよびモノモードファイバを有するケーブルと、電子機器を備えるイメージセンサと、光学部品と、プロセッサと、モニタと、場合によっては別の制御装置およびセンサとを備える。特定の形態によれば、ビデオ内視鏡は、例えば図２に示すような小型の密封されたカテーテルヘッドを備えることもできる。図２に示すイメージセンサアレイ、光学部品、読み出し・駆動電子機器、インターフェースおよび照射装置に加え、本ビデオ内視鏡は、別のイメージセンサアレイを備えることもできる。例えば、一方では、例えば遠位カテーテル先端内に追加のイメージセンサを側方に組み込むことにより、追加のイメージセンサを用いて画像フィールドを拡大することができ、他方では、追加のイメージセンサに異なる撮像方法を用い、これによりそれぞれの異なる撮像方法を介して別のおよび／または追加の情報が得られる。これらの撮像方法は、例えば、レーザ誘起蛍光法（ＬＩＦ）または散乱光法を含む。精密検査に対しては、照射時に反射挙動が局所的に変化するように、例えば、検査対象のエリアを着色するかまたは特定の物質で豊かにすることができる。このようにすれば、異なる表層構造間の識別がより容易になる。

さらに、外部に配置した光源を用いずに、フォトダイオードのような光源をカテーテルヘッドの遠位端に直接組み込むことが可能である。これらは、図２の実施形態では、例えば光導波路１０４の出口点に相当する位置に配置することができる。光導波路１０４の代わりに、フォトダイオードおよび／または光源に必要な電力を供給するための送電線のみが必要となる。

図３を参照して説明したように、一形態によれば、イメージセンサアレイは、例えばＩｎＧａＡｓフォトダイオードアレイとしてＩＩＩ−Ｖ族半導体に基づいて形成し、次に、フリップチップボンディングによってＣＭＯＳチップ上に付着することができる。下に位置するＣＭＯＳチップは、上側のチップ用の読み出し電子機器、前処理電子機器、および駆動電子機器を含むことができる。下に位置するＣＭＯＳチップにはインターフェース電子機器を組み込むこともでき、それらを用いて、得られた画像信号を、ケーブルを介して外部装置内のプロセッサに伝送することができる。実際の信号および画像の処理は、ユーザーフレンドリーなインターフェースを有する外部プロセッサ内で実行され、その後画像がモニタ上に表示される。

脈管によって外径が限定されるので−比較的大きい動脈および／または静脈は、６ｍｍから１４ｍｍの間の直径を有する−上述の実施形態のカテーテル構成は、実装に際して十分に小型化すべきである。最小フォトダイオードピッチは、回折限界解像度によって７μｍにあらかじめ定義され、したがって、１．５ｍｍの直径を有するビデオ内視鏡は、理論上２０，０００画素（ピクセル）の解像度を提供することができる。

光学部品、または光学系は、少なくとも２５度の視界を可能にすべきである。光学系は、５ｍｍから１２ｍｍの画像幅の範囲内でオートフォーカスにすべきである。レンズの直径は、３ｍｍを超えるべきではない。イメージセンサの画像レートは、一秒につき少なくとも１５画像にすべきである。

図２および図３の実施形態によるカテーテルヘッドは、医師がカテーテルを検査対象の位置に配置する方法で、医師が用いることができる。ひとたび検査位置が、モノモードファイバを介して赤外ダイオードからカテーテルを通して身体内に送られる赤外線で均一に照射されれば、血管壁の像が、光学部品または光学系によってイメージセンサ上に再生される。放射線は、基板１１２を通ってフォトダイオードアレイに入る。図３に関してすでに述べたように、この背面照射は、一方では、光学インターフェースが金属接点なしで済ませるという利点を有し、他方では、ビーム集束用に、別の光学部品を、一体として画素アレイ１１２の基板内に、すなわちアレイ１１２の、カテーテルの遠位端に対向する、遠位端と画素アレイの画素ダイオードが表面内に形成される画素アレイ基板の表面との間に配置される部分に、組み込むことができるといる利点を有し、これにより、組み込まれた光学部品が放射線を画素ダイオードの感光域すなわち空間電荷領域に集束させる点で、各画素の感光性を高めることができる。ひとたびフォトンが電荷／信号に変換されれば、電荷／信号は、ＣＭＯＳチップによって読み出し、前処理および／または符号化が行われ、ケーブルを介して、画像処理のために外部プロセッサに伝送される。画像処理装置は、所望の情報を抽出し、その後、それがモニタ上に示される。続いて、この情報は、例えば記憶装置６６内の患者データベースに格納される。

上述の実施形態によって、前処理手段５０は常時カテーテルヘッド内にすでに配置されているが、この前処理を画像処理手段６２内の画像処理の枠内でのみ実行することも可能であることに留意されたい。動力学的調整、チャネル調整、フィルタアウトまたはソース符号化のような前処理を実行する手段はすでにカテーテルヘッド内にあるが、場合によっては、例えば必要なケーブル数を減らすことなど、もしくはケーブル配線を変更しないまま伝送速度を増大させることなど、画素情報および／または画素測定値の外部装置３０へのルーティングにおいてされる要求を減らすことができる。

上にすでに述べたように、別のセンサを配置することは、本発明に不可欠なことではない。逆に、上にすでに述べたように、内視鏡を血管内にナビゲートする装置のような別の装置は、カテーテル内に備えることができる。この目的のために−状況に応じて−機械的性質を有する１つまたはそれ以上のアクチュエータを備えることができ、このアクチュエータを制御することができるように、近位端からカテーテルに延びるもちろん機械的ボーデン制御機器をカテーテル内に備えることもできる。

さらに、心臓血管系の描写、すなわち侵襲の少ない結像系によって心臓血管系の内壁を描写するための心臓血管内視鏡に好ましい前述の実施形態は、ほんの一例としてのものであることを指摘しておく。しかしながら、発明のビデオ内視鏡は、医学的診断に際して他の場所で用いることもできる。

先の実施形態は、血管顕微鏡としても用いることができ、心室中隔欠損の閉塞または冠バイパスの移植における僧帽弁または三尖弁の再建および／または置換のような最小侵襲で行われる心臓手術において、診断ツールとして心臓血管外科医を支援することができる。さらに、脈管系にさまざまな欠陥、例えば損傷、動脈瘤、硬化および狭窄を可視化し、手術前に評価することができる。手術中の使用に関しては、例えば、ステント移植またはＨＦによる、もしくは高周波、アブレーションまたは凍結アブレーションによる上記欠陥の影響の除去に、血管顕微鏡を伴わせることができる。これらの介入については、手術後に極めて容易に評価することができる。上述の実施形態のさらに大きい適用エリアは、今日、高齢の患者が増加する社会における課題を象徴している血栓症、塞栓症および梗塞の正確な評価である。検査の向上によって、その後の治療の安全性が高まる。

したがって、上述の実施形態は、診断ツールとなり、それと関連した診断法を可能にし、それによって、臓器および脈管の表面および／または内部の観察を、実際の、すなわち血液の充満した環境において、手術前、手術中、および手術後に行うことができる。医師は、血管を介して医師が検査位置に遠位端を内転するカテーテルを通じて、さらにモニタ内の身体外画像処理装置を通じて、心臓血管系を詳しく調べることができる。これらのビデオ内視鏡検査装置は、例えば心臓上で外科医が困難な手術をナビゲートおよび実行し、治療を行うのを支援する。上述の形態は、新規な診断法を可能にし、この新規な診断法は、ひいては、可変の応用可能性によって心臓血管系の平易な形態−機能撮像を可能にし、さらに、その新規な診断法は、手術後のみならず、手術前、手術中双方においても医師が付き添う。この撮像方法は、心臓血管系を描写するために用いられる標準的な撮像方法と異なり、放射線を電離することなく、より高い解像度を提供する。

図１は、本発明の一実施形態による心臓血管ビデオ内視鏡装置の概略ブロック図である。 図２は、本発明の一実施形態による遠位カテーテル先端および／またはカテーテルヘッドの概略断面図である。 図３は、図２の遠位カテーテル先端内のイメージセンサの概略立体像である。

Claims (24)

1. ビデオ内視鏡検査装置（１０）であって、
   センサ装置（４８）と、
   カテーテル（４０）であって、放射線を前記カテーテル（４０）の遠位端（６９）で出力するため、および反射放射線を前記遠位端（６９、１２０）で受け、前記センサ装置（４８）上に前記反射放射線の像を形成するためのカテーテル（４０）とを備え、
   前記センサ装置（４８）は、前記カテーテル（４０）の前記遠位端（６９）の近傍において前記カテーテル（４０）内に配置され、前記反射放射線を電気信号に変換するように構成され、前記カテーテル（４０）は、前記電気信号を前記カテーテル（４０）の近位端（６７）に送るように構成される、ビデオ内視鏡検査装置。
2. 前記カテーテル（４０）は、さらに、前記放射線を前記カテーテル（４０）の前記近位端（６７）から前記遠位端（６９）に送るように構成される、請求項１に記載の装置。
3. 前記センサ装置（４８）は、光検出器アレイ（４８、１１２）を備える、請求項１に記載のビデオ内視鏡検査装置。
4. 前記カテーテル（４０）は、前記放射線を前記近位端（６７）から前記遠位端（６９）に送るための放射線ルータ（７０）を備える、請求項１または請求項２に記載のビデオ内視鏡検査装置。
5. 前記カテーテル（４０）は、前記放射線を広げるための光学部品をさらに備える、先行する請求項のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
6. 前記センサ装置（４８）は、前記カテーテル（４０）の長手方向軸（１０６）に対して基本的に軸中央に位置するように配置され、前記放射線ルータ（７０）は、前記カテーテル（４０）の外側ジャケット（１０２）に沿って、前記カテーテル（４０）の前記近位端（６７）から、前記センサ装置（４８）を通過して、前記カテーテルの前記遠位端（６９）に延びる、先行する請求項のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
7. 前記放射線ルータは、前記カテーテル（４０）の前記長手方向軸（１０６）を横断する断面において前記カテーテル（４０）の前記外側ジャケット（１０２）に沿って環状に配置される複数本のモノモードファイバによって形成される、請求項６に記載のビデオ内視鏡検査装置。
8. 前記カテーテル（４０）は、前記カテーテル（４０）の前記遠位端（６９）で前記放射線を出力するために前記カテーテル（４０）の前記遠位端（６９）に組み込まれる光源を備える、請求項１に記載のビデオ内視鏡検査装置。
9. 前記カテーテル（４０）は、前記センサ装置（４８）上に前記反射放射線の像を形成するための結像光学系（４６；１０８ａ、１０８ｂ）を備える、先行する請求項のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
10. 請求項７に戻って参照する場合に、前記結像光学系（４６）は、前記カテーテルの長手方向軸（１０６）に対して基本的に軸中央に位置するように、前記カテーテル（４０）の前記遠位端（６９）で、前記カテーテル（４０）内に配置され、取り付け具（１１０）によって前記カテーテル（４０）の前記外側ジャケット（１０２）に取り付けられ、前記モノモードファイバ（１０４）は、前記取り付け具（１１０）を通って延びる、請求項９に記載のビデオ内視鏡検査装置。
11. 前記放射線源（６０）は、赤外ダイオード（６０）を備える、請求項８に記載のビデオ内視鏡検査装置。
12. 前記カテーテル（４０）は、前記センサ装置（４８）にエネルギーを供給するためのエネルギー供給部（８０）を備える、請求項１ないし請求項１１のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
13. 内視鏡検査画像を得るために前記電気信号を処理するための画像処理手段（６２）をさらに備え、前記画像処理手段（６２）は、前記カテーテル（４０）の前記近位端（６７）に結合されるように構成される、請求項１ないし請求項１２のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
14. 前記センサ装置（４８）は、前記電気信号を前処理するための前処理電子機器（５０）を備える、先行する請求項のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
15. 前記前処理電子機器（５０）は、それらが動力学的調整、チャネル調整、ノイズフィルタリングまたはソース符号化を含むように構成される、請求項１４に記載のビデオ内視鏡検査装置。
16. 前記画像処理手段（６２）に結合されるように構成されるモニタ（６４）をさらに備える、請求項１ないし請求項１５のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
17. 圧力、温度またはｐＨ値を検出するための、前記カテーテル（４０）内に配置されるセンサ素子（５２）をさらに備える、請求項１ないし請求項１６のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
18. 前記センサ装置は、１．５μｍから１．８μｍの間または２．１μｍから２．３μｍの間の動作波長で動作する、請求項１ないし請求項１７のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
19. 前記センサ装置（４８）は、半導体基板の主面上に配置されるフォトダイオードアレイ（１１２）を備え、前記フォトダイオードアレイ（１１２）は、前記フォトダイオードアレイ（１１２）の主面が前記遠位端（６９）に対して後ろ向きになり、前記主面とは反対の側にある前記半導体基板の別の主面が前記遠位端（６９）に対向するように、前記カテーテル（４０）内に配置される、請求項１ないし請求項１８のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
20. 前記センサ装置（４８）は、
    信号処理用のチップ（１１４）を備え、前記チップ（１１４）は、前記フォトダイオードアレイ（１１２）が形成される前記半導体基板の前記主面が前記チップ（１１４）に対向するように、フリップチップボンディングによって前記フォトダイオードアレイ（１１２）に接続される、請求項１９に記載のビデオ内視鏡検査装置。
21. 前記電気信号を前処理するための信号処理回路が、前記チップ（１１４）の主面内に組み込まれ、前記主面は、前記フォトダイオードアレイ（１１２）に対向する、請求項２０に記載のビデオ内視鏡検査装置。
22. ビーム集束光学部品が、前記フォトダイオードアレイ（１１２）の前記半導体基板に組み込まれる、請求項１９ないし請求項２１のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
23. 心臓血管内視鏡検査に適している、先行する請求項のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。
24. 追加のイメージセンサが備えられ、画像フィールドが、前記追加のイメージセンサおよびセンサ装置によって、前記センサ装置（４８）のみの画像フィールドと比較して拡大されるか、または、前記追加のイメージセンサが、前記センサ装置とは異なる撮像方法に基づく、先行する請求項のいずれかに記載のビデオ内視鏡検査装置。

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