JP2009022654A - 電子内視鏡システム - Google Patents

Abstract

【課題】通常観察用の光源とＰＤＴ用の光源とを同一の装置内に配置することができ、かつ、ＰＤＴの実行時の治療光の強度を確認して自動的に適切な光量となるよう設定できるシステムを提供すること。
【解決手段】光源プロセッサ装置１ｂには、白色光源３１、ＰＤＴに用いられる治療用光源３２、体腔内の組織を励起させるための紫外線を発生する励起光源３３とが備えられている。内視鏡挿入部１ａには、白色光または励起光を先端に導いて配光レンズ２１ａ，２１ｂを介して体腔内の組織に照射させるライトガイド２２と、治療光を導いて射出レンズ２３ａ，２３ｂを介して照射させる治療用プローブ２４とが引き通されている。治療用光源の出力は治療用プローブの先端に設けられた光量センサ４４ａ，４４ｂの信号に基づいて自動的に制御される。
【選択図】図１

Description

本発明は、体腔内等の対象部位の画像を撮像素子により電子的に撮影して表示させる電子内視鏡システムに関し、特に、光線力学治療(以下、ＰＤＴとする)が可能なシステムに関する。

電子内視鏡システムは、光源装置から発する白色光により対象物を照明し、内視鏡挿入部の先端に配置された対物レンズにより形成される対象物の像を撮像素子により撮像し、この撮像素子から出力される映像信号を画像処理装置により処理して外部のモニター画面に表示する。操作者は、モニター画面に動画、または静止画として表示される画像を観察して撮影対象部位の状態を把握する。

また、早期肺癌、表在性食道癌、表在性早期胃癌等の早期癌の治療法として内視鏡的ＰＤＴが広く用いられている。これは、光感受性物質のフォトフリンが癌細胞に特異的に集積する性質を利用し、患者にフォトフリンを静脈注射で投与し、所定時間後に、腫瘍部位に長波長(例えば６８０ｎｍ)の比較的高強度のレーザーを照射し、腫瘍内に取り込まれた光感受性物質を励起し、癌細胞を壊死させる技術である。

特許文献１には、内視鏡用照明装置からの白色光を照明用のファイババンドルを介して内視鏡先端に導くと共に、光線力学診断(以下、ＰＤＤという)及びＰＤＴ用の特定の波長を発する光線力学的診断・治療用光線装置からの光束を鉗子チャンネルに引き通したライトガイドを介して内視鏡先端に導く内視鏡装置が開示されている。

特開２００１−２９９９４０号公報

しかしながら、特許文献１に開示される内視鏡装置は、内視鏡用照明装置と光線力学的診断・治療用光線装置とがそれぞれ独立した装置として設けられているため、システム全体をコンパクトに構成することができないという問題がある。また、特許文献１に開示される内視鏡装置は、ＰＤＴの実行時に光源の発光量を出力調整ダイヤルにより調整することができるが、照射される光量が治療に必要十分な値になっているか否かを確認することはできず、自動的に適切な光量に調整することはできなかった。

本発明は、このような従来技術の問題点に鑑みてなされたものであり、通常観察用の光源とＰＤＴ用の光源とを同一の装置内に配置することができ、かつ、ＰＤＴの実行時の治療光の強度を確認して自動的に適切な光量となるよう設定できる電子内視鏡システムを提供することを目的(課題)とする。

上記の課題を解決するために案出された本発明の電子内視鏡システムは、内視鏡挿入部の先端に配置された対物レンズにより形成される体腔内の組織の像を撮像素子により撮像する撮像光学系と、照明用の白色光を発する白色光源と、光線力学治療に用いられる治療光を発する治療用光源と、白色光源と治療用光源とを内蔵する単体の光源装置と、白色光源からの光束を内視鏡挿入部の先端に導いて体腔内の組織に照射させるライトガイドと、治療用光源からの光束を内視鏡挿入部の先端に導いて体腔内の組織に照射させる治療用プローブと、治療光の光量を測定する光量センサと、光量センサの出力に基づいて治療用光源から発する治療光の光量を制御する制御手段とを備えることを特徴とする。

光量センサは、治療用プローブから射出される治療光の光量を測定することが望ましい。治療用プローブが内視鏡挿入部側で複数本に分岐している場合には、光量センサは分岐した各プローブから射出される光量を測定するよう複数設けることが望ましい。

また、光量センサは、治療用プローブから射出される治療光の光量を測定する代わりに、あるいは、これに加えて、治療用プローブに入射する治療光の光量を測定するようにしてもよい。

なお、光源装置内に、体腔内の組織を励起させる励起光を発する励起光源と、励起光源から発する励起光の光路をライトガイドに向かう白色光の光路に合成する光路合成手段とをさらに備えるようにしてもよい。

本発明の電子内視鏡システムによれば、白色光を発する白色光源と、ＰＤＴ用の治療光を発する治療用光源とを同一の光源装置内に設けることができるため、それぞれの光源について独立した光源装置を用いる場合と比較して、システム全体の構成をコンパクトにすることができる。また、ＰＤＴの実行時に照射される治療光の強度を確認し、これに基づいて治療用光源の発光量を制御することができ、治療光の強度を自動的に適切な光量となるよう設定することが可能である。

次に、添付図面に基づいて、本発明を実施するための形態を説明する。図１は、実施形態の電子内視鏡システムの概略構成を示すブロック図である。

図１に示されるように、この電子内視鏡システム１は、体腔内に挿入されるために細長く形成された内視鏡挿入部１ａと、この挿入部に接続された光源プロセッサ装置１ｂとから構成されている。図１は、内視鏡挿入部１ａの先端部分の構成と、光源プロセッサ装置１ｂ内の各回路の接続関係とを示している。

内視鏡挿入部１ａの先端には、対物レンズ１１と、この対物レンズ１１により形成される対象物の像を撮像するＣＣＤイメージセンサ等の電荷蓄積型の撮像素子１２とから構成される撮像光学系１０が設けられている。光源プロセッサ装置(光源装置)１ｂには、照明用の白色光を発するキセノンランプ等の白色光源３１と、ＰＤＴに用いられる波長６３０ｎｍの治療光を発する半導体レーザー等の治療用光源３２と、体腔内の組織を励起させるための波長３２０ｎｍ〜４００ｎｍ程度の紫外線を発生する半導体レーザー等の励起光源３３とが設けられている。これらの光源は同一の光源プロセッサ装置１ｂ内に配置されているため、独立した光源装置を用いる場合と比較して、システム全体の構成をコンパクトにすることができる。

内視鏡挿入部１ａには、白色光源３１または励起光源３３からの光束を２分割して先端に導き、それぞれ配光レンズ２１ａ，２１ｂを介して体腔内の組織に照射させるライトガイド２２と、治療用光源３２からの光束を２分割して先端に導き、それぞれ射出レンズ２３ａ，２３ｂを介して体腔内の組織に照射させる治療用プローブ２４とが引き通されている。なお、内視鏡挿入部１ａの先端では、対物レンズ１１を中心に、その周囲に治療光を照射させる射出レンズ２３ａ，２３ｂが配置され、そのさらに周囲に白色光又は励起光を照射する配光レンズ２１ａ，２１ｂが配置されている。治療光は、対物レンズ１１を介して撮影される視野の中心部の狭い範囲に照射され、白色光及び励起光は、これより広い範囲に照射される。

ライトガイド２２は、複数本の光ファイバを束ねて構成されており、内視鏡挿入部１ａの内部で２等分され、各配光レンズ２１ａ，２１ｂに対して同一光量の白色光を導くように構成されている。同様に、治療用プローブ２４も、複数本の光ファイバを束ねて構成され、内視鏡挿入部１ａの内部で２等分され、各射出レンズ２３ａ，２３ｂに対して同一光量の治療光を導くように構成されている。

励起光源３３は、体腔内の組織の自家蛍光を発生させて蛍光撮影するための励起光を発する光源として使用されると共に、事前に生体に投与された光感受性物質を励起して光線力学診断(ＰＤＤ)を行うためのＰＤＤ用光源としても利用される。

対物レンズ１１と撮像素子１２との間には、励起光源３３から発する励起光に相当する波長成分を除去するための励起光カットフィルタ１３が組み込まれている。励起光カットフィルタは、図２に示すように、励起光を遮断し、励起光より長い波長の光を透過させる特性を有しており、これにより、蛍光撮影時に撮像素子１２に励起光が入射するのを防ぎ、蛍光画像のみの撮影が可能となる。

白色光源３１とライトガイド２２とを結ぶ直線的な光路上には、回転により白色光を断続的に透過させるロータリーシャッタ３５、白色光の光量を調整するための絞り３６、励起光源３３から発する励起光の光路をライトガイドに向かう白色光の光路に合成する光路合成手段としてのハーフミラー３７、第１集光レンズ３８が光源側から順に配置されている。

ロータリーシャッタ３５は、図３に平面形状を示すように、中心角約１８０°の扇形の開口３５ａが形成された円板であり、第１集光レンズ３８の光軸に対して直交し且つオフセットした状態で、第１モータ５１の回転軸に固定されている。開口３５ａの径方向のサイズは、白色光の径より大きく設定されており、第１モータ５１を駆動してロータリーシャッタ３５を回転させることにより、撮影時に画像信号のフレームやフィールドの切り替えに同期して白色光がオン／オフされる。ロータリーシャッタ３５を透過した白色光源３１からの白色光の一部は、ハーフミラー３７を透過して第１集光レンズ３８により集光されてライトガイド２２に入射する。

ロータリーシャッタ３５は、第１モータ５１と共にスライド台３９に取り付けられており、第２モータ５２を駆動することにより、ロータリーシャッタ３５を図１に示す光路中の設定位置と、図中上側に光路からから外れた待避位置との間で切り替えられる。絞り３６は、第３モータ５３により駆動され、その開口径を変化させる。

一方、治療用光源３２と治療用プローブ２４とを結ぶ光路中には、プレート型ビームスプリッター４０と、第２集光レンズ４１とが光源側から順に配置されている。プレート型ビームスプリッター４０は、治療用光源３２から発する治療光の９５％を透過させ、５％を反射させる。反射された治療光は、治療光の光量を測定する第１光量センサ４２に入射する。

プレート型ビームスプリッター４０を透過した治療光は、第２集光レンズ４１により集光されて治療用プローブ２４に入射する。２本に分岐した治療用プローブ２４の先端と射出レンズ２３ａ，２３ｂには、それぞれキューブ型ビームスプリッター４３ａ，４３ｂが配置されている。図４は、２本に分岐した治療用プローブ２４の一方の先端部分の拡大図である。キューブ型ビームスプリッター４３ａ，４３ｂも、プレート型と同様、治療用プローブ２４から発する治療光の９５％を透過させ、５％を反射させる。反射された治療光は、それぞれ治療光の光量を測定する第２光量センサ４４ａ、第３光量センサ４４ｂに入射する。

次に、撮像光学系１０により撮像された画像信号や光量センサ４２，４４ａ，４４ｂから出力される光量信号を処理し、各光源３２、３３や各モータ５１〜５３を制御する電気系統の構成について説明する。電子内視鏡システム１の電気系統は、全体の制御を司るシステムコントローラ６０を中心に、第１〜第３モータ５１〜５３をそれぞれ駆動する第１〜第３ドライバ６１〜６３、治療用光源３２を駆動する第４ドライバ６４、撮影時に画像信号のフレームやフィールドの切り替える同期信号を出力するタイミングコントローラ６５、このタイミングコントローラ６５からの信号に同期して撮像素子１２を駆動する駆動信号を出力するＣＣＤドライバ６６を備えている。

また、画像信号の処理系として、撮像素子１２から出力される映像信号を処理する前段信号処理回路６７、この前段信号処理回路６７で処理され出力されたデジタルの映像信号を演算処理する画像処理回路６８、この画像処理回路６８で演算された映像信号をモニター８０に表示するための規格化映像信号に変換して出力する後段信号処理回路６９を備える。

さらに、第１光量センサ４２から出力される光量信号は、第１アンプ７０により増幅され、第１Ａ／Ｄコンバータ７１によりディジタルデータに変換され、システムコントローラ６０に入力される。同様に、第２，第３光量センサ４４ａ，４４ｂから出力される光量信号は、第２、第３アンプ７２，７３により増幅され、第２、第３Ａ／Ｄコンバータ７４，７５によりディジタルデータに変換され、システムコントローラ６０に入力される。

さらに、内視鏡挿入部に接続される操作部には、動作モードを通常観察モード、蛍光観察モード、蛍光観察／ＰＤＴモードとの間で切り替えるためのモード切替スイッチ４５が設けられている。このスイッチは、内視鏡による観察、治療時に操作者(術者)により操作される。また、光源プロセッサ装置１ｂには、キースイッチ７６、緊急停止ボタン７７、ＰＤＴ強度調整つまみ７８が設けられている。キースイッチ７６は、ＰＤＴ用の高出力のレーザー光が誤って照射されないようにするための安全スイッチであり、緊急停止ボタン７７は、緊急時に治療光の照射を停止させるためのスイッチである。また、ＰＤＴ強度調整つまみ７８は、後に説明するＰＤＴ用の治療光の強度を自動調整する際の基準値を設定するために用いられる。

第１ドライバ６１は、タイミングコントローラ６５からの同期信号に基づいて第１モータ５１を駆動し、ロータリーシャッタ３５回転させる。第２ドライバ６２は、システムコントローラ６０により制御されて第２モータ５２を駆動し、スライド台３９を移動させる。第３ドライバ６３は、白色光を利用する際には画像処理装置６８からのフィードバックを受けて白色光の光量を調整するよう第３モータ５３を駆動して絞り３６の開口径を調整し、白色光を利用しない場合にはシステムコントローラ６０からの制御により絞りを完全に閉じて白色光を遮断する。第４ドライバ６４は、キースイッチ７６がオンであり、緊急停止ボタン７７が押されていない場合にのみ治療用光源３２の発光を許可し、システムコントローラ６０からの制御により治療用光源３２の発光量を調節し、タイミングコントローラ６５からの同期信号に基づいて治療用光源３２をオンオフする。

システムコントローラ６０は、図５に示すように、第４ドライバ６４に対する制御手段として、モード切替スイッチ４５によりＰＤＴ以外のモードが選択された場合に治療用光源３２の発光を停止させる判別回路６０ａと、第１Ａ／Ｄコンバータ７１から入力される第１光量センサ４２からの光量信号を予め定められた治療用光源の最大光量値と比較し、光量信号が最大光量値を上回ったときに安全のため治療用光源３２の発光を停止させる第１比較回路６０ｂと、第２，第３Ａ／Ｄコンバータ７４，７５から入力される第２，第３光量センサ４４ａ，４４ｂからの光量信号を比較し、一方の信号レベルが他方の信号レベルの半分以下となった場合にファイバ切断等の不具合が生じたものと判断して治療用光源の発光を停止させる第２比較回路６０ｃと、第２，第３Ａ／Ｄコンバータ７４，７５から入力される第２，第３光量センサ４４ａ，４４ｂからの光量信号を加算する加算回路６０ｄと、ＰＤＴ強度調整つまみ７８によって設定された基準値から加算回路６０ｄの出力をマイナスしてその差をフィードバック信号として第４ドライバ６４に与える引算回路６０ｅとを備えている。すなわち、システムコントローラ６０は、第２，第３光量センサ４４ａ，４４ｂの出力に基づいて治療用光源３２から発する治療光の光量を制御する制御手段としての機能を備えている。

次に、上記のように構成された電子内視鏡システム１の動作を説明する。システムの電源が投入されると、システムコントローラ６０が起動し、白色光源３１が点灯する。システムコントローラ６０は、モード切替スイッチ４５の設定を読み込み、各観察モードに合わせて各部を制御する。以下、通常観察モード、蛍光観察モード、蛍光観察／ＰＤＴモードの順に動作を図６に示すタイミングチャートを参照して説明する。

通常観察モードが選択されている場合には、システムコントローラ６０は、第２ドライバ６２を介して第２モータ５２を制御してロータリーシャッタ３５を光路外に待避させ、第３ドライバ６３を介して第３モータ５３を制御して絞り３６を開く。これにより、白色光源３１から発した照明光が連続的にライトガイド２２を介して内視鏡先端部に届き、配光レンズ２１ａ，２１ｂを介して体腔内の組織を照明する。白色光により照明された組織からの反射光は、撮像光学系１０に取り込まれて組織のカラー画像を形成する。通常観察モードにおける撮像素子１２による撮像のタイミングは図６のＡに示されている。ＮＴＳＣのインターレース方式に準拠し、１秒間に３０フレーム、６０フィールド分の画像を撮像し、次のフィールドの撮像中に前のフィールドのデータを転送する。画像データは、フィールド毎に画像処理回路６８内の図示せぬ画像メモリに順次記憶され、１フィールド分のデータが揃った時点で合成されて１フレーム分の画像データとして出力される。この結果、通常撮影モードでは、体腔内の組織のカラー映像がモニター８０上に動画で表示される。

蛍光観察モードが選択されている場合には、システムコントローラ６０は、第２ドライバ６２を介して第２モータ５２を制御してロータリーシャッタ３５を光路中に設定し、第３ドライバ６３を介して第３モータ５３を制御して絞り３６を開く。また、タイミングコントローラ６５からの同期信号により、第１ドライバ６１を介して第１モータ５１を駆動してロータリーシャッタ３５を回転させ、白色光がロータリーシャッタ３５を透過する間は励起光源３３を消灯させ、白色光がロータリーシャッタ３５により遮断される間は励起光源３３を発光させる。これにより、白色光源３１から発した白色光と、励起光源３３から発した励起光とが交互にライトガイド２２に入射する。

励起光が照射されている期間は励起された組織からの蛍光が励起光と共に撮像光学系１０に入射するが、励起光は励起光カットフィルタ１３により遮断されるため、蛍光のみが撮像素子１２に到達し、蛍光画像の信号が得られる。なお、蛍光画像には、生体組織の励起による緑色の自家蛍光と、ＰＤＤにより癌細胞に滞留した光感受性物質から発生する赤色の蛍光とが含まれる。ＰＤＤを実施する場合には、検査を始める前に光感受性物質(フォトフィリン)を体内に静脈注射投与しておく。フォトフィリンは、一定時間後には正常細胞からは流れ出すが、腫瘍部には滞留する。このため、短波長の励起光を照射してフォトフィリンを励起すると、赤色の蛍光が発生し、腫瘍部の特定が容易となる。

一方、白色光が照射されている期間は、組織からの反射光が撮像素子１２に到達する。撮像素子１２は、図６Ｂに示すようなタイミングでフィールド毎に通常画像(カラー画像)の撮像と、蛍光画像の撮像及びＰＤＤとを繰り返す。これにより、フィールド毎に通常画像のデータと蛍光画像及びＰＤＤのデータとが画像メモリに記憶されるが、これらは通常の画像データのようにインターレースの処理をせず、それぞれ独立した画面を表示するように１フィールド分の画像データで公知の補間処理を行って１フレームの画面データを生成する。

モニター８０には、図７に示すように、通常画像(カラー画像)と蛍光画像とが並べて表示される。図７の蛍光画像では、中央の濃度が濃い部分がフォトフィリンによる赤色の蛍光、その周囲が緑色の自家蛍光を示している。

蛍光観察／ＰＤＴモードが選択されている場合には、システムコントローラ６０は、第３ドライバ６３を介して第３モータ５３を制御して絞り３６を閉じて白色光を遮断し、タイミングコントローラ６５からの同期信号により、フィールド毎に治療用光源３２と励起光源３３とを交互に発光させる。

これにより、治療用光源３２は、図６Ｃに示すタイミングでフィールド毎にオンオフを繰り返し、治療光が治療用プローブ２４及び射出レンズ２３ａ，２３ｂを介して体腔内の組織に高出力で照射され、治療用光束が照射されない期間には励起光源３２から発した励起光がライトガイド２２及び配光レンズ２１ａ，２１ｂを介して組織を照射する。

このように、フィールド毎に治療光と励起光とのオンオフを切り換え、励起光が照射される期間に撮像する。ＰＤＴの治療用光束が高出力で照射されている間は、撮像光学系１０に入射する反射光量が極めて大きく、撮像素子１２の出力は飽和するため、この期間は撮像素子１２の電荷は蓄積せずに捨てる。この間、生体組織の癌細胞に滞留しているフォトフィリンが照射された治療用光束の光エネルギーを吸収し、癌細胞を壊死させる。

ＰＤＴ用の治療光が照射されている期間には、各光量センサ４２，４４ａ，４４ｂに治療光の一部が入射し、各センサからは入射した光量に応じた光量信号が出力される。これらの光量信号は、図５に示される第１比較回路６０ｂ、第２比較回路６０ｃにより比較され、光源近くに配置された第１光量センサ４２の出力が所定の最大光量を超えた場合、あるいは、治療用プローブの先端に配置された第２，第３光量センサ４４ａ，４４ｂの光量信号を比較し、一方の信号レベルが他方の信号レベルの半分以下となった場合には、第４ドライバ６４に対して治療用光源３２の発光を停止するよう指令する。また、引算回路６０ｅは、ＰＤＴ強度調整つまみ７８によって設定された基準値から第２，第３光量センサ４４ａ，４４ｂの光量信号を加算した光量信号をマイナスしてその差をフィードバック信号として第４ドライバ６４に与える。高出力の治療光を安全に利用するため、光量センサ４２で光源自体の発光量をチックすると共に、光量センサ４４ａ，４４ｂにより治療用プローブを介して伝達される光量をもチェックするようにしている。

励起光が照射されている期間は、励起された組織からの蛍光と励起光とが撮像光学系１０に入射する。ただし、励起光は励起光カットフィルタ１３により遮断されるため、蛍光のみが撮像素子１２に到達し、蛍光画像の信号が得られる。これにより、１フィールドおきに蛍光画像のデータが画像メモリに記憶される。そして、１フィールド分の画像データで公知の補間処理を行って１フレームの画面データを生成する。

モニター８０には、ＰＤＴの開始時には、図８に示すような画像が表示される。中心にはＰＤＤによる赤色の蛍光、その周囲には自家蛍光による緑色の蛍光画像が表示される。治療が進み、癌細胞が壊死すると、図９に示すように、その部分の蛍光が弱くなり、黒く表示される。したがって、このモードでは、術者は治療部位の状態を観察しながら治療を行うことができる。なお、蛍光観察／ＰＤＴモードでは、画面の右上にＰＤＴの高出力の治療用レーザ光が照射されていることを術者が確実に認識できるように表示する。

一方、ＰＤＴの実行中に治療光が照射する範囲を知りたい場合には、図６Ｄに示すように、蛍光撮影のタイミングに合わせて治療用光源３２からの治療光を十分に低い強度で照射する。これにより、モニター８０上には、図１０に示すように中心部に治療光の照射範囲が赤く表示され、その周囲に緑色の自家蛍光の画像が表示される。ただし、この場合にはＰＤＤによる赤色の蛍光が識別しにくくなる。なお、図６Ｄのように蛍光画像の撮像中に治療用光源３２を低出力で発光させる場合には、図５の引算器６０ｅに入力させる基準値をフィールドの切り替えに応じて高出力用と低出力用とで切り替える。これにより、ＰＤＴの実行時にも、蛍光撮影時にも、それぞれ適切な光量が得られるよう治療用光源３２をフィードバック制御することができる。この場合、治療用光源３２は高出力と低出力とを繰り返すこととなるため、各光量センサ４２，４４ａ，４４ｂにより治療用光源３２自体の光量とプローブにより伝達された光量とを確認し、それぞれの出力に適合するよう調整する動作が繰り返される。

以上説明したように、上記の実施形態によれば、ＰＤＴ用の光源を通常の白色光源や励起光源と同一の光源装置内に格納することができ、システムのサイズをコンパクトにすることができる。また、治療光の強度を測定してフィードバックをかけることにより、治療用光源の発光量を自動的に制御することができ、内視鏡挿入部１ａを交換して治療用プローブを構成する光ファイバの本数が変わった場合等にも一定の光量を保つことができる。

本発明の一実施形態による電子内視鏡システムの内部構成を示すブロック図である。 図１の電子内視鏡システムに含まれる励起光カットフィルタの特性を示すグラフである。 図１の電子内視鏡システムに含まれるロータリーシャッタの平面図である。 図１の電子内視鏡システムに含まれる治療用プローブの先端部分の構成を示す断面図である。 図１の電子内視鏡システムに含まれるシステムコントローラの第４ドライバを制御する部分の詳細を示すブロック図である。 図１の電子内視鏡システムにおける撮像タイミングを示すタイミングチャートである。 図１の電子内視鏡システムの蛍光観察モードにおいてモニター上に表示される画面例を示す説明図である。 図１の電子内視鏡システムの蛍光観察／ＰＤＴモードにおいて治療開始時にモニター上に表示される画面例を示す説明図である。 図１の電子内視鏡システムの蛍光観察／ＰＤＴモードにおいて治療終了時にモニター上に表示される画面例を示す説明図である。 図１の電子内視鏡システムの蛍光観察／ＰＤＴモードにおいて治療光の照射範囲を確認する場合にモニター上に表示される画面例を示す説明図である。

符号の説明

１ 電子内視鏡システム
１ａ 内視鏡挿入部
１ｂ 光源プロセッサ装置
１０ 撮像光学系
１１ 対物レンズ
１２ 撮像素子
１３ 励起光カットフィルタ
２１ａ，２１ｂ 配光レンズ
２２ ライトガイド
２３ａ，２３ｂ 射出レンズ
２４ 治療用プローブ
３１ 白色光源
３２ 治療用光源
３３ 励起光源
３５ ロータリーシャッタ
３７ ハーフミラー
３８ 集光レンズ
４２ 第１光量センサ
４４ａ，４４ｂ 第２、第３光量センサ
４５ モード切換スイッチ
５１〜５３ 第１〜第３モータ
６０ システムコントローラ
６１〜６４ 第１〜第４ドライバ
６５ タイミングコントローラ
６７ 前段映像信号処理回路
６８ 画像処理回路
６９ 後段映像信号処理回路
８０ モニター

Claims (5)

1. 内視鏡挿入部の先端に配置された対物レンズにより形成される体腔内の組織の像を撮像素子により撮像する撮像光学系と、
   照明用の白色光を発する白色光源と、
   光線力学治療に用いられる治療光を発する治療用光源と、
   前記白色光源と前記治療用光源とを内蔵する単体の光源装置と、
   前記白色光源からの光束を前記内視鏡挿入部の先端に導いて体腔内の組織に照射させるライトガイドと、
   前記治療用光源からの光束を前記内視鏡挿入部の先端に導いて体腔内の組織に照射させる治療用プローブと、
   前記治療光の光量を測定する光量センサと、
   前記光量センサの出力に基づいて前記治療用光源から発する治療光の光量を制御する制御手段とを備えることを特徴とする電子内視鏡システム。
2. 前記光量センサは、前記治療用プローブから射出される治療光の光量を測定することを特徴とする請求項１に記載の電子内視鏡システム。
3. 前記治療用プローブは、前記内視鏡挿入部側で複数本に分岐し、前記光量センサは分岐した各プローブから射出される光量を測定するよう複数設けられていることを特徴とする請求項２に記載の電子内視鏡システム。
4. 前記光量センサは、前記治療用プローブに入射する治療光の光量を測定することを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の電子内視鏡システム。
5. 前記光源装置内に、体腔内の組織を励起させる励起光を発する励起光源と、該励起光源から発する励起光の光路を前記ライトガイドに向かう白色光の光路に合成する光路合成手段とをさらに備えることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の電子内視鏡システム。