JP2010042128A - 医療用プローブ、および医療用観察システム - Google Patents

Abstract

【課題】カラー画像等を得るために必要な光検出器の個数を削減する。
【解決手段】光源から照射された複数種類の波長のパルス光を利用して対象物を観察するための医療用プローブであって、光源から入射されたパルス光を導光して対象物に射出する導光手段と、射出されたパルス光により照明された対象物の反射パルス光に対して波長毎に異なる所定の遅延時間を与える光遅延手段とを有し、遅延時間を付与されたパルス光を所定の光検出手段に出力するように構成された医療用プローブを提供する。
【選択図】図１

Description

この発明は、対象物を観察するための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パルス光により対象物を走査し画像情報を取得する走査型医療用プローブに関する。また、該医療用プローブを有する医療用観察システムに関する。

医師が患者の体腔内を観察するときに使用する装置として電子スコープが一般的に知られている。電子スコープを使用する医師は、電子スコープの挿入部を体腔内に挿入し、挿入部の先端に備えられた先端部を観察対象近傍に導く。そして、先端部に内蔵されたＣＣＤ（Charge Coupled Device）等の固体撮像素子により体腔内を撮影するため、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する。医師は、これらの操作を行った結果得られる体腔内の映像をモニタ上で観察して検査や施術等を行う。

このように電子スコープは、患者の体腔内に挿入されて使用される。したがって、電子スコープには、患者の負担を軽減するためにより一層の細径化が望まれる。電子スコープを細径化させるためには、各種内蔵部品の配置等を工夫する以外に各種内蔵部品自体を小型化させることが望まれる。なお、電子スコープには、固体撮像素子以外に、固体撮像素子の周辺回路やシールド部材、絶縁部材、対物レンズ、照明レンズ、レンズ保持枠、光ファイババンドル等の部品が内蔵されている。

電子スコープの内蔵部品のなかでも固体撮像素子や光ファイババンドルは、外形寸法が大きく、また、対物レンズや照明レンズ等の他の部品の設計上可能な最小寸法を規定する。したがって、電子スコープを細径化させるためには、小型な固体撮像素子や細径な光ファイババンドルを搭載することが望まれる。しかし、これらの部品を安易に小型化や細径化させることはできない。何故ならば、例えば固体撮像素子を小型化させた場合には、解像度やダイナミックレンジ、ＳＮ比等が低下するといった弊害が生じるからである。また、光ファイババンドルを細径化、すなわち光ファイバの本数を削減した場合には、体腔内を照明するのに十分な光量を導光できなくなるからである。

そこで、固体撮像素子等を構成要素から排除することにより、電子スコープに比べて外径を細く構成することができる医療用プローブが提案されている。

かかる医療用プローブの一例は、特許文献１に開示されている。特許文献１に記載の医療用プローブは、単一の光ファイバの先端を共振させて所定の走査光により対象物を所定の走査パターンで走査する。そして、対象物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。医師は、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様にモニタ上で観察して検査や施術等を行うことができる。
米国特許第６，５６３，１０５号明細書

ところで、特許文献１に記載の医療用プローブには、カラー画像等に対応するため、対象物からの反射光を検出する手段としてＲＧＢ等の各波長の光を検出する複数の光検出器が備えられている。かかる光検出器には、例えば光電子増倍管等の高感度光検出器が適している。これは、単一の光ファイバにより導光されて体腔内を走査し反射される微弱な光を、より確実にかつ低ノイズで検出するためである。しかし、高感度光検出器には単価が高いという問題がある。そのため、医療用プローブの製造コストを抑える上では光検出器の個数を削減することが望まれる。

仮に高感度光検出器を１つしか有さない医療用プローブを考える。かかる医療用プローブは、製造コストが抑えられるため好適である。しかし、高感度光検出器の個数を削減して１つとした代償として、カラー画像に非対応（モノクロ画像等にしか対応しない）になる不都合が生じる。医師が体腔内の様相を正確に観察するためには、医療用プローブがカラー画像等に対応していることが望まれる。

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、カラー画像等に対応しつつも光検出器の個数削減に資する医療用プローブおよび該医療用プローブを有する医療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医療用プローブは、光源から照射された複数種類の波長のパルス光を利用して対象物を観察するための医療機器であり、以下の特徴を有している。すなわち、かかる医療用プローブは、光源から入射されたパルス光を導光して対象物に射出する導光手段と、射出されたパルス光により照明された対象物の反射パルス光に対して波長毎に異なる所定の遅延時間を与える光遅延手段とを有している。そして、遅延時間を付与されたパルス光を所定の光検出手段に出力する。

このように本発明に係る医療用プローブは、各色の反射パルス光にそれぞれ異なる所定の遅延時間を付与するように構成されている。そのため、色毎の遅延時間に基づき例えば単一の光検出器だけで各色の反射パルス光を外部装置に区別させカラー画像等を生成させることができるようになる。すなわち、カラー画像等を得るために必要な光検出器の個数を従来よりも削減することができるため、コストダウン等が達成される。

光遅延手段は、各波長の反射パルス光に異なる時間遅延を生じさせるため、該反射パルス光に対して波長毎に異なる光路差を付与する構成としてもよい。

また、光遅延手段は、対象物の反射パルス光を導光して光検出手段に射出する光ファイバを有し、反射パルス光に対して波長毎に異なる光路差が付与されるよう、光ファイバの導光路中のそれぞれ異なる位置に複数種類の波長それぞれに対応する波長選択手段が配置された構成としてもよい。波長選択手段の各々は、例えば複数種類の波長それぞれに適したファイバブラッググレーティングである。

また、波長選択手段が例えば対応する波長の反射パルス光を光源側に反射する構成である場合に、医療用プローブは、光源側に反射された各波長の反射パルス光を光検出手段側に導く反射パルス光導光手段をさらに有する構成としてもよい。かかる反射パルス光導光手段は、例えば光サーキュレータである。

医療用プローブが有する導光手段には、例えば入射端が光源に光学的に接続されたシングルモードファイバが適している。

また、本発明に係る医療用プローブは、射出されたパルス光を対象物上で走査させるために導光手段の射出端近傍を振動させる振動手段をさらに有する構成としてもよい。

また、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、上記何れかに記載の医療用プローブを有するシステムであり、以下の構成を有している。すなわち、かかる医療用観察システムは、光源と、遅延時間を付与されたパルス光を受光して信号を検出する光検出手段と、検出された各信号の遅延時間に基づき該各信号に色情報を付加して画像情報を生成する画像情報生成手段と、生成された画像情報に基づき映像を生成し表示する映像表示手段とを有している。

また、振動手段を有する医療用プローブを備えた医療用観察システムは、上記の各構成に加えて、射出されたパルス光が対象物上で所定の走査パターンを描くように振動手段の振動を制御する振動制御手段を有している。

医療用観察システムが有する光源は、複数種類の波長の各々のパルス光を照射する複数の発光手段と、複数の発光手段の各々が照射したパルス光を結合する光結合手段とを有したものとしてもよい。さらに、複数の発光手段の各々に同一の変調をかけて同期したパルス光を生成するパルス光生成手段が備えられた構成としてもよい。また、光源は、複数の発光手段を有さず、例えば白色のパルス光を照明する単一の白色光源としてもよい。

本発明の医療用プローブ、および医療用観察システムによれば、カラー画像等を得るために必要な光検出器の個数を従来よりも削減することができるため、コストダウン等が達成される。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態の走査型医療用プローブを有する医療用観察システムについて説明する。

図１は、本実施形態の走査型医療用プローブ１００の内部構成およびプロセッサ２００の一部の構成を模式的に示す模式図である。図２は、プロセッサ２００およびモニタ３００の構成を示すブロック図である。なお、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、走査型医療用プローブ１００の一部の構成も模式的に示している。また、モニタ３００は周知の構成を有した受像装置であるため、図２においてモニタ３００の詳細な構成は図示省略している。これらの図面に示されるように、本実施形態の医療用観察システム１は、走査型医療用プローブ１００、プロセッサ２００、およびモニタ３００を有している。

プロセッサ２００は、走査型医療用プローブ１００を駆動制御するとともに走査型医療用プローブ１００により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。

図２に示されるように、走査型医療用プローブ１００は、基端部に光学的コネクタ部１１０および電気的コネクタ部１２０を有している。また、プロセッサ２００は、光学的コネクタ部２１０および電気的コネクタ部２２０を有している。光学的コネクタ部１１０が光学的コネクタ部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が光学的に接続される。同じく、電気的コネクタ部１２０が電気的コネクタ部２２０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が電気的に接続される。プロセッサ２００とモニタ３００は、所定のケーブルを介して電気的に接続される。なお、図１においては、走査型医療用プローブ１００とプロセッサ２００の接続関係等を分かり易くするため、光学的コネクタ部１１０と２１０との接続部分を敢えて二つに分けて図示している。

このように走査型医療用プローブ１００、プロセッサ２００、およびモニタ３００がそれぞれ接続されてプロセッサ２００およびモニタ３００の電源が投入されると、術者は、医療用観察システム１を使用して患者の体腔内を検査、施術等できるようになる。具体的には、術者は、走査型医療用プローブ１００の挿入部１３０を体腔内に挿入して挿入部１３０の先端１３０ａを観察対象近傍に導く。そして、プロセッサ２００の操作部（不図示）を操作する。術者は、このような操作を行った結果得られる体腔内の映像をモニタ３００上で観察して検査や施術等を行う。

なお、本実施形態においては、体腔内を観察するために走査型医療用プローブ１００単体が体腔内に直接挿入される。別の実施形態においては、例えば先端１３０ａを観察対象近傍にスムーズに導くために挿入部１３０にガイドワイヤ等を添えて挿入するようにしてもよい。また、例えば電子スコープ等が有する鉗子チャンネルに挿入部１３０を挿入し通して先端部１３０ａを観察対象近傍に近接させるようにしてもよい。

次に、走査型医療用プローブ１００およびプロセッサ２００の構成を説明しつつ、医療用観察システム１において体腔内の映像がモニタ３００に表示されるまでの一連の流れを詳細に説明する。かかる一連の流れは、
（１）観察対象を走査して観察光を取得する処理
（２）観察光に基づき画像を生成し表示する処理
に大別される。

まず、「（１）観察対象を走査して観察光を取得する処理」について説明する。プロセッサ２００は、観察対象を走査するための光源としてＲＧＢ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。ＲＧＢの各波長に対応する光源が備えられる理由は、カラー画像に対応するためである。したがって、光源は、例えば広帯域であるスーパーコンティニューム光等を発振する単一の白色ファイバレーザとしてもよい。また、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、ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂの各ドライバ回路に同一の変調信号を同時に出力する。ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂはそれぞれ、入力された変調信号に基づきレーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂを駆動する。これにより、レーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂはそれぞれ、Ｒ、Ｇ、Ｂの各波長に対応するパルス光（以下、「Ｒパルス光」、「Ｇパルス光」、「Ｂパルス光」と記す。）を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、ＲＧＢ結合器２３４に入射される。ＲＧＢ結合器２３４は、ダイクロイックミラー等によりＲパルス光、Ｇパルス光、Ｂパルス光を位相が揃った状態で結合する。（図２においてＲＧＢ結合器２３４内を進行するＲＧＢの各光の光路長が異なるように見えるが、実際には、各光の光路長は同一である）。ＲＧＢ結合器２３４は、結合されたパルス光（以下、「カラーパルス光」と記す。）をカップリングレンズ２３４ａにより収束して射出する。なお、ＲＧＢ結合器２３４は、ダイクロイックミラーを使用した光結合器でなく、光ファイバ結合された各レーザ光源を光コンバイナに接続した構成としてもよい。

なお、光源が単一の白色ファイバレーザである場合には、各色のパルス光を同期させるといったタイミング制御が不要となる。そのため、レーザ光源周辺の回路構成等を簡素化できるメリットがある。また、既に結合された状態のパルス光が発振されるため、ＲＧＢ結合器２３４が不要になるメリットもある。

カップリングレンズ２３４ａから射出されたカラーパルス光は、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に入射される。シングルモードファイバ１１２は、光学的コネクタ部１１０から先端部１３０ａに亘って、走査型医療用プローブ１００の外皮部材（後述の図３に示されるシース１３２）に収容されている。入射端１１２ａに入射されたカラーパルス光は、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り伝搬される。伝搬されたカラーパルス光は、先端部１３０ａ内部に配置されたシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂから射出される。

図３に、先端部１３０ａの模式的な内部構造を側断面図で示す。また、図４に、先端部１３０ａの内部構造を外観斜視図として示す。なお、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。かかる定義によれば、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平面での先端部１３０ａの断面図となっている。

図３に示されるシース１３２は、可撓性を有する走査型医療用プローブ１００の保護チューブである。シース１３２は、先端部１３０ａから光学的コネクタ部１１０にまで延びた形状を有し、走査型医療用プローブ１００が有する各種内蔵部品を保護している。シース１３２の外径は、走査型医療用プローブ１００が固体撮像素子等を有しない構成であるが故、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、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、シース１３２内部には、支持体１３４が支持されている。シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃは、支持体１３４の貫通穴に挿入し通されて片持ち梁の状態で支持されている。また、支持体１３４は、圧電素子等のアクチュエータ１３６、１３８も支持している。圧電素子１３６、１３８は、図示省略された電極を有している。各電極は、終端が電気的コネクタ部１２０内部に収容された電線（不図示）と接続されている。各電線は、電気的コネクタ部１２０と電気的コネクタ部２２０とを接続させたときに、プロセッサ２００が有するＸ軸ドライバ２３６Ｘまたは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、駆動制御信号に基づきアクチュエータ１３６に第一の交流電圧を印加する。Ｙ軸ドライバ２３６Ｙは、駆動制御信号に基づきアクチュエータ１３８に第一の交流電圧と同一周波数であって位相が直交する第二の交流電圧を印加する。

アクチュエータ１３６、１３８はそれぞれ、印加された第一、第二の交流電圧に応じて振動する。アクチュエータ１３６、１３８の振動はそれぞれ、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃのＸ方向、Ｙ方向への共振運動を生じさせる。シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂは、アクチュエータ１３６および１３８によるＸ方向および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をほぼ中心とする所定半径を有する円の軌跡を描く。

所定半径を有する円の軌跡を描く状態でアクチュエータ１３６および１３８に対する交流電圧の印加が停止される。すると、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの振動は徐々に減衰されていく。かかる減衰に伴って、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂは、ＸＹ近似面上で略渦巻パターンの軌跡を描きながら中心軸ＡＸに向かい、最終的には中心軸ＡＸ上で停止する。カラーパルス光は、各アクチュエータへの交流電圧の印加停止直後からシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂが中心軸ＡＸ上で停止する迄の期間（以下、「渦巻パターン期間」と記す。）、射出端１１２ｂから射出され続ける。

シース１１２の先端は、集光レンズ１４０により封止されている。そのため、カラーパルス光は、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂから射出されて一旦発散するものの、集光レンズ１４０により集光されて観察対象上にスポットを形成する。かかるスポット径は、例えば数ミクロンオーダであり極めて小さい。なお、射出端１１２ｂにはコリメートレンズ（不図示）が取り付けられてもよい。この場合、カラーパルス光は、射出端１１２ｂから平行光として射出されて集光レンズ１４０を介して観察対象上にスポットを形成する。

図５に、観察対象上に形成されるスポットを説明するための図を示す。走査型医療用プローブ１００は、一枚の画像を得るために観察対象上に渦巻パターンＳＰを描くようにｎ個のスポットをスポットＳ_１、Ｓ_２、Ｓ_３、・・・、Ｓ_ｎの順に形成する。各スポットの間隔は、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。渦巻パターンＳＰは、観察対象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。

なお、実験等を重ねた結果、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂが停止した状態から所定半径を有する円の軌跡を描く状態に達する迄にかかる時間は既知である。同じく、渦巻パターン期間が開始され終了する迄にかかる時間も既知である。さらに、渦巻パターン期間中の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（または観察対象上における各スポット形成位置）も既知である。そのため、タイミングコントローラ２４０は、かかる既知の情報に基づき、Ｘ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙに対するタイミング制御（つまり、各アクチュエータに対する交流電圧の印加と停止のタイミング）、およびドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂに対するタイミング制御（つまり、渦巻パターン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。

ここで、支持体１３４の端面１３４ａには、円環上に並ぶ複数の貫通穴が形成されている。各貫通穴には検出用ファイバ１４２が埋設されている。図３においては図示省略するが、各検出用ファイバ１４２は支持体１３４の後方で束ねられ、光ファイババンドル１４２Ｂを構成している。光ファイババンドル１４２Ｂは、先端部１３０ａから光学的コネクタ部１１０に延びて、終端が光学的コネクタ部１１０に収容されている。

光ファイババンドル１４２Ｂの終端は、光サーキュレータ１４４により波長選択ファイバ１４６の一端と結合されている。なお、ファイババンドル１４２Ｂは、数十本程度（例えば８０本）の光ファイバを束ねたものに過ぎない。そのため、ファイババンドル１４２Ｂは、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１４２は最低限一本あればよい。検出用ファイバ１４２が一本の場合には、走査型医療用プローブ１００をより一層細径化させることができる。

観察対象上に形成された各カラーパルス光のスポットは、観察対象にて反射され集光レンズ１４０を介してシース１３２内部に入射される。シース１３２内部に戻された反射パルス光は、各検出用ファイバ１４２の入射端１４２ａに入射される。入射端１４２ａに入射された反射パルス光は、ファイババンドル１４２Ｂ（検出用ファイバ１４２）内部を終端に向かって伝搬される。

ファイババンドル１４２Ｂ内部を伝搬された反射パルス光は、光サーキュレータ１４４によりファイババンドル１４２Ｂの終端と結合された波長選択ファイバ１４６の結合端に入射される。なお、光サーキュレータ１４４は、ファイババンドル１４２Ｂからの反射パルス光を波長選択ファイバ１４６にのみ入射させるように構成されている。（つまりファイババンドル１４２Ｂからの反射パルス光を後述の光ファイバ１４８には入射させない）。

波長選択ファイバ１４６は、光学的コネクタ部１１０内部に蜷局を巻くように収容されている。波長選択ファイバ１４６の導波路中には、結合端側から順にＲ、Ｇ、Ｂの各波長に対応するファイバブラッググレーティング１４６Ｒ、１４６Ｇ、１４６Ｂが形成されている。したがって、波長選択ファイバ１４６に入射し伝搬される反射パルス光は、まず、ファイバブラッググレーティング１４６ＲによりＲ成分について強い後方反射が引き起こされる。つまり、ファイバブラッググレーティング１４６Ｒは、反射パルス光に含まれるＲ成分のパルス光（以下、「反射Ｒパルス光」と記す。）のみを反射させて波長選択ファイバ１４６の結合端側に戻すとともに他の色成分を透過させる。ファイバブラッググレーティング１４６Ｇ、ファイバブラッググレーティング１４６Ｂにおいても同様の光学的作用が引き起こされる。すなわち、ファイバブラッググレーティング１４６ＧにおいてはＧ光成分（以下、「反射Ｇパルス光」と記す。）のみが、ファイバブラッググレーティング１４６ＢにおいてはＢ光成分（以下、「反射Ｂパルス光」と記す。）のみが、それぞれ反射されて波長選択ファイバ１４６の結合端側に戻される。

ファイバブラッググレーティング１４６Ｒ、１４６Ｇ、１４６Ｂは、各色の反射パルス光に所定の光路差を付与するように位置が決められ形成されている。ここで、光サーキュレータ１４４は、波長選択ファイバ１４６からの光を光ファイバ１４８にのみ入射させるように構成されている。（つまり波長選択ファイバ１４６からの光をファイババンドル１４２Ｂには入射させない）。そのため、波長選択ファイバ１４６の結合端に所定の時間遅延をもって到達した各色の反射パルス光は、光ファイバ１４８に順次入射される。

光ファイバ１４８の終端１４８ａは、光学的コネクタ部１１０と光学的コネクタ部２１０とを接続させたときに、プロセッサ２００が有するカップリングレンズ２３８を介して光検出器２５０に結合される。したがって、光検出器２５０には、反射Ｒパルス光、反射Ｇパルス光、反射Ｂパルス光の各色の反射パルス光が所定の時間遅延をもって順次受光される。なお、上述したようにカラーパルス光は、単一のシングルモードファイバ１１２により導光されて観察対象にて反射される。そのため、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必要があるため、光検出器２５０には光電子増倍管等の高感度光検出器が適している。

以上が「（１）観察対象を走査して観察光を取得する処理」についての説明になる。次に、「（２）観察光に基づき画像を生成し表示する処理」、つまり取得された観察光（各色の反射パルス光）を画像化してモニタ３００に表示させるまでの一連の処理の流れを説明する。

光検出器２５０は、受光された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。図６に、一パルスのカラーパルス光を観察対象に照射した場合に光検出器２５０により検出されるアナログ信号の一例を示す。図６の縦軸は出力電圧値（単位：Ｖ）を、横軸は時間（単位：ｓ）をそれぞれ示している。図６を参照すると、反射Ｇパルス光の波形λ_２は反射Ｒパルス光の波形λ_１に対してｔ_２−ｔ_１（ｓ）の遅延が、反射Ｂパルス光の波形λ_３は反射Ｇパルス光の波形λ_２に対してｔ_３−ｔ_２（ｓ）の遅延が、それぞれ付与されていることが分かる。

ところで、各ファイバブラッググレーティングは、例えば光検出器２５０の時間分解能を考慮して、最低限、各色の反射パルス光の波形が確実に分離（すなわち、図６の出力波形に谷（例えばクランプレベル）が確実に形成）される程度に離れた位置に形成されている。但し、各ファイバブラッググレーティングを離し過ぎた場合には、必要とされる解像度やフレームレート等を達成できない等の別の弊害が生じる。したがって、各ファイバブラッググレーティングは、これらの事項全てを考慮して適切な間隔をもって形成されている。

例えば各色の反射パルス光の波形の半値幅が１０ｎｓｅｃである場合を考える。この場合に、各色の反射パルス光の波形間に谷が現れるようにするためには、各ファイバブラッググレーティングの間隔は例えば１ｍ程度が適切と考えられる。

光検出器２５０により検出された各色の反射パルス光に応じたアナログ信号は、サンプリングおよびホールドされてＡ／Ｄコンバータ２５２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に入力される。

図７に、ＤＳＰ２５４の構成をブロック図で示す。図７に示されるように、ＤＳＰ２５４は、波形蓄積用メモリ２５４ａ、ピーク値検出回路２５４ｂ、変換回路２５４ｃ、ピーク値蓄積用メモリ２５４ｄ、およびピーク値読み出し回路２５４ｅを有している。

波形蓄積用メモリ２５４ａは、Ａ／Ｄコンバータ２５２からのデジタル信号列をラッチする。なお、ラッチされたデジタル信号列は、波形蓄積用メモリ２５４ａの容量を考慮して一定時間経過後順次破棄される。

ピーク値検出回路２５４ｂは、波形蓄積用メモリ２５４ａにラッチされたデジタル信号列を監視して変極点、つまりピーク値（例えば図６に示される波形λ_１のピーク値Ｐ_１、波形λ_２のピーク値Ｐ_２、波形λ_３のピーク値Ｐ_３）を検出する。次いで、デジタル信号列中のピーク値が検出された地点、つまり時間（例えば図６に示されるピーク値Ｐ_１に対応する時間ｔ_１、ピーク値Ｐ_２に対応する時間ｔ_２、ピーク値Ｐ_３に対応する時間ｔ_３）を該ピーク値に関連付けて変換回路２５４ｃに順次出力する。

図８に、ピーク値検出回路２５４ｂから出力されるデータの概念図を示す。図８に示されるように、ピーク値検出回路２５４ｂは、スポットＳ_１〜Ｓ_ｎに対応するピーク値Ｐと時間Ｔとを関連付けたデータ（以下、「関連付けデータ」と記す。）を変換回路２５４ｃに順次出力する。

変換回路２５４ｃは、関連付けデータの時間Ｔを例えば固体撮像素子でいうところの画素アドレスに変換する。具体的には、変換回路２５４ｃには、各スポットに対応する時間Ｔと画素アドレスとの変換テーブルが予め保持されている。かかる変換テーブルは、既知の情報である渦巻パターン期間中の各スポットの形成位置および形成時間に基づき作成されている。変換回路２５４ｃは、特定の時間Ｔに対応する関連付けデータが入力されたとき、変換テーブルに基づき該特定の時間Ｔを特定の画素アドレスに変換する。

図９を用いて、変換回路２５４ｃによる画素アドレスの変換処理の具体例を説明する。ここでは、説明の便宜上、関連付けデータの各時間Ｔを１９×１９からなる画素アドレスに変換する場合を考える。変換回路２５４ｃは、例えばスポットＳ_１に対応する時間ｔ_１１、ｔ_２１、ｔ_３１の関連付けデータが入力されたとき、上記変換テーブルに基づき時間ｔ_１１、ｔ_２１、ｔ_３１を画素アドレス（３，１０）に変換する。次いで、時間ｔ_１２、ｔ_２２、ｔ_３２の関連付けデータが入力されたとき、上記変換テーブルに基づき時間時間ｔ_１２、ｔ_２２、ｔ_３２を画素アドレス（３，８）に変換する。変換回路２５４ｃは、かかる画素アドレスへの変換処理を、入力される関連付けデータに対して順次行う。

画素アドレスへの変換処理により、例えば画素アドレス（３，１０）には、３つの出力電圧値、つまりピーク値Ｐ_１１、Ｐ_２１、Ｐ_３１が関連付けられたことになる。しかし、これだけでは、ピーク値Ｐ_１１、Ｐ_２１、Ｐ_３１が何れの色情報を有するかが不明である。そこで、変換回路２５４ｃは、３つのピーク値に対して適切な色情報を付与する。そのために、変換回路２５４ｃは、各色に対応するファイバブラッググレーティング間の距離により予め定められた各色のピーク値の遅延時間を利用する。

すなわち、変換回路２５４ｃは、スポットＳ_１に対応する時間ｔ_１１に検出されたピーク値Ｐ_１１にＲ色であることを示す色情報を付加する。そして、時間ｔ_１１から所定時間（図６ではｔ_２−ｔ_１（ｓ））遅延した時間ｔ_２１に検出されたピーク値Ｐ_２１にＧ色であることを示す色情報を付加する。さらに、時間ｔ_１１（または時間ｔ_２１）から所定時間（図６ではｔ_３−ｔ_１（ｓ）（またはｔ_３−ｔ_２（ｓ）））遅延した時間ｔ_３１に検出されたピーク値Ｐ_３１にＢ色であることを示す色情報を付加する。

このようにして、変換回路２５４ｃは、画素アドレス（３，１０）に関連付けられた、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色の輝度がそれぞれ、ピーク値Ｐ_１１、ピーク値Ｐ_２１、ピーク値Ｐ_３１となる画像情報を生成する。変換回路２５４ｃは、かかる色情報付加処理を、入力される関連付けデータに対して順次行う。

変換回路２５４ｃは、生成された画像情報をピーク値蓄積用メモリ２５４ｄに順次出力して書き込む。また、画像情報を有さない画素アドレスに関しては、例えば所定のマスキングデータを生成してピーク値蓄積用メモリ２５４ｄに出力して書き込む。ピーク値蓄積用メモリ２５４ｄはフレームバッファであり、変換回路２５４ｃにより生成されたスポットＳ_１〜Ｓ_ｎに対応する一フレーム分の画像情報をバッファリングする。

ピーク値読み出し回路２５４ｅは、タイミングコントローラ２４０のタイミング制御に従い、ピーク値蓄積用メモリ２５４ｄにバッファリングされた画像情報を読み出してエンコーダ２５６に出力する。エンコーダ２５６は、入力された画像情報をＮＴＳＣ（National Television Standards Committee）やＰＡＬ（Phase Alternating Line）等の所定の規格に準拠した映像信号に変換してモニタ３００に出力する。これにより、モニタ３００に観察対象の映像が表示される。

以上に説明されたように走査型医療用プローブ１００は、各色の反射パルス光にそれぞれ異なる遅延時間を付与するように構成されている。そのため、プロセッサ２００は、色毎の遅延時間を利用して一つの光検出器２５０だけで各色の反射パルス光を区別しカラー画像を生成することができる。すなわち、高価な高感度光検出器の個数を従来よりも削減できるため、製造コスト面で非常に有利である。また、従来、つまり、各色の反射パルス光を別個の光検出器により検出する構成と比較して、色毎の検出パワー誤差を実質的に無くすことができる。光検出器間の校正等が不要となるため、製造コスト面で有利な上、リードタイム短縮の効果も期待される。

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。例えば光検出器２５０は、プロセッサ２００が有する構成に限らない。別の実施形態では、走査型医療用プローブ１００が光検出器２５０を有する構成としてもよい。

また、走査型医療用プローブ１００は、各波長の光に光路差を付与して時間遅延を生じさせる手段として、ファイバブラッググレーティングに代わり、例えば誘電体多層膜フィルタ等の波長選択フィルタを有する構成としてもよい。

また、別の実施形態の走査型医療用プローブ１００は、走査型医療用プローブ１００のより一層の細径化のため、検出用ファイバ１４２を有さない構成としてもよい。以下、検出用ファイバ１４２を有さない別の実施形態の走査型医療用プローブ１００を、図１０を用いて説明する。図１０は、別の実施形態の走査型医療用プローブ１００の内部構成およびプロセッサ２００の一部の構成を模式的に示す、図１と同様の模式図である。なお、図１０において図１と重複する部分については説明を省略する。

別の実施形態の走査型医療用プローブ１００は、一端がＲＧＢ結合器２３４に接続された光ファイバ１１１を有している。光ファイバ１１１の他端は、光サーキュレータ１４３に結合されている。光サーキュレータ１４３は、各々が光ファイバ１１１、シングルモードファイバ１１２、光ファイバ１４５に接続された３つの端子を有している。光サーキュレータ１４３は、光ファイバ１１１からのカラーパルス光をシングルモードファイバ１１２にのみ入射させるように構成されている。そのため、カラーパルス光は、シングルモードファイバ１１２を伝送されて観察対象上にスポットを形成する。

観察対象上に形成された各カラーパルス光のスポットは、観察対象にて反射されてシングルモードファイバ１１２に入射され、シングルモードファイバ１１２内部を光サーキュレータ１４３との結合端に向かって伝搬される。光サーキュレータ１４３は、シングルモードファイバ１１２からの反射パルス光を光ファイバ１４５にのみ入射させるように構成されている。光ファイバ１４５に入射された反射パルス光は、光サーキュレータ１４４に入射される。

光サーキュレータ１４４は、上述した実施形態の光サーキュレータ１４４と同様に、光ファイバ１４５からの反射パルス光を波長選択ファイバ１４６にのみ入射させ、波長選択ファイバ１４６からの各色の反射パルス光を光ファイバ１４８にのみ入射させるように構成されている。そのため、波長選択ファイバ１４６の結合端に所定の時間遅延をもって到達した各色の反射パルス光は、本実施形態と同様に、光ファイバ１４８に順次入射される。別の実施形態においても本実施形態と同様に、それぞれ異なる遅延時間が付与された各色の反射パルス光を用いてカラー画像が生成される。

このように別の実施形態においては、シングルモードファイバ１１２が検出用ファイバ１４２の機能、つまり、観察対象からの反射パルス光を波長選択ファイバ１４６に向けて伝搬する機能を兼ね備えている。したがって、図１０に示されるように、挿入部１３０内部に引き回される光ファイバは、シングルモードファイバ１１２一本だけでよい。そのため、別の実施形態によれば、走査型医療用プローブ１００のより一層の細径化が達成される。

本発明の実施形態の走査型医療用プローブの内部構成およびプロセッサの一部の構成を模式的に示す模式図である。 本発明の実施形態のプロセッサおよびモニタ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先端部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先端部の内部構造を示す外観斜視図である。 観察対象上に形成されるスポットを説明するための図である。 一パルスのカラーパルス光を観察対象に照射した場合に光検出器により検出されるアナログ信号を例示する図である。 本発明の実施形態のプロセッサのＤＳＰの構成を示すブロック図である。 本発明の実施形態のプロセッサのピーク値検出回路から出力されるデータの概念的に示す図である。 本発明の実施形態のプロセッサの変換回路による画素アドレスの変換処理の具体例を説明するための図である。 別の実施形態の走査型医療用プローブの内部構成およびプロセッサの一部の構成を模式的に示す模式図である。

符号の説明

１ 医療用観察システム
１００ 走査型医療用プローブ
１４６Ｒ、１４６Ｇ、１４６Ｂ ファイバブラッググレーティング
２００ プロセッサ
２４０ タイミングコントローラ
２５０ 光検出器
２５４ ＤＳＰ
３００ モニタ

Claims (13)

1. 光源から照射された複数種類の波長のパルス光を利用して対象物を観察するための医療用プローブであって、
   前記光源から入射されたパルス光を導光して前記対象物に射出する導光手段と、
   前記射出されたパルス光により照明された前記対象物の反射パルス光に対して波長毎に異なる所定の遅延時間を与える光遅延手段と、
   を有し、
   前記遅延時間を付与されたパルス光を所定の光検出手段に出力することを特徴とする医療用プローブ。
2. 前記光遅延手段は、前記対象物の反射パルス光に対して波長毎に異なる光路差を付与することを特徴とする、請求項１に記載の医療用プローブ。
3. 前記光遅延手段は、
   前記対象物の反射パルス光を導光して前記光検出手段に射出する光ファイバを有し、
   前記反射パルス光に対して波長毎に異なる光路差が付与されるよう、前記光ファイバの導光路中のそれぞれ異なる位置に前記複数種類の波長それぞれに対応する波長選択手段が配置されていることを特徴とする、請求項２に記載の医療用プローブ。
4. 前記波長選択手段が、対応する波長の前記反射パルス光を前記光源側に反射する構成である場合に、
   前記医療用プローブは、
   前記光源側に反射された各波長の前記反射パルス光を前記光検出手段側に導く反射パルス光導光手段をさらに有することを特徴とする、請求項３に記載の医療用プローブ。
5. 前記反射パルス光導光手段は、光サーキュレータであることを特徴とする、請求項４に記載の医療用プローブ。
6. 前記波長選択手段の各々は、前記複数種類の波長それぞれに適したファイバブラッググレーティングであることを特徴とする、請求項３から請求項５の何れかに記載の医療用プローブ。
7. 前記導光手段は、入射端が前記光源に光学的に接続され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６の何れかに記載の医療用プローブ。
8. 前記射出されたパルス光を前記対象物上で走査させるために前記導光手段の射出端近傍を振動させる振動手段、
   をさらに有することを特徴とする、請求項１から請求項７の何れかに記載の医療用プローブ。
9. 請求項１から請求項８の何れかに記載の医療用プローブを有する医療用観察システムであって、
   前記光源と、
   前記遅延時間を付与されたパルス光を受光して信号を検出する光検出手段と、
   前記検出された各信号の遅延時間に基づき該各信号に色情報を付加して画像情報を生成する画像情報生成手段と、
   前記生成された画像情報に基づき映像を生成し表示する映像表示手段と、
   を有することを特徴とする医療用観察システム。
10. 請求項８に記載の医療用プローブを有する請求項９に記載の医療用観察システムであって、
    前記射出されたパルス光が前記対象物上で所定の走査パターンを描くように前記振動手段の振動を制御する振動制御手段、
    をさらに有することを特徴とする医療用観察システム。
11. 前記光源は、
    前記複数種類の波長の各々のパルス光を照射する複数の発光手段と、
    前記複数の発光手段の各々が照射したパルス光を結合する光結合手段と、
    を有することを特徴とする、請求項９または請求項１０の何れかに記載の医療用観察システム。
12. 前記複数の発光手段の各々に同一の変調をかけて同期したパルス光を生成するパルス光生成手段、
    をさらに有することを特徴とする、請求項１１に記載の医療用観察システム。
13. 前記光源は、白色のパルス光を照明する白色光源であることを特徴とする、請求項９から請求項１２の何れかに記載の医療用観察システム。

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