JP2010268972A - 医療用観察システムおよびプロセッサ - Google Patents

Abstract

【課題】エンハンス処理に強く、高解像度の画像を取得可能な医療用観察システムおよびプロセッサを提供することを目的とする。
【解決手段】光源からの照明光を走査させて対象物を観察する医療用プローブと、該医療用プローブを駆動するための駆動手段とからなる医療用観察システムが提供される。また、医療用プローブは、光源から入射される照明光を導光して対象物に射出する導光手段と、導光手段から射出される照明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とを備える構成とし、駆動手段は、導光手段から射出される照明光が対象物上を互いに直交する２つの方向に走査するように、振動手段を駆動する構成とした。
【選択図】図４

Description

この発明は、対象物を走査して画像情報を取得する走査型医療用プローブを用いた医療用観察システムおよび該走査型プローブ用のプロセッサに関する。

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の画像が撮影される。体腔内で撮影された画像は、電子スコープからビデオプロセッサへ送信される。ビデオプロセッサでは、受信した画像に所定の処理を行ってモニタに体腔内の映像を表示させる。医師はこのようにモニタに表示される体腔内の映像を観察して検査や施術等を行う。

また、近年、電子スコープの挿入部を咽喉部に差し込まれることに因る患者の苦痛を軽減するために、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した医療用プローブ、および該医療用プローブを用いた観察システムが提案されている。

かかる医療用プローブの一例が、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では、アクチュエータによって単一の光ファイバの先端を共振させ、該光ファイバの射出端から射出される走査光により、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。

特表２００３−５３５６５９号公報

特許文献１に記載される医療用プローブでは、走査光により対象物上にジグザグ状の走査パターンが描かれるように光ファイバの先端を駆動させ、画像を取得する構成が提案されている。ここで、光ファイバの先端がジグザグ状の軌跡を描くように駆動させる場合、アクチュエータには、例えば、図９に記載される波形の駆動電圧が印加される。図９（ａ）は、アクチュエータによるＸ方向の振動を励起するための駆動電圧の波形を示し、図９（ｂ）は、Ｙ方向の振動を励起するための駆動電圧の波形を示す。尚、Ｘ方向およびＹ方向とは、医療用プローブの長手方向をＺ方向としたときの、Ｚ方向に直交しかつ互いに直交する二方向をいう。

図９（ａ）に示されるように、アクチュエータのＸ方向には、画像１フレーム分を１周期とする、のこぎり波Ｘ_０の駆動電圧が印加される。また、図９（ｂ）に示されるように、アクチュエータのＹ方向には、所定の周波数の正弦波Ｙ_０の駆動電圧が印加される。そして、これらの駆動電圧が印加されるアクチュエータによって、光ファイバは図１０に示すようにＹ方向を主走査方向とするジグザグ状の走査パターンＳＰ_０を描くように共振する。また、図１０のＹ方向およびＸ方向は、当該医療用プローブにて取得した画像を表示するためのモニタにおける垂直方向および水平方向に対応する。すなわち、Ｙ方向の走査によって、モニタの垂直方向に表示される画像情報が取得され、Ｘ方向の走査によって、モニタの水平方向に表示される画像情報が取得される。そのため、以降の説明において、Ｙ方向を垂直方向、Ｘ方向を水平方向と定義する。

ここで、図１０には、画像情報として検出されるスポットＰ_０が走査パターンＳＰ_０上に黒点で示される。このように、垂直方向のジグザグ走査が行われた場合、垂直方向におけるスポットＰ_０の数は、検出時のサンプリングレートを適宜設定することによって任意に設定することができる。これに対し、水平方向におけるスポットＰ_０の数は、光ファイバの共振周波数によって決まる。そのため、光ファイバを物理的に動かして走査するための共振周波数の制約により、水平方向におけるスポットＰ_０の数が十分に得られないことがある。そして、これにより、モニタに表示させるのに必要な画像情報が得られず、高解像度の画像を提供することができないといった問題がある。

また、垂直方向のジグザグ走査によって得られる画像に対して、水平方向のエンハンス（輪郭強調）処理を行うと、水平方向の画像情報が少ないことから、画像に垂直方向の縦線が生じてしまうといった問題がある。また、水平方向のジグザグ走査を行った場合には、当該走査によって得られた画像に垂直方向のエンハンス処理を行うと、ファイバの振動によって得られる垂直方向の画像情報が少ないことから、画像の水平方向に横線が生じてしまう。このように、従来のジグザグ走査で取得される画像は、垂直または水平のエンハンス処理に弱いという問題もある。

さらに、特許文献１には、螺旋状の走査パターンを描くよう走査型医療用プローブを駆動する構成も提案されている。しかしながら、このように光ファイバを螺旋状に走査させて画像を取得する場合、エンハンス処理に対してはある程度強くなるが、螺旋の中心部と外周部でサンプルレートが異なることにより、画像が不均一となってしまうという問題があった。

本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、エンハンス処理に強く、高解像度の画像を取得可能な医療用観察システムおよびプロセッサを提供することを目的とする。

上記の課題を解決するため、本発明により、光源からの照明光を走査させて対象物を観察する医療用プローブと、該医療用プローブを駆動するための駆動手段とからなる医療用観察システムが提供される。具体的には、医療用プローブは、光源から入射される照明光を導光して対象物に射出する導光手段と、導光手段から射出される照明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と、を備えており、駆動手段は、導光手段から射出される照明光が対象物上を互いに直交する２つの方向に走査するように、振動手段を駆動することを特徴とする。

このように構成することにより、互いに直交する二方向において、十分な画像情報を取得することが可能となり、高解像度の画像を取得することができる。また、互いに直交する二方向において同様の画像情報の検出が行われるため、垂直と水平のいずれの方向においてもエンハンス処理に強い画像を取得することができる。

また、上記駆動手段は、導光手段から射出される照明光が対象物上を医療用プローブの長手方向に対して垂直方向および水平方向に走査するように、振動手段を駆動する構成としても良い。

また、上記駆動手段は、振動手段に印加する駆動電圧の波形を、垂直方向および水平方向に対して交互に切り換えることにより、導光手段から射出される照明光が対象物上を垂直方向および平行方向に走査するように、振動手段を駆動する構成としても良い。このように構成することにより、複雑な駆動波形を予め備えておく必要がない。また、波形を任意に切り換えて振動手段を駆動することにより、所望の走査パターンを描いて走査を行うことが可能となる。

また、上記駆動手段は導光手段から射出される照明光が、医療用プローブの長手方向に対して対象物上を互いに直交する２つの斜め方向に走査するように、振動手段を駆動する構成としても良い。このように構成することにより、一定の周波数によって振動手段を駆動することが可能となる。これにより、より安定した走査を行うことが可能となり、均一な画像を取得することができる。

また、上記医療用観察システムは、医療用プローブの受光手段によって受光された反射光を検出する検出手段と、検出手段によって検出された反射光に対応する画像を生成する画像生成手段と、画像生成手段によって生成された画像を表示する表示手段と、を更に備える構成としても良い。

また、上記画像生成手段は、互いに直交する２つの方向における一方の走査によって検出された反射光の基づいて得られる第１の画像と、互いに直交する２つの方向における他方の走査によって検出された反射光に基づいて得られる第２の画像とを重ねることにより、画像を生成する構成としても良い。

また、上記画像生成手段は、画像情報を有さない画素に対して補間処理を行うための補間処理部を備える構成をしても良い。このように構成することにより、画像情報が存在しないスポットにおいても、周囲の画像情報を用いて補間することができ、より高解像度の画像を取得することができる。

さらに、本発明により、医療用プローブから射出される照明光が対象物上を互いに直交する２つの方向に走査するように、医療用プローブを駆動するための駆動手段と、医療用プローブの受光手段によって受光された反射光を検出する検出手段と、検出手段によって検出された反射光に対応する画像を生成する画像生成手段とを備える、光源からの照明光を走査させて対象物を観察する医療用プローブを駆動するためのプロセッサが提供される。

本発明の医療用観察システムによれば、水平／垂直いずれの方向のエンハンス処理にも強く、かつ高解像度の画像を取得することができ、より詳細な体腔内観察を行なうことが可能となる。

本発明の実施形態における走査型医療用プローブの先端部の内部構成を模式的に示す図である。 本発明の実施形態におけるプロセッサの構成を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態におけるアクチュエータの駆動電圧波形を示す図である。 本発明の第１の実施形態における走査型医療用プローブによる走査パターンを示す図である。 本発明の第２の実施形態におけるアクチュエータの駆動電圧波形を示す図である。 本発明の第２の実施形態における走査型医療用プローブによる走査パターンを示す図である。 本発明の第３の実施形態におけるアクチュエータの駆動電圧波形を示す図である。 本発明の第３の実施形態における走査型医療用プローブによる走査パターンを示す図である。 従来技術におけるアクチュエータの駆動電圧波形を示す図である。 従来技術の医療用プローブによる走査パターンを示す図である。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態について説明する。図１は、本発明の実施形態における走査型医療用プローブ１０における先端部の内部構成を模式的に示す図である。また、図２は、走査型医療用プローブ１０に接続されるプロセッサ２０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１０とプロセッサ２０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１０の一部の構成も模式的に示している。また、モニタ３０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３０の詳細な構成は図示省略している。これらの走査型医療用プローブ１０、プロセッサ２０、およびモニタ３０によって、本実施形態の医療用観察システム１が構成される。

まず、図１を参照して、本実施形態の走査型医療用プローブ１０の構成について説明する。走査型医療用プローブ１０は、患者の体内に挿入される長尺の可撓管からなる挿入部と、プロセッサ２０と電気的および光学的に接続される接続部とを備える。図１は、走査型医療用プローブ１０の挿入部先端を示すものであり、該挿入部先端には、シングルモードファイバ１１０（以下、「ＳＭＦ１１０」という）、アクチュエータ１１２、支持体１１４、筒体１１６、およびレンズユニット１１８が配置されている。また、これらの部材は可撓性を有する保護チューブであるシース１３０に収容されており、シース１３０の内部には、さらに複数の受光ファイバ１２０が円環上に埋設されている。

ＳＭＦ１１０は、プロセッサ２０から供給される走査光を体腔内まで伝送するためのファイバであり、走査型医療用プローブ１０の接続部から、挿入部先端まで延在している。また、ＳＭＦ１１０の先端付近は、円筒型のアクチュエータ１１２の長軸方向に設けられた貫通孔に通され、アクチュエータ１１２に接着材などで固定されている。

アクチュエータ１１２は、圧電素子などで形成され、複数の電極１１３Ｘおよび１１３Ｙを有している。そして、アクチュエータ１１２は、後述するプロセッサ２０のＸ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙから、各電極１１３Ｘおよび１１３Ｙに接続された電線（不図示）を通じて所定の駆動電圧が供給されることにより、所定の振動を開始する。また、アクチュエータ１１２は、支持体１１４に設けられた貫通孔に通されて支持される。これにより、ＳＭＦ１１０の先端部が、支持体１１４に片持ち梁の状態で支持される。

筒体１１６は、ステンレスなどの金属で形成される円筒上の部品であり、レンズユニット１１８および支持体１１４の固定に用いられる他、走査型医療用プローブ１０の先端部近傍に配置される部品を保護する役割を備えている。また、レンズユニット１１８は、複数のレンズから構成され、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａから射出される走査光を観察対象上に集光するための光学系である。

また、シース１３０内部に埋設される複数の受光ファイバ１２０は、観察対象によって反射された光を入射端１２０ａから受光するためのファイバであり、走査型医療用プローブ１０の接続部から挿入部先端まで延在している。複数の受光ファイバ１２０にて受光された反射光は、受光ファイバ１２０内を伝送され、走査型医療用プローブ１０の接続部にて結合され、プロセッサ２０へ送られる。

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１０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、例えば走査型医療用プローブ１０の挿入部先端を観察対象近傍にスムーズに導くために挿入部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を挿入し通して挿入部先端を観察対象近傍に近接させるようにしてもよい。

次に、本実施形態のプロセッサ２０の構成について説明する。プロセッサ２０は、走査型医療用プローブ１０に照明光を供給するための光源部、走査型医療用プローブ１０を駆動制御するための駆動部、走査型医療用プローブ１０により取得される反射光を検出し、モニタ３０での表示に適した画像信号を生成する信号処理部を備える。なお、本実施形態においては、プロセッサ２０は、光源部、駆動部、信号処理部を備えた一体型のプロセッサであるが、別の実施形態では各部を別体で構成してもよい。

プロセッサ２０の光源部は、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供給するレーザー光源２３０Ｒ、２３０Ｇおよび２３０Ｂ、各レーザー光源２３０Ｒ、２３０Ｇおよび２３０Ｂを駆動するドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇおよび２３２Ｂ、ならびにレーザー結合器２３４から構成される。ここで、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ーとしてもよい。また、光源は、レーザー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２０の駆動部は、走査型医療用プローブ１０のアクチュエータ１１２を駆動するためのＸ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙ、タイミングコントローラ２４０から出力される駆動信号をＤ／Ａ変換するためのＤ/Ａコンバータ２２２Ｘおよび２２２Ｙから構成される。

プロセッサ２０の信号処理部は、受光ファイバ１２０によって伝搬される反射光をＲＧＢの各波長を有する光へと分離するレーザー分離器２５４、分離されたＲＧＢ光を受光する検出器２５０Ｒ、２５０Ｇおよび２５０Ｂ、各検出器２５０Ｒ、２５０Ｇおよび２５０Ｂの出力をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇおよび２５２Ｂ、Ａ/Ｄ変換された信号に対して所定の処理を行う信号処理回路２６０、ならびに処理された信号を映像信号へと変換してモニタ３００に出力するエンコーダ２７０から構成される。

また、上記各部は、同じくプロセッサ２０が備えるシステムコントローラ２１０およびタイミングコントローラ２４０によって制御される。システムコントローラ２１０およびタイミングコントローラ２４０は、光源部、駆動部および信号処理部の各部における処理のタイミングを統括的にコントロールするものである。

次に、上述のような構成を備えた医療用観察システム１における体腔内観察の流れについて、各部の具体的な動作とともに説明する。まず、プロセッサ２０に電源が投入されると、システムコントローラ２１０の制御の下、タイミングコントローラ２４０からドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇおよび２３２Ｂに駆動信号が出力される。ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇおよび２３２Ｂは、該駆動信号に従ってレーザー光源２３０Ｒ、２３０Ｇおよび２３０Ｂを駆動する。そして、各レーザー光源２３０Ｒ、２３０Ｇおよび２３０Ｂは、ＲＧＢそれぞれの連続光を照射する。

各レーザー光源２３０Ｒ、２３０Ｇおよび２３０Ｂから照射されたレーザー光は、レーザー結合器２３４に入射される。そして、レーザー結合器２３４が備えるダイクロイックミラー等によって、ＲＧＢの各レーザー光が結合される。なお、図２においてレーザー結合器２３４内を進行するＲＧＢ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。そして、結合されたレーザー光（以下、「走査光」という）は、カップリングレンズ２３４ａによって収束され、ＳＭＦ１１０へと射出される。なお、レーザー光結合器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ー光源を光コンバイナに接続した構成としてもよい。また、光源が単一の白色ファイバレーザーである場合には、光源から射出される白色レーザーをそのままカップリングレンズ２３４ａにて集束して射出すれば良い。

ＳＭＦ１１０へと射出された光は、ＳＭＦ１１０内を伝搬され、走査型医療用プローブ１０の挿入部先端に位置するＳＭＦ１１０の射出端から射出される。そして、射出端１１０ａから射出された走査光は、レンズユニット１１８によって、観察対象上に集光され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ものである。

また、上述のように光源部が起動されるのと略同じタイミングで、タイミングコントローラ２４０から、アクチュエータ１１２を駆動するための駆動信号が、Ｄ/Ａコンバータ２２２Ｘおよび２２２Ｙにそれぞれ出力される。Ｄ/Ａコンバータ２２２Ｘおよび２２２Ｙは、入力される駆動信号をＤ／Ａ変換し、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙにそれぞれ出力する。Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙは、受信した駆動信号に従って、アクチュエータ１１２を駆動させる。図３は、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙによってアクチュエータ１１２に印加される駆動電圧波形を示す図である。図３（ａ）は、Ｘ軸ドライバ２２０Ｘから電極１１３Ｘに印加される駆動電圧の波形を示す図であり、図３（ｂ）は、Ｙ軸ドライバ２２０Ｙから電極１１３Ｙに印加される駆動電圧の波形を示す図である。

図３（ａ）に示される駆動波形Ｘ_１および図３（ｂ）に示される駆動波形Ｙ_１は、いずれも周波数の異なる正弦波およびのこぎり波からなる。ここで、１フレーム分の画像を取得するための走査期間を１サイクルとした場合、駆動波形Ｘ_１は、前半の１/２サイクルが正弦波からなり、後半の１/２サイクルがのこぎり波からなる。また、駆動波形Ｙ_１は、前半の１/２サイクルがのこぎり波からなり、残りの１/２サイクルが正弦波からなる。また、駆動波形Ｘ_１における正弦波の周波数と駆動波形Ｙ_１における正弦波の周波数、ならびに駆動波形Ｘ_１におけるのこぎり波の周波数と駆動波形Ｙ_１におけるのこぎり波の周波数は、それぞれ同一である。

尚、これらの駆動波形Ｘ_１およびＹ_１は、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙによって予め備えられる構成としても良いし、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙにて、駆動信号に基づいて、正弦波およびのこぎり波を所定のタイミングで切り換えて、図３（ａ）および図３（ｂ）に示す波形を生成する構成としても良い。また、この場合の波形の切換えのタイミングは、１/２サイクルごとにタイミングコントローラ２４０によって制御される。

そして、アクチュエータ１１２は、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙから印加される駆動電圧に応じて振動する。アクチュエータ１１２の振動はそれぞれ、ＳＭＦ１１０の先端部のＸ方向、Ｙ方向への共振運動を生じさせる。これにより、射出端１１０ａは、Ｘ−Ｙ平面に近似する面上において、所定の軌跡を描きながら振動する。その結果、図４に示される走査パターンＳＰ_１を描くようにＳＭＦ１１０の射出端１１０ａから観察対象へ向けて走査光が放射される。

具体的には、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａは、まず図４に示される定点ＯからＸ方向（すなわち水平方向）を主走査方向とした走査を行う。そして、１/２サイクルが経過し定点Ｅに到達すると、図４に斜線矢印で示されるように、射出端１１０ａが一旦定点Ｏの位置まで戻される。続いて、定点ＯからＹ方向（すなわち垂直方向）を主走査方向とした走査が行われ、射出端１１０ａが定点Ｅに到達した時点で、１サイクルが終了し、１フレーム分の画像が取得される。

このように観察対象が走査されることによって得られる反射光は、複数の受光ファイバ１２０にて受光される。そして、該反射光は受光ファイバ１２０によって伝送され、走査型医療用プローブ１０の接続部にて結合されてプロセッサ２０に送られる。プロセッサ２０では、受光ファイバ１２０によって伝送された反射光が、レーザー分離器２５４にて、ダイクロイックミラー等によりＲ、Ｇ、およびＢに対応する反射光に分離される。レーザー分離器２５４にて分離された各反射光は、それぞれ検出器２５０Ｒ、２５０Ｇおよび２５０Ｂに入射する。なお、光源部から供給される走査光は、単一のＳＭＦ１１０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、各検出器には光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）等の高感度光検出器が用いられる。

各検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、および２５０Ｂは、それぞれ検出した反射光を光電変換し、アナログ信号を生成する。そして、各検出器によって生成された信号は、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇおよび２５２Ｂにそれぞれ出力される。各Ａ／Ｄコンバータは、タイミングコントローラ２４０の制御の下、各検出器から出力されたアナログ信号をサンプリングおよびホールドして、図４の黒点で示される各スポットＰ_１に対応する画素データへと変換する。そして各Ａ／Ｄコンバータによって変換された画素データは、それぞれ信号処理回路２６０に出力される。

信号処理回路２６０では入力された画素データから、画像データが生成される。信号処理回路２６０では、走査パターンＳＰ_１で取得された各画素データが、固体撮像素子でいうところの画素アドレスに順次記憶される。このときの画素アドレスの特定は、走査方向やサンプリングレート等の既知情報に基づき、予め設定される。信号処理回路２６０では、まず、水平方向を主走査方向とした走査によって得られる１/２サイクル分の画像が、第１フィールドとして信号処理回路２６０が備える図示しないメモリにバッファリングされる。また、続いて、垂直方向を主走査方向とした走査によって得られる１/２サイクル分の画像が、第２フィールドとしてメモリにバッファリングされる。このとき、水平走査および垂直走査においては、同じサンプリングレートで画素データが検出され、第１フィールドおよび第２フィールドは、同一数のスポットデータからなる。そして、バッファリングされた第１フィールドの画像と第２フィールドの画像とが重ね合わせられることにより、１フレーム分の画像データが生成される。

また、走査パターンＳＰ_１によって得られる画像データにおいては、ＳＭＦ１１０における共振周波数の制約により、図４に示される走査パターンＳＰ_１上の白点で示されるブランクスポットＢは画素データを有さない画素アドレスとなる。そのため、信号処理回路２６０にて、この部分に対する補間処理が行われる。この補間処理は、近接する画素データに基づいて行われる。例えば、図４に示すブランクスポットＢ_１については、ブランクスポットＢ_１の周囲に位置する８つのスポットＰ_１における画素データに基づいて補間が行われる。

そして、タイミングコントローラ２４０のタイミング制御に従い、信号処理回路２６０によって生成された画像データが読み出され、エンコーダ２７０に出力される。エンコーダ２７０は、入力された画素データを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３０に出力する。これにより、モニタ３０に観察対象の映像が表示される。

以上のように本実施形態によれば、ＳＭＦ１１０によって、対象物上を垂直方向および水平方向の二方向において走査が行われる。そして、このように走査を行って画像を取得することにより、垂直／水平のいずれの方向においても、十分な画像情報を取得することが可能となり、高解像度の画像を取得することができる。さらに、画像情報が存在しないスポットにおいても、近接する画像情報を用いて補間することにより、より高解像度の画像を取得することができる。また、垂直／水平の両方向において均一に画像情報の検出が行われるため、垂直／水平のいずれの方向においてもエンハンス処理に強い画像を取得することができる。

また、本実施形態の走査型医療用プローブ１０では、１フレーム分の画像全体にわたって画像情報を検出するためのサンプルレートを一定にすることが可能である。そのため、螺旋状の走査を行う場合に比べて、より均一な画像を取得することが可能となる。

次に、本発明の第２の実施形態について説明する。本実施形態の医療用観察システムにおいては、アクチュエータ１１２に印加される駆動電圧の波形、および、それによるＳＭＦ１１０の走査パターンのみが第１の実施形態と異なるものであり、用いられる医療用プローブ、プロセッサ、およびモニタの構成は、第１の実施形態と同様である。そのため、以降の説明において、第１の実施形態と同様の部分については説明を省略する。

図５は、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙによってアクチュエータ１１２に印加される駆動電圧波形を示す図である。図５（ａ）は、Ｘ軸ドライバ２２０Ｘから電極１１３Ｘに印加される駆動電圧の波形を示す図であり、図５（ｂ）は、Ｙ軸ドライバ２２０Ｙから電極１１３Ｙに印加される駆動電圧の波形を示す図である。

図５（ａ）に示される駆動波形Ｘ_２および図５（ｂ）に示される駆動波形Ｙ_２は、いずれも周波数の異なる正弦波およびのこぎり波からなる。ここで、第１の実施形態と同様に、１フレーム分の画像を取得するための走査期間を１サイクルとした場合、駆動波形Ｘ_２は、前半の１/２サイクルが正弦波からなり、後半の１/２サイクルがのこぎり波からなる。また、駆動波形Ｙ_２は、前半の１/２サイクルがのこぎり波からなり、残りの１/２サイクルが正弦波からなる。また、駆動波形Ｘ_１における正弦波の周波数と駆動波形Ｙ_１における正弦波の周波数、ならびに駆動波形Ｘ_１におけるのこぎり波の周波数と駆動波形Ｙ_１におけるのこぎり波の周波数は、それぞれ同一である。さらに、第１の実施形態における駆動波形Ｘ_１におけるのこぎり波は、正の傾きを有するものであるのに対し、本実施形態の駆動波形Ｘ_２におけるのこぎり波は、負の傾きを有するものである点で相違する。

アクチュエータ１１２は、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙから印加される駆動電圧に応じて振動し、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａがＸ−Ｙ平面に近似する面上において、所定の軌跡を描くように共振する。これにより、図６に示される走査パターンＳＰ_２を描くようにＳＭＦ１１０の射出端１１０ａから観察対象へ向けて走査光が放射される。

具体的には、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａは、まず図６に示される定点ＯからＸ方向（すなわち水平方向）を主走査方向とした走査を行う。そして、１/２サイクルが経過し定点Ｅに到達すると、続いて定点ＥからＹ方向（すなわち垂直方向）を主走査方向とした走査が行われる。そして、射出端１１０ａが定点Ｏに到達した時点で、１サイクルが終了し、１フレーム分の画像が取得される。

このように観察対象が走査されることによって得られる反射光は、第１の実施形態と同様に、複数の受光ファイバ１２０にて受光され、プロセッサ２０に送られる。そして、プロセッサ２０の信号処理回路２６０にて、第１の実施形態と同様に、補間処理等の信号処理が行われ、画像データが生成される。そして、タイミングコントローラ２４０のタイミング制御に従い、信号処理回路２６０によって生成された画像データが読み出され、エンコーダ２７０からモニタ３０に出力される。これにより、モニタ３０に観察対象の映像が表示される。

以上のように本実施形態によれば、ＳＭＦ１１０によって、対象物上を垂直方向および水平方向の二方向において走査が行われる。そして、このように走査を行って画像を取得することにより、垂直／水平のいずれの方向においても、十分な画像情報を取得することが可能となる。また、本実施形態においては、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａの位置を一旦定点Ｏへと戻すことなく、一筆書きのように連続して走査を行うことが可能となる。これにより、第１の実施形態と同様の効果に加え、より高いフレームレートを実現することが可能となる。

次に、本発明の第３の実施形態について説明する。本実施形態の医療用観察システムにおいても、アクチュエータ１１２に印加される駆動電圧の波形、および、それによるＳＭＦ１１０の走査パターンのみが第１および第２の実施形態と異なるものであり、用いられる医療用プローブ、プロセッサ、およびモニタの構成は、第１の実施形態と同様である。そのため、以降の説明において、第１の実施形態と同様の部分については説明を省略する。

図７は、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙによってアクチュエータ１１２に印加される駆動電圧波形を示す図である。図７（ａ）は、Ｘ軸ドライバ２２０Ｘから電極１１３Ｘに印加される駆動電圧の波形を示す図であり、図７（ｂ）は、Ｙ軸ドライバ２２０Ｙから電極１１３Ｙに印加される駆動電圧の波形を示す図である。

Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙから図７（ａ）および図７（ｂ）に示される駆動電圧が印加されることによって、アクチュエータ１１２が駆動される。これにより、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａが、Ｘ−Ｙ平面に近似する面上において、所定の軌跡を描くように共振する。これにより、図８に示される走査パターンＳＰ_３を描くようにＳＭＦ１１０の射出端１１０ａから観察対象へ向けて走査光が放射される。

具体的には、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａは、まず図８に示される定点Ｏから、図８の紙面上、Ｚ方向に対して左斜め方向を主走査方向とする走査を行う。詳しくは、左斜め上方向および左斜め下方向を所定の振幅で交互に走査する。そして、１/２サイクルが経過し、射出端１１０ａが定点Ｅに到達すると、射出端１１０ａが、定点Ｏ’へと移動する。続いて、定点Ｏ’から右斜め方向を主走査方向とする走査が行われる。この場合も、右斜め上方向および右斜め下方向を所定の振幅で交互に走査する。そして、射出端１１０ａが定点Ｅ’に到達した時点で、１サイクルが終了し、１フレーム分の画像が取得される。

このように観察対象が走査されることによって得られる反射光は、第１の実施形態と同様に、複数の受光ファイバ１２０にて受光され、プロセッサ２０に送られる。そして、プロセッサ２０の信号処理回路２６０にて、第１の実施形態と同様に、補間処理等の信号処理が行われ、画像データが生成される。そして、タイミングコントローラ２４０のタイミング制御に従い、信号処理回路２６０によって生成された画像データが読み出され、エンコーダ２７０からモニタ３０に出力される。これにより、モニタ３０に観察対象の映像が表示される。

以上のように本実施形態によれば、ＳＭＦ１１０によって、対象物上を左斜め方向および右斜め方向の二方向において走査が行われる。そして、このように走査を行って画像を取得することにより、垂直／水平のいずれの方向においても、十分な画像情報を取得することが可能となる。また、本実施形態では、１サイクルにおける駆動電圧の周波数が略一定である。そのため、第１および第２の実施形態における走査のように、駆動電圧波形の周波数を１/２サイクルごとに変化させる場合に比べ、より安定した走査を行うことが可能となる。これにより、第１の実施形態における効果に加え、より均一な画像を取得することが可能となる。

以上が本発明の実施形態であるが、本発明はこの実施形態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、上述の第１から第３の実施形態における走査方法は、ユーザによって任意に切換え可能な構成とすることができる。また、各走査におけるフレームレートについても、任意に設定可能な構成とすることができる。この場合、プロセッサ２０の図示しないフロントパネルによってユーザの操作を受付け、システムコントローラ２１０によって、該操作に基づく制御がなされる。

１ 医療用観察システム
１０ 走査型医療用プローブ
２０ プロセッサ
３０ モニタ
１１０ ＳＭＦ
１１２ アクチュエータ
１１３Ｘ、１１３Ｙ 電極
２２０Ｘ Ｘ軸ドライバ
２２０Ｙ Ｙ軸ドライバ
２４０ タイミングコントローラ
２６０ 信号処理回路

Claims (8)

1. 光源からの照明光を走査させて対象物を観察する医療用プローブと、該医療用プローブを駆動するための駆動手段とからなる医療用観察システムであって、
   前記医療用プローブは、
   前記光源から入射される照明光を導光して前記対象物に射出する導光手段と、
   前記導光手段から射出される照明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と、を備え、
   前記駆動手段は、前記導光手段から射出される照明光が前記対象物上を互いに直交する２つの方向に走査するように、前記振動手段を駆動することを特徴とする医療用観察システム。
2. 前記駆動手段は、前記導光手段から射出される照明光が前記対象物上を前記医療用プローブの長手方向に対して垂直方向および水平方向に走査するように、前記振動手段を駆動することを特徴とする請求項１に記載の医療用観察システム。
3. 前記駆動手段は、前記振動手段に印加する駆動電圧の波形を、垂直方向および水平方向に対して交互に切り換えることにより、前記導光手段から射出される照明光が前記対象物上を垂直方向および水平方向に走査するように、前記振動手段を駆動することを特徴とする請求項２に記載の医療用観察システム。
4. 前記駆動手段は、前記導光手段から射出される照明光が前記対象物上を、前記医療用プローブの長手方向に対して互いに直交する２つの斜め方向に走査するように、前記振動手段を駆動することを特徴とする請求項１に記載の医療用観察システム。
5. 前記医療用プローブの受光手段によって受光された反射光を検出する検出手段と、
   前記検出手段によって検出された反射光に対応する画像を生成する画像生成手段と、
   前記画像生成手段によって生成された画像を表示する表示手段と、を更に備えることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の医療用観察システム。
6. 前記画像生成手段は、前記互いに直交する２つの方向における一方の走査によって検出された反射光の基づいて得られる第１の画像と、前記互いに直交する２つの方向における他方の走査によって検出された反射光に基づいて得られる第２の画像とを重ねることにより、前記画像を生成することを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の医療用観察システム。
7. 前記画像生成手段は、画像情報を有さない画素に対して補間処理を行うための補間処理部を備えることを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の医療用観察システム。
8. 光源からの照明光を走査させて対象物を観察する医療用プローブを駆動するためのプロセッサであって、
   前記医療用プローブから射出される照明光が前記対象物上を互いに直交する２つの方向に走査するように、前記医療用プローブを駆動するための駆動手段と、
   前記医療用プローブの受光手段によって受光された反射光を検出する検出手段と、
   前記検出手段によって検出された反射光に対応する画像を生成する画像生成手段と、を備えることを特徴とするプロセッサ。

Images