JP2011030720A

JP2011030720A - 医療用観察システム

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Publication number: JP2011030720A
Application number: JP2009178956A
Authority: JP
Inventors: Shotaro Kobayashi; 将太郎小林
Original assignee: Hoya Corp
Current assignee: Hoya Corp
Priority date: 2009-07-31
Filing date: 2009-07-31
Publication date: 2011-02-17

Abstract

【課題】直視観察画像と斜視観察画像の両方の視点の画像を撮影するのに適した構成の医療用観察システムを提供すること。
【解決手段】光ファイバからの射出光を対象物上に集光させる直視用対物光学系及び斜視用対物光学系と、該射出光を何れか一方の対物光学系に択一的に入射させる手段と、対象物からの反射光のうち直視用対物光学系を介して対象物上に集光された光の反射成分のみを画像化して直視画像を生成する手段と、該反射光のうち斜視用対物光学系を介して対象物上に集光された光の反射成分のみを画像化して斜視画像を生成する手段とを有する医療用観察システムを提供する。
【選択図】図４

Description

この発明は、光源から照射された光を対象物上で走査させる走査型医療用プローブを有する医療用観察システムに関連し、詳しくは、極細径の光ファイバの先端を共振させて対象物を光走査して画像情報を取得する走査型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医療機器として、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て、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。医師は、先端部に搭載されたＣＣＤ（Charge Coupled Device）等の固体撮像素子によって体腔内の生体組織を撮影するため、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、各種操作を行った結果得られる生体組織の映像をモニタを通じて観察して診断や施術等を行う。

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。そのため、電子スコープに関して、患者の負担を軽減すべく挿入部を細径化させる要望が恒常的にある。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、固体撮像素子や対物光学系は、電子スコープの内蔵部品のなかでも寸法が大きく、電子スコープの先端部内部の部品実装スペースを専有する割合が高い。別の側面によれば、電子スコープの設計上可能な最小外径寸法は、固体撮像素子や対物光学系の寸法によって実質的に規定される。

ところで、電子スコープには、その用途に応じて直視鏡、側視鏡、斜視鏡等の観察視点の異なる種々のタイプが開発され販売されている。また、特許文献１〜４等に示されるように、直視観察画像と側視観察画像の両方の視点の画像を撮影できるように構成されたタイプも存在する。特許文献１〜４等に記載の構成を応用することにより、直視観察画像と斜視観察画像の両方の視点の画像を撮影するタイプの開発も可能と思われる。しかし、特許文献１〜４の各文献によれば、固体撮像素子等が直視用と側視用に別個独立して電子スコープの先端部に配置されているため、電子スコープの大径化が避けられない。直視観察画像と斜視観察画像を観察するタイプを構成した場合も同様の問題が予想される。

ここで、固体撮像素子自体を不要とした構成を採用することによって、従来型の電子スコープ（つまり固体撮像素子を搭載した電子スコープ）よりも細径化させることが可能な走査型医療用プローブが提案されている。この種の走査型医療用プローブを有する医療用観察システムの具体的構成例は、特許文献５に記載されている。特許文献５に記載の走査型医療用プローブは、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。かかる走査型医療用プローブは、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じくモニタを通じて観察し診断や施術等を行うことができる。

特開平１１−１３７５１２号公報特開平１１−２５３４０１号公報特開２００４−３２９６９９号公報特開２００５−４５５号公報米国特許第６，５６３，１０５号明細書

特許文献１〜４に記載の電子スコープが抱える大径化の問題は、特許文献５に記載の走査型医療用プローブを応用した構成であって、細径でありつつも直視観察画像と斜視観察画像の両方の視点の画像を撮影可能な医療用観察システムを提供することにより解消されると考えられる。しかし、これまでのところ、このような医療用観察システムの構成について何ら言及が無く、また、当該医療用観察システムが持つ問題点について何ら提起されておらず、当該問題点を解決する手段についての検討も一切行われていない。

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、直視観察画像と斜視観察画像の両方の視点の画像を撮影するのに適した構成の医療用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観察システムは、対象物を光走査して画像情報を取得するシステムであり、次のように構成されている。すなわち、かかる医療用観察システムは、光源と、該光源からの光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、該光ファイバの射出端から射出された光を対象物上に集光させる対物光学系であって、第一の方向に向いた直視用対物光学系、及び該第一の方向と鋭角をなす第二の方向に向いた斜視用対物光学系と、前記射出端から射出された光が直視用対物光学系又は斜視用対物光学系に択一的に入射するように射出端近傍を振動させる振動手段と、該対象物からの反射光のうち直視用対物光学系を介して該対象物上に集光された光の反射成分のみを透過させる第一のフィルタ手段と、該第一のフィルタ手段を透過した反射成分を受光して画像信号を検出する第一の画像信号検出手段と、対象物からの反射光のうち斜視用対物光学系を介して該対象物上に集光された光の反射成分のみを透過させる第二のフィルタ手段と、該第二のフィルタ手段を透過した反射成分を受光して画像信号を検出する第二の画像信号検出手段と、第一の画像信号検出手段により検出された各画像信号に対して検出タイミングに応じた直視画像の画素アドレスを割当てると共に、第二の画像信号検出手段により検出された各画像信号に対して検出タイミングに応じた斜視画像の画素アドレスを割当てて、該画像信号により表現される画像情報の画素配置を決定する画素配置決定手段と、該決定された画素配置に従って各画像情報を空間的に配列して直視画像及び斜視画像を作成する画像作成手段とを有することを特徴としている。

第一、第二の画像信号検出手段の各々には、本来意図しない対物光学系を介して対象物上に集光された光の散乱光成分が受光されない。そのため、直視画像を構成する散乱光成分が斜視画像にノイズとして現れることが無く、また、斜視画像を構成する散乱光成分が直視画像にノイズとして現れることが無い。術者は、ノイズの少ない鮮明な二画像を用いた高度な診断をすることができる。

第一及び第二のフィルタ手段は共に液晶フィルタとしてもよい。かかる場合、医療用観察システムは、第一及び第二のフィルタ手段の配向を制御する配向制御手段を更に有する構成としてもよい。この配向制御手段は、直視用対物光学系を介して対象物上に集光された光の反射成分が検出される期間中、該反射成分が第一のフィルタ手段を透過すると共に第二のフィルタ手段で遮断されるように該第一及び該第二のフィルタ手段の配向を制御する。斜視用対物光学系を介して対象物上に集光された光の反射成分が検出される期間中には、該反射成分が第一のフィルタ手段で遮断されると共に第二のフィルタ手段を透過するように該第一及び該第二のフィルタ手段の配向を制御する。

第一、第二のフィルタ手段はそれぞれ、互いに異なる第一、第二の透過帯域を持つバンドパスフィルタとしてもよい。このとき光源は、光ファイバの射出端が直視用対物光学系の光路に進入するタイミングに合わせて第一の透過帯域内の光を射出する。光ファイバの射出端が斜視用対物光学系の光路に進入するタイミングには、第二の透過帯域内の光を射出する。

本発明に係る医療用観察システムは、画像作成手段により作成された直視画像と斜視画像を複数の領域に分割して各分割領域の相関度を検出する相関度検出手段と、相関度の最も高い分割領域同士が重なるように、直視画像と斜視画像とを合成する合成画像作成手段とを更に有する構成としてもよい。

ここで、振動手段は、光ファイバの射出端から光が射出される光射出期間中、該射出端を所定の回転基準位置を中心に回転させる構成であってもよい。或いは、光ファイバの射出端から光が射出される光射出期間中、該射出端を所定の回転基準位置をシフトさせつつ該回転基準位置中心で回転させる構成としてもよい。

本発明によれば、直視観察画像と斜視観察画像の両方の視点の画像を撮影するのに適した構成の医療用観察システムが提供される。

本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブの内部構成及びプロセッサの一部の構成を模式的に示す構成図である。本発明の第一実施形態のプロセッサ及びモニタの構成を示すブロック図である。本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブの挿入部先端の構成を模式的に示す正面図である。本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブの挿入部先端の内部構成を模式的に示す図である。本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブの圧電アクチュエータ駆動時における各結合パルス光の射出位置を示す図である。本発明の第一実施形態において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。本発明の第一実施形態のプロセッサが有する直視用受光ユニットの構成を模式的に示す側面図である。本発明の第一実施形態の直視用受光ユニットが有する第一ダイクロイックミラーの分光特性を示す図である。本発明の第一実施形態の直視用受光ユニットが有する第二ダイクロイックミラーの分光特性を示す図である。本発明の第一実施形態のプロセッサが有するＤＳＰの構成を示すブロック図である。本発明の第一実施形態においてモニタに表示される直視画像及び斜視画像の一例を示す図である。本発明の第二実施形態のプロセッサが有する直視用受光ユニットの構成を模式的に示す側面図である。本発明の第二実施形態の直視用受光ユニットが有する各種バンドパスフィルタの透過スペクトルを示す図である。本発明の第二実施形態の直視用受光ユニットが有する各種バンドパスフィルタの透過スペクトルを示す図である。本発明の第三実施形態の走査型医療用プローブが有する圧電アクチュエータの各電極の位置関係を説明するための図である。本発明の第三実施形態において、ＸＹ近似面上におけるシングルモードファイバの射出端の回転軌跡と画素配置との関係を説明するための図である。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態の医療用観察システムについて説明する。

図１は、本発明の第一実施形態の走査型医療用プローブ１００の内部構成及びプロセッサ２００の一部の構成を模式的に示す構成図である。図２は、第一実施形態のプロセッサ２００及びモニタ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、第一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、及びモニタ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、基端部に光学コネクタ部１１０及び電気コネクタ部１２０を有している。また、プロセッサ２００は、光学コネクタ部２１０及び電気コネクタ部２２０を有している。光学コネクタ部１１０が光学コネクタ部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、電気コネクタ部１２０が電気コネクタ部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、モニタ３００がそれぞれ接続されて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診断、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の挿入部先端１３０ａを観察対象近傍に導きつつ、プロセッサ２００の操作パネル２６０を必要に応じて操作する。術者は、このような操作を行った結果得られる体腔内の生体組織の映像をモニタ３００を通じて観察し診断や施術等を行う。

なお、第一実施形態においては、体腔内の生体組織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、例えば挿入部先端１３０ａを観察対象近傍にスムーズに導くため、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、挿入部先端１３０ａを観察対象近傍に近接させるようにしてもよい。

プロセッサ２００は、観察対象を走査するための光源としてＲ、Ｇ、Ｂ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。なお、これら３つのレーザ光源は、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ファイバレーザに置き換えてもよい。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等を統括的に制御するシステムコントローラ２４０を有している。システムコントローラ２４０は、ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂの各ドライバ回路に所定の変調制御信号を出力する。ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂはそれぞれ、入力された変調制御信号に基づきレーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂを直接変調する。具体的には、各ドライバ回路は、変調制御信号に基づき、同一振幅かつ同位相の電流を、対応するレーザ光源に流す。これにより、レーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂは、Ｒ、Ｇ、Ｂの各波長に対応する同一強度のパルス光（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、光結合器２３４に入射する。光結合器２３４は、入射した各パルス光を位相を揃えた状態で結合して射出する。以下、説明の便宜上、光結合器２３４により結合されたパルス光を「結合パルス光」と記す。

光源が単一のファイバレーザである場合には、各波長のパルス光を同期させるためのタイミング制御が不要である。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、光結合器２３４が不要になるメリットもある。

光結合器２３４から射出された結合パルス光は、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に入射する。シングルモードファイバ１１２は、光学コネクタ部１１０から挿入部先端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に入射した結合パルス光は、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。伝搬された結合パルス光は、挿入部先端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は、第一実施形態の挿入部先端１３０ａの構成を模式的に示す正面図である。図４（ａ）は、図３中矢印Ａ方向から挿入部先端１３０ａを臨んだときの挿入部先端１３０ａの内部構成を模式的に示す側面図である。図４（ｂ）は、図３中矢印Ｂ方向から挿入部先端１３０ａを臨んだときの挿入部先端１３０ａの内部構成を模式的に示す上面図である。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。また、走査型医療用プローブ１００の中心軸に符号「ＡＸ」を付す。

図３又は図４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、挿入部先端１３０ａから光学コネクタ部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の外径寸法は、走査型医療用プローブ１００が固体撮像素子等を搭載しない構成であるため、従来型の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、従来型の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。

走査型医療用プローブ１００は、鉗子起上台１６０を有している。鉗子起上台１６０は、シース１３２内部の図示省略された鉗子チャンネルに挿入され通された処置具を患部等に向けて起上する。

図４（ａ）又は図４（ｂ）に示されるように、シース１３２内部には、支持体１３４が設けられている。支持体１３４は、圧電アクチュエータ１３６を支持している。圧電アクチュエータ１３６には、シングルモードファイバ１１２が貫通されている。シングルモードファイバ１１２は、その先端部１１２ｃが圧電アクチュエータ１３６の先端から所定量突出されて、圧電アクチュエータ１３６に片持ち梁の状態で支持されている。圧電アクチュエータ１３６の後端近傍には、電極１３６Ｘ_１、１３６Ｘ_２、１３６Ｙ_１、１３６Ｙ_２が設けられている。各電極は、例えば同一サイズかつ同一形状である。電極１３６Ｘ_１と電極１３６Ｘ_２は、シングルモードファイバ１１２の中心軸を通るＹ方向の直線を挟んで対称に配置されている。電極１３６Ｙ_１と電極１３６Ｙ_２は、シングルモードファイバ１１２の中心軸を通るＸ方向の直線を挟んで対称に配置されている。各電極は、終端が電気コネクタ部１２０内部に収容された電線（不図示）と接続されている。電極１３６Ｘ_１及び１３６Ｘ_２は、電気コネクタ部１２０と電気コネクタ部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に接続される。電極１３６Ｙ_１及び１３６Ｙ_２は、電気コネクタ部１２０と電気コネクタ部２２０とを接続させたときに、プロセッサ２００が有するＹ軸ドライバ２３６Ｙに接続される。

システムコントローラ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いて交流電圧Ｖｘを電極１３６Ｘ_１、１３６Ｘ_２間に印加して、圧電アクチュエータ１３６をＸ方向に共振させる。Ｙ軸ドライバ２３６Ｙは、駆動制御信号に基づいて交流電圧Ｖｘと同一周波数であって位相が直交する交流電圧Ｖｙを電極１３６Ｙ_１、１３６Ｙ_２間に印加して、圧電アクチュエータ１３６をＹ方向に共振させる。交流電圧Ｖｘ、Ｖｙはそれぞれ、振幅がリニアに増加して、時間（Ｖｘ）、（Ｖｙ）かけて実効値（Ｖｘ）、（Ｖｙ）に達する電圧として定義される。

図５は、圧電アクチュエータ１３６の駆動時における各結合パルス光の射出位置Ｐｉ（ｉ＝０〜ｎ）を示す図である。射出端１１２ｂは、圧電アクチュエータ１３６によるＸ方向及び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。）上において初期位置Ｐ_０（圧電アクチュエータ１３６の非駆動時における位置）を中心に渦巻状のパターンＳＰを描くように回転する。射出端１１２ｂの回転軌跡は、印加される電圧に比例して大きくなり、実効値（Ｖｘ）、（Ｖｙ）の交流電圧が印加された時点で最も大きい径を有する円の軌跡を描く。シングルモードファイバ１１２の入射端１１２ａに入射した結合パルス光は、圧電アクチュエータ１３６への交流電圧の印加開始直後から印加停止までの期間（つまり、時間（Ｖｘ）又は（Ｖｙ）に相当する期間であり、以下、「サンプリング期間」と記す。）、射出端１１２ｂから射出され続ける。各結合パルス光は、サンプリング期間中、射出位置Ｐ_０、Ｐ_１、Ｐ_２、・・・、Ｐ_ｎ−２、Ｐ_ｎ−１、Ｐ_ｎに位置するタイミングで射出端１１２ｂから順に射出される。

シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの振動は、サンプリング期間の経過後、圧電アクチュエータ１３６への交流電圧の印加が停止されるため、徐々に減衰されていく。かかる減衰に伴って、ＸＹ近似面上におけるシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの円運動は徐々に減衰して、所定時間後に初期位置Ｐ_０で停止する。以下、説明の便宜上、サンプリング期間が終了してから射出端１１２ｂが初期位置Ｐ_０に停止するまでの期間を「制動期間」と記す。一フレーム（又は一フィールド）に対応する期間は、サンプリング期間と制動期間で構成される。なお、制動期間を短縮するため、制動期間の初期段階に圧電アクチュエータ１３６に逆相電圧を印加して、制動トルクを積極的に加えるようにしてもよい。

図４（ａ）に示されるように、シングルモードファイバ１１２の前方には、壁部１５０により区切られた２つのスペースの各々に、直視用対物光学系１３８、斜視用対物光学系１４０の別個独立した対物光学系が配置されている。直視用対物光学系１３８は、光軸が走査型医療用プローブ１００の長軸方向（中心軸ＡＸ方向）と平行であるように配置されている。斜視用対物光学系１４０は、物体（観察対象）側に最も近いレンズの光軸が直視用対物光学系１３８の光軸に対して所定の角度（０度よりは大きく９０度未満、例えば本実施形態では３０度程度を想定する。）をなす光学構成を有している。直視用対物光学系１３８と斜視用対物光学系１４０は共に広視野角を達成するため、広角光学系である。

シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂから射出された結合パルス光は、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの振れ角に応じて直視用対物光学系１３８又は斜視用対物光学系１４０の何れかに入射して、観察対象上にスポットＳｉを形成する。具体的には、結合パルス光は、射出端１１２ｂが図５中Ｙ座標の正の領域に位置（Ｘ軸上の位置も含む）する期間に射出されたとき、側視用対物光学系１４０に入射して、斜視用対物光学系１４０のパワーにより挿入部先端１３０ａの斜め前方に位置する観察対象上にスポットＳｉを形成する。結合パルス光は、射出端１１２ｂが図５中Ｙ座標の負の領域に位置する期間に射出されたときには、直視用対物光学系１３８に入射して、直視用対物光学系１３８のパワーにより挿入部先端１３０ａの前方に位置する観察対象上にスポットＳｉを形成する。

図６（ａ）、図６（ｂ）は、観察対象上に形成されるスポットＳｉを説明するための図である。図６（ａ）又は図６（ｂ）において、図５の射出位置Ｐｉに対応するスポットＳｉには、当該射出位置Ｐｉと同一のサブスクリプトを付している。図６（ａ）、図６（ｂ）はそれぞれ、一サンプリング期間中、斜視用対物光学系１４０、直視用対物光学系１３８を介して観察対象上に形成されるスポットＳｉを示す。図６（ａ）、図６（ｂ）の各図において、スポットＳｉが形成される範囲をそれぞれ、観察視野Ｒ_１、Ｒ_２と定義する。なお、図６（ａ）又は図６（ｂ）中の渦巻状の実線は、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。

サンプリング期間中の各結合パルス光の射出位置Ｐｉと、該射出位置Ｐｉに対応するスポットＳｉの観察視野中の形成位置との関係は、実験等を重ねた結果予め求められている。また、各スポットＳｉの形成位置と、該形成位置からの反射パルス光を検出して画像化する際の画素位置との関係も予め計算されている。システムコントローラ２４０は、これらの既知情報に基づいて、Ｘ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙに対する制御（つまり、各圧電アクチュエータに印加される交流電圧の制御）、及びドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂに対する制御（つまり、サンプリング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。

図４に示されるように、走査型医療用プローブ１００は、直視用受光ファイババンドル１４２Ａ及び斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂを有している。直視用受光ファイババンドル１４２Ａは、入射端が挿入部先端１３０ａの前方（直視用対物光学系１３８と同じく中心軸ＡＸ方向）を向くようにシース１３２に支持されている。斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂは、入射端が挿入部先端１３０ａの斜め前方（斜視用対物光学系１４０のうち物体（観察対象）側に最も近いレンズの光軸と同じ方向）を向くようにシース１３２に支持されている。直視用対物光学系１３８を介して観察対象上に形成されたスポットＳｉは、該観察対象上で散乱されて直視用受光ファイババンドル１４２Ａに入射する。斜視用対物光学系１４０を介して観察対象上に形成されたスポットＳｉは、該観察対象上で散乱されて斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂに入射する。なお、各受光ファイババンドルは、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、各受光ファイババンドルは、従来型の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。

直視用受光ファイババンドル１４２Ａ、斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂに入射した反射パルス光は、各受光ファイババンドル内部を終端に向かって伝搬される。直視用受光ファイババンドル１４２Ａ、斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂの終端は共に光学コネクタ部１１０に収容されており、光学コネクタ部１１０と光学コネクタ部２１０との連結部分を介して、それぞれ、プロセッサ２００の直視用受光ユニット２３８Ａ、斜視用受光ユニット２３８Ｂと結合されている。

図７は、直視用受光ユニット２３８Ａの構成を模式的に示す側面図である。なお、斜視用受光ユニット２３８Ｂは、直視用受光ユニット２３８Ａと実質的に同じ構成を有している。よって、斜視用受光ユニット２３８Ｂの詳細な説明は、直視用受光ユニット２３８Ａの説明をもって省略する。斜視用受光ユニット２３８Ｂの構成要素を説明する際には、直視用受光ユニット２３８Ａのうち対応する構成要素に付した符号「Ａ」を符号「Ｂ」に換えることとする。

図７に示されるように、直視用受光ユニット２３８Ａは、液晶フィルタ１４４Ａを有している。液晶フィルタ１４４Ａは、直視用受光ファイババンドル１４２Ａからの反射パルス光をシステムコントロール２４０による配向制御に従って透過させ又は遮断する。液晶フィルタ１４４Ａを透過した反射パルス光は、集光レンズ１４６Ａを介して第一ダイクロイックミラー１４８Ａに入射する。

ここで、直視用観察系と側視用観察系とを備える従来型の電子スコープでは、互いの観察視野が直交する位置関係にあるため、一方の観察系を介して照明された観察対象からの散乱光成分が他方の観察系の撮像素子に実質的に受光されることがなかった。しかし、直視用観察系と斜視用観察系の場合、互いの観察視野が近接する位置関係にある。加えて、直視用対物光学系１３８と斜視用対物光学系１４０は共に広角光学系である。その結果として、直視用対物光学系１３８と斜視用対物光学系１４０の互いの観察視野には、重複する領域（図６（ａ）、図６（ｂ）の各図に示される斜線領域Ｒ_１１、Ｒ_２１周辺の領域）が存在している。

このように、観察視野の一部が互いに重複するため、直視用対物光学系１３８を介して照射された生体からの散乱光成分は、その一部が斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂに入射する。一方、斜視用対物光学系１４０を介して照射された生体からの散乱光成分は、その一部が直視用受光ファイババンドル１４２Ａに入射する。以降に説明されるように、直視用受光ファイババンドル１４２Ａに入射した散乱光成分は、直視画像を構成する光情報として利用される。また、斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂに入射した散乱光成分は、斜視画像を構成する光情報として利用される。従って、上記のように、本来意図しない受光ファイバに入射した散乱光成分は、電気信号に変換して画像化する際にノイズとなって現れることが予想される。

そこで、システムコントロール２４０は、上記ノイズの発生を有効に避けるべく、直視用受光ユニット２３８Ａの液晶フィルタ１４４Ａと斜視用受光ユニット２３８Ｂの液晶フィルタ１４４Ｂの配向制御を行う。具体的には、システムコントロール２４０は、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂが図５中Ｙ座標の正の領域に位置（Ｘ軸上の位置も含む）する期間、液晶フィルタ１４４Ａへの電圧印加を停止して液晶フィルタ１４４Ａを光遮断状態にすると同時に、液晶フィルタ１４４Ｂに電圧印加して液晶フィルタ１４４Ｂを光透過状態にする。更に、射出端１１２ｂが図５中Ｙ座標の負の領域に位置する期間、液晶フィルタ１４４Ｂへの電圧印加を停止して液晶フィルタ１４４Ｂを光遮断状態にすると同時に、液晶フィルタ１４４Ａに電圧印加して液晶フィルタ１４４Ａを光透過状態にする。かかる配向制御により、本来意図しない受光ファイバに入射した散乱光成分は、液晶フィルタ１４４Ａ又は１４４Ｂにより遮断されて画像情報として利用されないため、画像化した際にノイズとして現れることがない。

図８は、第一ダイクロイックミラー１４８Ａの分光特性を示す図である。図８の縦軸は反射率（単位：％）を、横軸は波長（単位：ｎｍ）を、それぞれ示す。第一ダイクロイックミラー１４８Ａは、直視用受光ファイババンドル１４２Ａからの反射パルス光のうちＢの波長の反射パルス光（以下、「反射Ｂパルス光」と記す。）を反射すると共に、残りの反射パルス光、つまりＲ、Ｇの各波長の反射パルス光（以下、「反射Ｒパルス光」、「反射Ｇパルス光」と記す。）を透過させる。反射Ｂパルス光は、光検出器１５２ＢＡにより受光される。反射Ｒパルス光、反射Ｇパルス光は、第一ダイクロイックミラー１４８Ａの後段に配置された第二ダイクロイックミラー１５０Ａに入射する。

図９は、第二ダイクロイックミラー１５０Ａの分光特性を示す、図８と同様の図である。第二ダイクロイックミラー１５０Ａは、第一ダイクロイックミラー１４８Ａを透過した反射パルス光のうち反射Ｇパルス光を反射すると共に、残りの反射パルス光、つまり反射Ｒパルス光を透過させる。反射Ｇパルス光は、光検出器１５２ＧＡにより受光される。反射Ｒパルス光は、光検出器１５２ＲＡにより受光される。

前述したように、結合パルス光は、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を照射する。そのため、観察対象上で反射される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ため、光検出器１５２ＲＡ、光検出器１５２ＧＡ、光検出器１５２ＢＡの各光検出器には光電子増倍管等の高感度光検出器が採用されている。

光検出器１５２ＲＡ、光検出器１５２ＧＡ、光検出器１５２ＢＡは、受光された各波長の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。各光検出器により検出された各波長の反射パルス光に応じたアナログ信号は、サンプリング及びホールドされて、Ａ／Ｄコンバータ２５２ＲＡ、２５２ＧＡ、２５２ＢＡによりデジタル信号列に変換される。一方、斜視用受光ユニット２３８Ｂに入射した結合パルス光も、反射Ｒパルス光、反射Ｇパルス光、反射Ｂパルス光の各反射パルス光に分離、検出されて、Ａ／Ｄコンバータ２５２ＲＢ、２５２ＧＢ、２５２ＢＢによりデジタル信号列に変換される。変換された各デジタル信号列は、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）２５４に入力する。

図１０は、第一実施形態のＤＳＰ２５４の構成を示すブロック図である。ＤＳＰ２５４は、図１０に示されるように、Ｒ、Ｇ、Ｂの各波長に対応するデジタル信号列用に物理的に又は論理的に分離された領域２５４ａＲ、２５４ａＧ、２５４ａＢを持つ波形蓄積回路２５４ａを有している。波形蓄積回路２５４ａは、Ａ／Ｄコンバータ２５２ＲＡ、２５２ＧＡ、２５２ＢＡからの各デジタル信号列を各対応領域にラッチする。なお、各対応領域にラッチされたデジタル信号列は、波形蓄積回路２５４ａの容量を考慮して一定時間経過後順次破棄される。

ＤＳＰ２５４は、図１０に示されるように、波形蓄積回路２５４ａと同様に構成された波形蓄積回路２５４ｂを有している。波形蓄積回路２５４ｂは、領域２５４ｂＲ、２５４ｂＧ、２５４ｂＢを持つ。波形蓄積回路２５４ｂは、Ａ／Ｄコンバータ２５２ＲＢ、２５２ＧＢ、２５２ＢＢからの各デジタル信号列を各対応領域にラッチする。各対応領域にラッチされたデジタル信号列は、波形蓄積回路２５４ｂの容量を考慮して一定時間経過後順次破棄される。

波形蓄積回路２５４ａ、２５４ｂは、上記の既知情報に基づいて作成された、各結合パルス光のスポットＳｉが形成される観察視野中の位置（別の側面によれば画像を構成する画素のアドレス）と、各スポットＳｉからの反射パルス光が検出されるタイミングＴとを関連付けたテーブルを保持している。波形蓄積回路２５４ａ、２５４ｂはそれぞれ、上記テーブルを参照しつつ各対応領域にラッチされたデジタル信号列を監視して、各タイミングＴの各波長に対応する信号を画像情報（すなわち、領域２５４ａＲ（又は２５４ｂＲ）の信号をＲ色の輝度値、領域２５４ａＧ（又は２５４ｂＧ）の信号をＧ色の輝度値、領域２５４ａＢ（又は２５４ｂＢ）の信号をＢ色の輝度値）として検出し、検出された信号に、当該タイミングＴに対応する画素アドレスを割り当てて、直視画像用メモリ２５４ｃ、斜視画像用メモリ２５４ｄに順次書き込む。本明細書中、信号検出のタイミングＴに基づいて、該信号により表現される画像情報の画素配置を決定する処理（画素アドレスの割当て処理）を「画素マッピング処理」と記す。かかる画素マッピング処理により、空間的に離散した画素を適正な順序で配列して、直視画像又は斜視画像が得られることとなる。

直視画像用メモリ２５４ｃ及び斜視画像用メモリ２５４ｄはフレームバッファであり、所定の情報量（例えば一フレーム（又は一フィールド）分の画像情報）をバッファリングする。画像情報読み出し回路２５４ｅは、システムコントローラ２４０によるタイミング制御に従い、直視画像用メモリ２５４ｃ又は斜視画像用メモリ２５４ｄにバッファリングされた画像情報を所定の規格（例えばＮＴＳＣ（National Television System Committee）等）に適合した順序で読み出して、マスク生成回路２５４ｆに出力する。マスク生成回路２５４ｆは、直視又は斜視の画像情報を有さない画素アドレスに対して所定のマスキングデータを生成して付加して、映像信号出力回路２５６に出力する。

映像信号出力回路２５６は、入力された画像情報を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、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色からなる観察対象のカラー画像が表示される。ここで、図１１（ａ）〜図１１（ｃ）に、モニタ３００に表示される直視画像４００及び斜視画像５００を示す。スポットＳ_０〜Ｓ_ｎに対応する全ての画像情報を用いて画像を構成した場合、モニタ３００には、図１１（ａ）に示されるように、観察領域が半月状の直視画像４００及び斜視画像５００が表示される。図６（ａ）中破線で示される領域Ｒ_１２内（斜線領域Ｒ_１１を含む）、及び図６（ｂ）中破線で示される領域Ｒ_２２内（斜線領域Ｒ_２１を含む）のスポットＳｉに対応する画素情報だけを用いて画像を構成した場合には、図１１（ｂ）に示されるように、観察領域が矩形の直視画像４００及び斜視画像５００が表示される。この種の観察画像は、一般に、周辺部より中央部に注目領域が存在することが多い。そのため、領域Ｒ_１２又はＲ_２２に対応するトリミングを行って周辺部の画像情報を表示しない場合であっても、診断、処置等に実質的に影響は及ばない。観察領域のサイズ、形状、表示位置等は、画素マッピング処理における画素アドレスの割当てによって適宜設定を変更することができる。また、光学的要因で生じた画像の歪みは、画素マッピング処理における画素アドレスの割当てによって適宜補正することができる。

観察対象上の結合パルス光の走査軌跡も適宜設定変更することができる。具体的には、第一実施形態においては走査軌跡がほぼ円状であるが、楕円状とすることもできる。走査軌跡を楕円状とするためには、交流電圧Ｖｘと交流電圧Ｖｙとの振幅のバランスを第一実施形態に対して変更すればよい。例えば画像のアスペクト比に合わせて楕円状に走査をする場合には、円状に走査する場合と比べて、走査軌跡の内周側と外周側との間で生じる走査速度差を軽減することができる。例えば観察対象上を比較的一様な速度で走査できるため、スポットＳｉを観察対象上に均一な間隔で形成（別の表現によれば均一な画素配置）できるようになる。

斜線領域Ｒ_１１、Ｒ_２１の各領域に対応する画像は視差があるものの、実質的に同一である。そこで、別の実施形態において、画像情報読み出し回路２５４ｅは、斜線領域Ｒ_１１、Ｒ_２１をそれぞれ複数の領域に分割し、輝度や色相等をパラメータとして互いの分割領域の画像情報の相関度を検出する。画像情報読み出し回路２５４ｅは、検出された相関度が最も高い分割領域同士が重なるように、直視画像４００と斜視画像５００とを合成する。かかる場合、モニタ３００には、図１１（ｃ）に示されるように、直視画像４００と斜視画像５００とが合成された一枚の合成画像６００が表示される。合成画像６００は、視野角が元々広い２枚の画像を組み合わせたものであるため、例えば１８０度を超える広視野角画像である。

図１２は、本発明の第二実施形態のプロセッサ２００ｚが有する直視用受光ユニット２３８Ａｚの構成を模式的に示す、図７と同様の側面図である。なお、プロセッサ２００ｚが有する斜視用受光ユニット２３８Ｂｚは、直視用受光ユニット２３８Ａｚと実質的に同じ構成を有している。よって、斜視用受光ユニット２３８Ｂｚの詳細な説明は、直視用受光ユニット２３８Ａｚの説明をもって省略する。また、第二実施形態以降の各実施形態において、第一実施形態の構成と同一の又は同様の構成には同一の又は同様の符号を付して説明を省略する。

図１２に示されるように、直視用受光ユニット２３８Ａｚは、第一実施形態の液晶フィルタ１４４Ａの代替として、Ｂ用バンドパスフィルタ１５４ＢＡ、Ｇ用バンドパスフィルタ１５４ＧＡ、及びＲ用バンドパスフィルタ１５４ＲＡを有している。Ｂ用バンドパスフィルタ１５４ＢＡ、Ｇ用バンドパスフィルタ１５４ＧＡ、Ｒ用バンドパスフィルタ１５４ＲＡはそれぞれ、光検出器１５２ＢＡ、１５２ＧＡ、１５２ＲＡの受光面前面に配置されている。また、斜視用受光ユニット２３８Ｂｚは、第一実施形態の液晶フィルタ１４４Ｂの代替として、Ｂ用バンドパスフィルタ１５４ＢＢ、Ｇ用バンドパスフィルタ１５４ＧＢ、及びＲ用バンドパスフィルタ１５４ＲＢを有している。

図１３、１４はそれぞれ、直視用受光ユニット２３８Ａｚ、斜視用受光ユニット２３８Ｂｚが有する各種バンドパスフィルタの透過スペクトルを示す図である。図１３、１４の各図中、縦軸は透過率（単位：％）を、横軸は波長（単位：ｎｍ）を、それぞれ示す。また、各図中の各種バンドパスフィルタの透過スペクトルには、説明の便宜上、バンドパスフィルタに付した符号と同一の符号を付して示している。図１３、１４に示されるように、Ｂ用バンドパスフィルタ１５４ＢＡと１５４ＢＢは、透過スペクトルが相違しており、透過帯域が互いに重複しない。Ｇ用バンドパスフィルタ１５４ＧＡと１５４ＧＢ、Ｒ用バンドパスフィルタ１５４ＲＡと１５４ＲＢも同じく、透過スペクトルが相違しており、透過帯域が互いに重複しない。

第二実施形態においてレーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂは、波長可変レーザ光源である。システムコントロール２４０は、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂが図５中Ｙ座標の正の領域に位置（Ｘ軸上の位置も含む）する期間中、レーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂをそれぞれ駆動制御して、Ｒ用バンドパスフィルタ１５４ＲＢ、Ｇ用バンドパスフィルタ１５４ＧＢ、Ｂ用バンドパスフィルタ１５４ＢＢの透過帯域内の光を発振させる。よって、当該期間に斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂに入射したＲ、Ｇ、Ｂの各波長の反射パルス光は、対応するバンドパスフィルタを透過して光検出器に受光され、斜視画像の生成に利用される。一方、当該期間に直視用受光ファイババンドル１４２Ａ（つまり本体意図しない受光ファイバ）に入射した各波長の散乱光成分は、対応するバンドパスフィルタで遮断されて、光検出器に受光されない。そのため、直視画像を生成する際のノイズ成分とならない。

また、システムコントロール２４０は、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂが図５中Ｙ座標の負の領域に位置する期間中には、レーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂをそれぞれ駆動制御して、Ｒ用バンドパスフィルタ１５４ＲＡ、Ｇ用バンドパスフィルタ１５４ＧＡ、Ｂ用バンドパスフィルタ１５４ＢＡの透過帯域内の光を発振させる。よって、当該期間に直視用受光ファイババンドル１４２Ａに入射したＲ、Ｇ、Ｂの各波長の反射パルス光は、対応するバンドパスフィルタを透過して光検出器に受光されて、直視画像の生成に利用される。一方、当該期間に斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂ（つまり本体意図しない受光ファイバ）に入射した各波長の散乱光成分は、対応するバンドパスフィルタによって遮断されて、光検出器に受光されない。そのため、斜視画像を生成する際のノイズ成分にならない。なお、第二実施形態のプロセッサ２００ｚには、レーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂの３つの光源に代替して、互いに異なる波長の光であって、各種バンドパスフィルタの透過帯域内の光を発振する６つの波長固定レーザ光源が備えられていてもよい。

図１５は、本発明の第三実施形態の走査型医療用プローブ１００ｙが有する圧電アクチュエータ１３６ｙの各電極の位置関係を説明するための図である。図１６（ａ）〜（ｃ）は、第三実施形態において、ＸＹ近似面上におけるシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの回転軌跡と画素配置との関係を説明するための図である。

図１５に示されるように、電極１３６Ｘ_１と電極１３６Ｘ_２は、第一実施形態と同じく、図１５中Ｘ’軸を挟んで対称に配置されている。一方、電極１３６Ｙ_１と電極１３６Ｙ_２は、第一実施形態と異なり、図１５中Ｙ’軸を挟んで非対称の位置に配置されている。圧電アクチュエータ１３６ｙは、交流電圧Ｖｘ及びＶｙが印加されたとき、電極配置の非対称性に応じた分極ベクトルの発生により、回転中心がＹ方向に偏芯移動されつつ楕円状の軌跡を描くように共振する。かかる共振動作により、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂは、サンプリング期間中矢印Ｃ方向に回転して楕円を描きながら、図１６（ａ）中矢印Ｄ方向（Ｙ方向に対応する方向）に徐々にシフトする。

図１６（ｂ）には、直視用対物光学系１３８を介して観察対象上に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（実線）と、直視用の矩形観察領域５００との関係が示される。図１６（ｃ）には、斜視用対物光学系１４０を介して観察対象上に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（実線）と、斜視用の矩形観察領域４００との関係が示される。図１６（ｂ）及び図１６（ｃ）に示されるように、結合パルス光は、直視側及び斜視側の各観察対象を一水平走査ライン毎に順次走査する。そのため、ＤＳＰ２５４には水平走査ライン毎の画像情報が順次入力されることとなる。そのため、画像情報読み出し回路２５４ｅは、他の実施形態のように、各画素アドレスの画像情報をＮＴＳＣ等の所定の規格に準拠した順序に組み替える必要が無く、入力された順序そのままで後段の回路に出力することができる。そのため、ＤＳＰ２５４の処理負荷や処理速度が向上する。また、直視画像用メモリ２５４ｃ又は斜視画像用メモリ２５４ｄに蓄積すべき画像情報量を削減することができ、メモリ利用効率が向上する。

以上のように、本発明の各実施形態によれば、細径でありつつも直視観察画像と斜視観察画像の両方の視点の画像を撮影可能な走査型医療用プローブ、及び該走査型医療用プローブを有する医療用観察システムが提供される。

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。例えば第二実施形態の変形例として、直視用受光ファイババンドル１４２Ａと斜視用受光ファイババンドル１４２Ｂを支持体１３４の後方で束ねて、単一の光ファイババンドルとして構成してもよい。かかる場合、直視用受光ユニット２３８Ａｚ、斜視用受光ユニット２３８Ｂｚの２つの受光ユニットも単一ユニットとして構成される。単一の受光ユニットは、６つの光検出器を有し、各光検出器の受光面前面にＢ用バンドパスフィルタ１５４ＢＡ、１５４ＢＢ、Ｇ用バンドパスフィルタ１５４ＧＡ、１５４ＧＢ、Ｒ用バンドパスフィルタ１５４ＲＡ、１５４ＲＢをそれぞれ備えている。単一の受光ユニットは、単一の光ファイババンドルから入射した、各種バンドパスフィルタの透過帯域の反射パルス光を検出する。当該変形例においては、走査型医療用プローブ１００が更に細径化し、また、プロセッサ２００が小型化することとなる。

１医療用観察システム
１００走査型医療用プローブ
１３６圧電アクチュエータ
１３８直視用対物光学系
１４０斜視用対物光学系
２００プロセッサ
２４０システムコントローラ
２５４ＤＳＰ
３００モニタ

Claims

光源と、
前記光源からの光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、
前記光ファイバの射出端から射出された光を対象物上に集光させる対物光学系であって、第一の方向に向いた直視用対物光学系、及び該第一の方向と鋭角をなす第二の方向に向いた斜視用対物光学系と、
前記射出端から射出された光が前記直視用対物光学系又は前記斜視用対物光学系に択一的に入射するように該射出端近傍を振動させる振動手段と、
前記対象物からの反射光のうち前記直視用対物光学系を介して該対象物上に集光された光の反射成分のみを透過させる第一のフィルタ手段と、
前記第一のフィルタ手段を透過した反射成分を受光して画像信号を検出する第一の画像信号検出手段と、
前記対象物からの反射光のうち前記斜視用対物光学系を介して該対象物上に集光された光の反射成分のみを透過させる第二のフィルタ手段と、
前記第二のフィルタ手段を透過した反射成分を受光して画像信号を検出する第二の画像信号検出手段と、
前記第一の画像信号検出手段により検出された各画像信号に対して検出タイミングに応じた直視画像の画素アドレスを割当てると共に、前記第二の画像信号検出手段により検出された各画像信号に対して検出タイミングに応じた斜視画像の画素アドレスを割当てて、該画像信号により表現される画像情報の画素配置を決定する画素配置決定手段と、
前記決定された画素配置に従って各前記画像情報を空間的に配列して直視画像及び斜視画像を作成する画像作成手段と、
を有することを特徴とする医療用観察システム。
前記第一及び前記第二のフィルタ手段は液晶フィルタであり、
前記第一及び前記第二のフィルタ手段の配向を制御する配向制御手段を更に有し、
前記配向制御手段は、
前記直視用対物光学系を介して前記対象物上に集光された光の反射成分が検出される期間中、該反射成分が前記第一のフィルタ手段を透過すると共に前記第二のフィルタ手段で遮断されるように該第一及び該第二のフィルタ手段の配向を制御し、
前記斜視用対物光学系を介して前記対象物上に集光された光の反射成分が検出される期間中、該反射成分が前記第一のフィルタ手段で遮断されると共に前記第二のフィルタ手段を透過するように該第一及び該第二のフィルタ手段の配向を制御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。
前記第一、前記第二のフィルタ手段はそれぞれ、互いに異なる第一、第二の透過帯域を持つバンドパスフィルタであり、
前記光源は、
前記光ファイバの射出端が前記直視用対物光学系の光路に進入するタイミングに合わせて前記第一の透過帯域内の光を射出し、
前記光ファイバの射出端が前記斜視用対物光学系の光路に進入するタイミングに合わせて前記第二の透過帯域内の光を射出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。
前記画像作成手段により作成された直視画像と斜視画像を複数の領域に分割して各分割領域の相関度を検出する相関度検出手段と、
前記相関度の最も高い分割領域同士が重なるように、前記直視画像と前記斜視画像とを合成する合成画像作成手段と、
を更に有することを特徴とする、請求項１から請求項３の何れか一項に記載の医療用観察システム。
前記振動手段は、前記光ファイバの射出端から前記光が射出される光射出期間中、該射出端を所定の回転基準位置を中心に回転させることを特徴とする、請求項１から請求項４の何れか一項に記載の医療用観察システム。
前記振動手段は、前記光ファイバの射出端から前記光が射出される光射出期間中、該射出端を所定の回転基準位置をシフトさせつつ該回転基準位置中心で回転させることを特徴とする、請求項１から請求項４の何れか一項に記載の医療用観察システム。