JP5498728B2

JP5498728B2 - Medical observation system

Info

Publication number: JP5498728B2
Application number: JP2009137862A
Authority: JP
Inventors: 貴之榎本
Original assignee: Hoya Corp
Current assignee: Hoya Corp
Priority date: 2009-06-09
Filing date: 2009-06-09
Publication date: 2014-05-21
Anticipated expiration: 2029-06-09
Also published as: JP2010284189A

Description

この発明は、観察対象を走査して観察画像を生成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。 The present invention relates to a medical observation system that scans an observation target to generate an observation image, and more specifically, scans that acquire image information by optically scanning an object by resonating the tip of an ultrafine optical fiber. The present invention relates to a medical observation system having a type medical probe.

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検査や施術等を行う。 An electronic scope is generally known as a medical device used when a doctor observes the inside of a body cavity of a patient. A doctor who uses the electronic scope inserts the insertion portion of the electronic scope into the body cavity and guides the distal end portion provided at the distal end of the insertion portion to the vicinity of the observation target. A doctor operates an operation unit of an electronic scope or a video processor as necessary in order to photograph a living tissue in a body cavity with a solid-state imaging device such as a CCD (Charge Coupled Device) mounted on a distal end portion. A doctor observes an image of a living tissue obtained as a result of various operations through a monitor, and performs examinations and treatments.

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、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多数の部品が内蔵されている。 As described above, the electronic scope is used by being inserted into a body cavity of a patient. Therefore, regarding electronic scopes, there is a constant demand for reducing the diameter of the insertion portion in order to reduce the burden on the patient. In order to reduce the diameter of the electronic scope, it is desired to reduce the size of various built-in components themselves in addition to devising the arrangement of various built-in components. In addition to the solid-state image sensor, the electronic scope includes a large number of components such as a peripheral circuit of the solid-state image sensor, a shield member, an insulating member, an objective lens, an illumination lens, a lens holding frame, and an optical fiber bundle.

電子スコープの内蔵部品のなかでも特に固体撮像素子や光ファイババンドルは外形寸法が大きい。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は、固体撮像素子の有効画素領域や光ファイババンドルの外形寸法等によって規定される。従って、小型な固体撮像素子や細径な光ファイババンドルを採用する場合には、細径な電子スコープを設計しやすい。しかし、一般に、固体撮像素子を小型化するほど解像度やダイナミックレンジ、ＳＮ比等の種々のパラメータに関して所望の性能を満たすことが難しくなる。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、体腔内を照明するために十分な光量を導光できない問題が生じる。そのため、固体撮像素子や光ファイババンドルを安易に小型化や細径化させることはできない。 Among the built-in parts of electronic scopes, solid-state imaging devices and optical fiber bundles have particularly large external dimensions. In addition, the minimum size that can be designed for other components such as an objective lens and an illumination lens is defined by the effective pixel area of the solid-state imaging device, the outer dimensions of the optical fiber bundle, and the like. Therefore, when a small solid-state imaging device or a thin optical fiber bundle is adopted, it is easy to design a thin electronic scope. However, in general, the smaller the solid-state image sensor, the more difficult it is to satisfy desired performance with respect to various parameters such as resolution, dynamic range, and SN ratio. Further, when the diameter of the optical fiber bundle is reduced, that is, when the number of optical fibers is reduced, there arises a problem that a sufficient amount of light cannot be guided to illuminate the body cavity. Therefore, the solid-state imaging device and the optical fiber bundle cannot be easily reduced in size or diameter.

そこで、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医療用プローブが提案されている。 Therefore, there has been proposed a medical probe that can be made smaller in diameter than a conventional electronic scope (that is, an electronic scope equipped with a solid-state imaging device) by adopting a configuration that eliminates the need for the solid-state imaging device itself. Yes.

この種の医療用プローブの一例として、共焦点顕微鏡の光学構成を応用して製作された走査型共焦点プローブが特許文献１に開示されている。走査型共焦点プローブは、単一の光ファイバの先端を動作させて所定の走査光により生体組織を所定の走査パターンで走査する。走査型共焦点プローブは、生体組織からの反射光のうち共焦点光学系の物体側焦点位置と共役の位置に配置されたピンホールを介した光のみ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生体組織の映像を、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て検査や施術等を行うことができる。 As an example of this type of medical probe, Patent Document 1 discloses a scanning confocal probe manufactured by applying an optical configuration of a confocal microscope. The scanning confocal probe operates a tip of a single optical fiber and scans a living tissue with a predetermined scanning pattern using predetermined scanning light. The scanning confocal probe detects only the light through the pinhole located at the conjugate position with the object-side focal position of the confocal optical system from the reflected light from the living tissue, photoelectrically converts it to the video processor sequentially. Output. The video processor processes the photoelectrically converted signal, images it, and outputs it to the monitor. A doctor can observe the image of the living tissue obtained in this way through a monitor in the same manner as when using an electronic scope, and can perform examinations and treatments.

特許第３９４３９２７号公報Japanese Patent No. 3934927

走査型共焦点プローブ等の細径な走査型医療用プローブによる走査光は、単一の光ファイバを介して生体組織に照射されるため微弱である。生体組織からの光を検出する光検出器は、微弱な反射光を確実に検出して後段の処理回路に再現性の高い画像を生成させるため、感度の高い光検出器が採用される。しかし、光検出器が高感度化するほど撮影画像のダイナミックレンジが狭くなり、明部の階調が失われて白飛びが生じ易くなる問題がある。同様に、暗部の階調が失われて黒潰れが生じ易くなる問題もある。ダイナミックレンジが狭い場合には、例えば照明光の光量を減少又は増加させても白飛びや黒潰れを良好に除去できないことが比較的多く、問題視されている。 Scanning light from a small-diameter scanning medical probe such as a scanning confocal probe is weak because it is irradiated onto a living tissue through a single optical fiber. As a photodetector for detecting light from a living tissue, a highly sensitive photodetector is employed in order to reliably detect weak reflected light and generate a highly reproducible image in a subsequent processing circuit. However, the higher the sensitivity of the photodetector, the narrower the dynamic range of the photographed image, and there is a problem that the gradation of the bright part is lost and whiteout tends to occur. Similarly, there is a problem in that darkness is lost and black crushing is likely to occur. When the dynamic range is narrow, for example, even if the amount of illumination light is decreased or increased, whiteout or blackout cannot be removed well, which is regarded as a problem.

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、発生した白飛びや黒潰れを除去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。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a medical observation system having a configuration suitable for removing generated whiteout and blackout.

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、所定の光を射出する光源と、該光源から射出された光を対象物上で走査する走査手段と、該走査手段により走査された光の反射光を受光して画像信号を検出する画像信号検出手段と、該画像信号の検出タイミングに基づいて各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、該画素配置決定手段により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画像を作成する画像作成手段と、各画素に対応するタイミングで検出された画像信号の輝度値を検知する輝度値検知手段と、該輝度値検知手段により検知された輝度値に基づいて各画素に対応する対象物上の部位への光の照射時間を決定する照射時間決定手段と、該照射時間決定手段により決定された部位毎の照射時間に基づいて走査手段による光の走査速度を画素に対応する単位で制御する走査速度制御手段とを有することを特徴としたシステムである。 A medical observation system according to an aspect of the present invention that solves the above problem includes a light source that emits predetermined light, a scanning unit that scans light emitted from the light source on an object, and the scanning unit. Image signal detection means for detecting an image signal by receiving reflected light of the scanned light, and pixel arrangement determination means for determining a pixel arrangement of image information represented by each image signal based on the detection timing of the image signal And image creation means for creating an image by spatially arranging each image information according to the pixel arrangement determined by the pixel arrangement determination means, and detecting the luminance value of the image signal detected at a timing corresponding to each pixel A luminance value detecting means for determining, an irradiation time determining means for determining an irradiation time of light to a part on the object corresponding to each pixel based on the luminance value detected by the luminance value detecting means, and the irradiation time determination hand A system characterized in that it has a scanning speed control means for controlling the scanning speed of light by the scanning means based on the irradiation time of each region determined by the unit corresponding to a pixel by.

本発明に係る医療用観察システムによれば、画像の明るさが画素単位で調節可能であるため、例えば観察視野中の一部に現れた白飛びや黒潰れ等を良好に除去することができる。ダイナミックレンジが狭い場合にも全ての画素をダイナミックレンジに速やかに収めることができ、画像再現性が向上する。 According to the medical observation system of the present invention, since the brightness of an image can be adjusted in units of pixels, for example, whiteout or blackout that appears in a part of the observation field can be satisfactorily removed. . Even when the dynamic range is narrow, all the pixels can be quickly accommodated in the dynamic range, and the image reproducibility is improved.

本発明に係る医療用観察システムは、全ての画素に対応する照射時間及び走査時間に基づいて画像を作成するレートを設定する画像作成レート設定手段を更に有する構成としてもよい。 The medical observation system according to the present invention may further include an image creation rate setting means for setting a rate for creating an image based on the irradiation time and the scanning time corresponding to all pixels.

ここで、走査手段は、光を対象物に向けて伝送する光ファイバと、光ファイバの射出端が所定の軌跡を描くように該光ファイバを振動させる圧電アクチュエータとを有する構成としてもよい。この場合、走査速度制御手段は、部位毎の照射時間に基づいて、圧電アクチュエータの振動モードを画素に対応する単位で制御するように構成される。 Here, the scanning unit may include an optical fiber that transmits light toward an object and a piezoelectric actuator that vibrates the optical fiber so that the exit end of the optical fiber draws a predetermined locus. In this case, the scanning speed control means is configured to control the vibration mode of the piezoelectric actuator in units corresponding to pixels based on the irradiation time for each region.

本発明に係る医療用観察システムは、輝度値検知手段により検知された輝度値と所定の参照値との差分値を計算する差分値計算手段を更に有する構成としてもよい。この場合、照射時間決定手段は、差分値計算手段により計算された差分値に基づいて照射時間を決定する。 The medical observation system according to the present invention may further include a difference value calculation unit that calculates a difference value between the luminance value detected by the luminance value detection unit and a predetermined reference value. In this case, the irradiation time determining means determines the irradiation time based on the difference value calculated by the difference value calculating means.

本発明に係る医療用観察システムは、例えばユーザ操作等によって上記参照値を設定する参照値設定手段を更に有する構成としてもよい。 The medical observation system according to the present invention may further include reference value setting means for setting the reference value by a user operation or the like, for example.

本発明に係る医療用観察システムは、輝度値検知手段により検知された輝度値が所定範囲外の値をとる画素に対応する部位に向けて光が射出されるタイミングで、該光の強度が規定強度より強く又は弱くなるように光源を駆動制御する光源制御手段を更に有する構成としてもよい。 In the medical observation system according to the present invention, the intensity of the light is defined at the timing when the light is emitted toward the part corresponding to the pixel whose luminance value detected by the luminance value detecting unit is outside the predetermined range. It is good also as a structure which further has a light source control means to drive-control a light source so that it may become stronger or weaker than intensity | strength.

本発明の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模式図である。It is a schematic diagram which shows typically the internal structure of the scanning medical probe of embodiment of this invention, and a one part structure of a processor. 本発明の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。It is a block diagram which shows the structure of the processor and monitor of embodiment of this invention. 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。It is a sectional side view which shows the typical internal structure of the front-end | tip part of the scanning medical probe of embodiment of this invention. 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。It is an external appearance perspective view which shows the internal structure of the front-end | tip part of the scanning medical probe of embodiment of this invention. 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。It is a figure for demonstrating the spot formed on an observation object. 本発明の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。It is a block diagram which shows the structure of DSP which the processor of embodiment of this invention has. タイミングＴにおいて検出された画像情報と画素アドレスとの関係を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the relationship between the image information detected in the timing T, and a pixel address. 本発明の実施形態の医療用観察システムにおいて実行される通常調光処理のフローチャート図である。It is a flowchart figure of the normal light control process performed in the medical observation system of embodiment of this invention. 本発明の実施形態の医療用観察システムにおいて実行される画素単位調光処理のフローチャート図である。It is a flowchart figure of the pixel unit dimming process performed in the medical observation system of embodiment of this invention. 本発明の実施形態の医療用観察システムにおいて実行される画素単位調光処理の具体例を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the specific example of the pixel unit dimming process performed in the medical observation system of embodiment of this invention.

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。 Hereinafter, a medical observation system having a scanning medical probe according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.

図１は、本発明の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模式図である。図２は、本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、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、及びモニタ３００を有している。 FIG. 1 is a schematic diagram schematically showing an internal configuration of a scanning medical probe 100 and a partial configuration of a processor 200 according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of the processor 200 and the monitor 300 of this embodiment. In FIG. 2, in order to clarify the connection relationship between the scanning medical probe 100 and the processor 200, a part of the configuration of the scanning medical probe 100 is also schematically shown. Further, since the monitor 300 is an image receiving apparatus having a known configuration, the detailed configuration of the monitor 300 is not shown in FIG. As shown in these drawings, the medical observation system 1 of this embodiment includes a scanning medical probe 100, a processor 200, and a monitor 300.

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。 The processor 200 controls the driving of the scanning medical probe 100 and generates an image signal based on the observation light acquired by the scanning medical probe 100, and the scanning medical medical device in a body cavity where natural light does not reach. The integrated processor includes a light source device that emits scanning light through the probe 100. In another embodiment, the signal processing device and the light source device may be configured separately.

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。 As shown in FIG. 2, the scanning medical probe 100 has an optical connector portion 110 and an electrical connector portion 120 at the proximal end portion. Further, the processor 200 includes an optical connector unit 210 and an electrical connector unit 220. By inserting the optical connector part 110 into the optical connector part 210, the scanning medical probe 100 and the processor 200 are optically connected. Similarly, when the electrical connector unit 120 is inserted into the electrical connector unit 220, the scanning medical probe 100 and the processor 200 are electrically connected. The processor 200 and the monitor 300 are electrically connected via a predetermined cable. In FIG. 1, in order to make it easy to understand the connection relationship between the scanning medical probe 100 and the processor 200, the connection portion between the optical connector portions 110 and 210 is divided into two.

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を通じて観察し検査や施術等を行う。 Thus, when the scanning medical probe 100, the processor 200, and the monitor 300 are connected to each other and the power is turned on, the operator can use the medical observation system 1 to examine and perform treatment in the body cavity of the patient. It becomes like this. Specifically, the surgeon inserts the insertion portion 130 of the scanning medical probe 100 into the body cavity and guides the operation panel 260 of the processor 200 as necessary while guiding the distal end 130a of the insertion portion 130 to the vicinity of the observation target. To operate. The surgeon observes an image of a living tissue in the body cavity obtained as a result of such an operation through the monitor 300, and performs an examination or a treatment.

なお、本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。 In the present embodiment, the scanning medical probe 100 alone is directly inserted into the body cavity in order to observe the biological tissue in the body cavity. In another embodiment, for example, in order to smoothly guide the distal end 130a to the vicinity of the observation target, the insertion portion 130 may be inserted with a guide wire or the like. In addition, for example, the insertion portion 130 may be inserted into a forceps channel of an electronic scope or the like to bring the distal end portion 130a close to the vicinity of the observation target.

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。 The processor 200 includes laser light sources 230R, 230G, and 230B that oscillate light corresponding to wavelengths of R, G, and B as light sources for scanning the observation target. These three laser light sources may be replaced with, for example, a single fiber laser that oscillates a broadband supercontinuum light or the like. Further, the light source is not limited to the laser light source, and may be a light source of another form such as an LED (Light Emitting Diode).

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。なお、各レーザ光源から発振されるレーザ光は、パルス光で無く連続光としてもよい。 The processor 200 includes a system controller 240 that comprehensively controls signal processing timing and the like of each circuit of the processor 200. The system controller 240 outputs predetermined modulation control signals to the driver circuits of the drivers 232R, 232G, and 232B. The drivers 232R, 232G, and 232B directly modulate the laser light sources 230R, 230G, and 230B based on the input modulation control signal. Specifically, each driver circuit passes currents having the same amplitude and the same phase to the corresponding laser light sources based on the modulation control signal. As a result, the laser light sources 230R, 230G, and 230B are described as pulse lights having the same intensity corresponding to the wavelengths of R, G, and B (hereinafter referred to as “R pulse light”, “G pulse light”, and “B pulse light”). Oscillates at the same time. The laser light oscillated from each laser light source may be continuous light instead of pulsed light.

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に入射される。光結合器２３４は、入射され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。 R pulse light, G pulse light, and B pulse light oscillated from each laser light source are incident on the optical coupler 234. The optical coupler 234 combines and emits each incident pulsed light in a state where the phases are aligned. Hereinafter, for convenience of explanation, the pulsed light coupled by the optical coupler 234 is referred to as “coupled pulsed light”.

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。また、各レーザ光源からのレーザ光が連続光である場合にも、各波長の光を同期させるためのタイミング制御が不要である。 When the light source is a single fiber laser, timing control for synchronizing the pulsed light of each wavelength is not necessary. Therefore, there is an advantage that the circuit configuration around the laser light source can be simplified. Further, since the pulsed light that has already been coupled is oscillated, there is an advantage that the optical coupler 234 is unnecessary. In addition, even when the laser light from each laser light source is continuous light, timing control for synchronizing the light of each wavelength is unnecessary.

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に入射される。シングルモードファイバ１１２は、光学コネクタ部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、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。 The combined pulse light emitted from the optical coupler 234 is incident on the incident end 112 a of the single mode fiber 112 included in the scanning medical probe 100. The single mode fiber 112 is accommodated in an outer skin member (a sheath 132 shown in FIG. 3 described later) of the scanning medical probe 100 from the optical connector portion 110 to the distal end portion 130a. The coupled pulsed light incident on the incident end 112a is propagated by repeating total reflection inside the single mode fiber 112. The propagated coupled pulsed light is emitted from the emission end 112b of the single mode fiber 112 disposed inside the distal end portion 130a.

図３に、本実施形態の先端部１３０ａの模式的な内部構造を側断面図で示す。また、図４に、本実施形態の先端部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。 FIG. 3 is a side sectional view showing a schematic internal structure of the distal end portion 130a of the present embodiment. FIG. 4 shows an external perspective view of the internal structure of the tip portion 130a of the present embodiment. In the following, in describing the configuration of the scanning medical probe 100, for convenience, the longitudinal direction of the scanning medical probe 100 is the Z direction, the two directions orthogonal to the Z direction and orthogonal to each other are the X direction, and Y Defined as direction. According to such a definition, for example, FIG. 3 is a cross-sectional view of the distal end portion 130 a in the YZ plane including the central axis AX of the scanning medical probe 100.

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。 The sheath 132 shown in FIG. 3 is a protective tube of the scanning medical probe 100 having flexibility. The sheath 132 has a shape extending from the distal end portion 130a to the optical connector portion 110, and protects various built-in components included in the scanning medical probe 100. The outer diameter of the sheath 132 is much smaller than the outer diameter of a conventional electronic scope because the scanning medical probe 100 is configured not to mount a solid-state imaging device or the like. Therefore, the scanning medical probe 100 achieves even lower invasiveness than a conventional electronic scope.

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の貫通穴に挿入され通されて片持ち梁の状態で支持されている。支持体１３４は、アクチュエータ１３６、１３８も支持している。アクチュエータ１３６、１３８は、圧電アクチュエータであり、圧電素子上の所定位置に電極が形成されている。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。各電線は、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又はＹ軸ドライバ２３６Ｙに接続される。 As shown in FIG. 3, a support 134 is supported inside the sheath 132. The tip 112c of the single mode fiber 112 is inserted into the through hole of the support 134 and is supported in a cantilever state. The support 134 also supports the actuators 136 and 138. The actuators 136 and 138 are piezoelectric actuators, and electrodes are formed at predetermined positions on the piezoelectric element. Each electrode has a terminal connected to an electric wire (not shown) housed in the electrical connector portion 120. Each electric wire is connected to the X-axis driver 236X or Y-axis driver 236Y of the processor 200 when the electric connector unit 120 and the electric connector unit 220 are connected.

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、フレームレートが通常レートであるとき、駆動制御信号に基づいて、交流電圧Ｘｍをアクチュエータ１３６に印加する。Ｙ軸ドライバ２３６Ｙは、フレームレートが通常レートであるとき、駆動制御信号に基づいて、交流電圧Ｘｍと同一周波数であって位相が直交する交流電圧Ｙｍをアクチュエータ１３８に印加する。なお、交流電圧Ｘｍ、Ｙｍはそれぞれ、振幅がリニアに増加して、時間（Ｘｍ）、（Ｙｍ）かけて実効値（Ｘｍ）、（Ｙｍ）に達する電圧として定義される。上記のｍは１より大きい自然数であり、次に説明される圧電アクチュエータの振動モードの次数にも対応する。 The system controller 240 outputs predetermined drive control signals to the driver circuits of the X-axis driver 236X and the Y-axis driver 236Y. The X-axis driver 236X applies the AC voltage Xm to the actuator 136 based on the drive control signal when the frame rate is the normal rate. When the frame rate is the normal rate, the Y-axis driver 236Y applies an AC voltage Ym having the same frequency as the AC voltage Xm and having a phase orthogonal to the actuator 138 based on the drive control signal. The AC voltages Xm and Ym are defined as voltages that increase in amplitude linearly and reach effective values (Xm) and (Ym) over time (Xm) and (Ym), respectively. The above m is a natural number larger than 1, and corresponds to the order of the vibration mode of the piezoelectric actuator described next.

アクチュエータ１３６、１３８はそれぞれ、交流電圧Ｘｍ、Ｙｍが印加されたときにＸ方向、Ｙ方向にｍ次の横振動モードで共振するように材料及び形状が選択され構成されている。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及び１３８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。）上において中心軸ＡＸを中心に渦巻状のパターン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（Ｘｍ）、（Ｙｍ）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。 The materials of the actuators 136 and 138 are selected and configured to resonate in the m-th order transverse vibration mode in the X direction and the Y direction when the AC voltages Xm and Ym are applied. The exit end 112b of the single mode fiber 112 is described as a surface that approximates the XY plane (hereinafter referred to as “XY approximate surface”) by combining the kinetic energy in the X and Y directions by the actuators 136 and 138. ) Rotate to draw a spiral pattern around the central axis AX. The rotation trajectory of the injection end 112b increases in proportion to the applied voltage, and draws a trajectory of a circle having the largest diameter when the AC voltage having the effective values (Xm) and (Ym) is applied.

シングルモードファイバ１１２の入射端１１２ａに入射された結合パルス光は、各アクチュエータ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（Ｘｍ）又は（Ｙｍ）に相当する期間）、射出端１１２ｂから射出され続ける。以下、説明の便宜上、この期間を「サンプリング期間」と記す。 The coupled pulsed light incident on the incident end 112a of the single mode fiber 112 is a period from the start of application of AC voltage to each actuator until the application is stopped (that is, a period corresponding to time (Xm) or (Ym)), Injection continues from the injection end 112b. Hereinafter, for convenience of explanation, this period is referred to as a “sampling period”.

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、各アクチュエータ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近似面上における射出端１１２ｂの円運動は徐々に減衰して、所定時間後に中心軸ＡＸ上で停止する。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が中心軸ＡＸ上に停止するまでの期間を「制動期間」と記す。一フレームに対応する期間は、サンプリング期間と制動期間で構成される。 The vibration of the distal end portion 112c of the single mode fiber 112 is gradually attenuated after the sampling period has elapsed, since the application of the AC voltage to each actuator is stopped. Along with this attenuation, the circular motion of the exit end 112b on the XY approximate plane gradually attenuates and stops on the central axis AX after a predetermined time. Hereinafter, for convenience of description, a period from when the sampling period ends to when the injection end 112b stops on the central axis AX is referred to as a “braking period”. A period corresponding to one frame includes a sampling period and a braking period.

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、結合パルス光は、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Ｓ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、結合パルス光は、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Ｓを形成する。 The distal end of the sheath 112 is sealed with a condenser lens 140. Therefore, although the combined pulse light is emitted from the exit end 112b of the single mode fiber 112 and once diverges, it is condensed by the condenser lens 140 to form a spot S on the observation target. The spot diameter is extremely small, for example, on the order of several microns. A collimating lens (not shown) may be attached to the exit end 112b. In this case, the combined pulse light is emitted as parallel light from the emission end 112 b and forms a spot S on the observation target via the condenser lens 140.

図５に、観察対象上に形成されるスポットＳを説明するための図を示す。走査型医療用プローブ１００は、一枚の画像を得るべく、一サンプリング期間中、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ＳをスポットＳ_１、Ｓ_２、Ｓ_３、・・・、Ｓ_ｎ−２、Ｓ_ｎ−１、Ｓ_ｎの順に形成する。各スポットＳ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。なお、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。 FIG. 5 is a diagram for explaining the spots S formed on the observation target. In order to obtain a single image, the scanning medical probe 100 divides n spots S into spots S ₁ , S ₂ , S ₃ ,... So as to draw a spiral pattern SP on the observation target during one sampling period. _·, formed in this order _{S n-2, S n-} 1, S n. The interval between the spots S is determined depending on the moving speed of the exit end 112b of the single mode fiber 112, the modulation frequency of each laser light source, and the like. The spiral pattern SP is a virtual scanning locus drawn on the assumption that continuous light is scanned on the observation target instead of pulsed light.

サンプリング期間中の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（軌跡）は、実験等を重ねた結果予め求められている。また、射出端１１２ｂの位置と、各位置で結合パルス光が射出された場合に観察対象上でスポットＳが形成されるであろう観察視野中の位置との関係も予め計算されている。更に、観察視野中のスポット形成位置と、各スポット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。 The position (trajectory) of the exit end 112b of the single mode fiber 112 on the XY approximate plane during the sampling period is obtained in advance as a result of repeated experiments. Further, the relationship between the position of the emission end 112b and the position in the observation field where the spot S is formed on the observation target when the combined pulse light is emitted at each position is also calculated in advance. Furthermore, the relationship between the spot formation position in the observation visual field and the pixel position when the reflected pulse light from each spot formation position is detected and imaged is calculated in advance. Based on the known information, the system controller 240 controls the X-axis driver 236X and the Y-axis driver 236Y (that is, controls the AC voltage applied to each actuator) and controls the drivers 232R, 232G, and 232B (that is, The modulation control of each laser light source during the sampling period) is repeated at a period corresponding to the frame rate.

観察対象上に形成された各結合パルス光のスポットＳは、観察対象上で反射されて集光レンズ１４０を介してシース１３２内部に入射される。ここで、図４に示されるように、支持体１３４の端面１３４ａには、円環状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４において図示省略するが、各検出用ファイバ１４２は支持体１３４の後方で束ねられており、光ファイババンドル１４２Ｂを構成している。 Each spot S of the combined pulsed light formed on the observation target is reflected on the observation target and is incident on the inside of the sheath 132 via the condenser lens 140. Here, as shown in FIG. 4, a plurality of through holes arranged in an annular shape are formed on the end surface 134 a of the support 134. A detection fiber 142 is embedded in each through hole. Although not shown in FIG. 4, the detection fibers 142 are bundled behind the support body 134 to constitute an optical fiber bundle 142B.

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。光ファイババンドル１４２Ｂの終端は、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プロセッサ２００の光分離器２３８と結合されている。 The reflected pulsed light returned to the inside of the sheath 132 is incident on the incident end 142 a of each detection fiber 142. The reflected pulsed light incident on the incident end 142a is propagated toward the end in the fiber bundle 142B (detection fiber 142). The end of the optical fiber bundle 142B is accommodated in the optical connector unit 110, and is coupled to the optical separator 238 of the processor 200 via a connecting portion between the optical connector unit 110 and the optical connector unit 210.

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、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。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。 The fiber bundle 142B is merely a bundle of about several tens (for example, 80) optical fibers. Therefore, the fiber bundle 142B has a much smaller diameter than a conventional electronic scope or an optical fiber bundle of a fiberscope (for example, an optical fiber bundle in which several hundred to thousands of optical fibers are bundled). In this embodiment, at least one detection fiber 142 is required. When the number of detection fibers 142 is one, the scanning medical probe 100 can be further reduced in diameter.

光分離器２３８は、光ファイババンドル１４２Ｂからの反射パルス光をＲ、Ｇ、Ｂ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」、「反射Ｂパルス光」と記す。）に分離して、光検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂに出力する。 The optical separator 238 converts the reflected pulsed light from the optical fiber bundle 142B into reflected pulsed light of each wavelength of R, G, B (hereinafter referred to as “reflected R pulsed light”, “reflected G pulsed light”, “reflected B pulsed light”). Are output to the photodetectors 250R, 250G, and 250B.

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２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂ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。 As described above, the combined pulse light is guided by the single single mode fiber 112 and irradiates the observation target. Therefore, the amount of reflected pulsed light reflected on the observation target is very small. In order to detect such weak light reliably and with low noise, high-sensitivity photodetectors such as photomultiplier tubes are employed for the photodetectors of the photodetectors 250R, 250G, and 250B.

光検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂ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２５２Ｒ、２５２Ｇ、２５２Ｂ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。 The photodetectors 250R, 250G, and 250B photoelectrically convert the received reflected pulse light of each wavelength to generate an analog signal and output the analog signal to a subsequent circuit. An analog signal corresponding to the reflected pulse light of each wavelength detected by each photodetector is sampled and held, and converted into a digital signal sequence by A / D converters 252R, 252G, and 252B. The converted digital signal sequence is input to a DSP (Digital Signal Processor) 254.

図６に、本実施形態のＤＳＰ２５４の構成をブロック図で示す。ＤＳＰ２５４は、図６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を持つ波形蓄積用メモリ２５４ａを有している。波形蓄積用メモリ２５４ａは、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇ、２５２Ｂ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。 FIG. 6 is a block diagram showing the configuration of the DSP 254 of this embodiment. As shown in FIG. 6, the DSP 254 includes a waveform storage memory 254a having regions 254aR, 254aG, and 254aB that are physically or logically separated for digital signal sequences corresponding to R, G, and B wavelengths. have. The waveform accumulation memory 254a latches each digital signal sequence from the A / D converters 252R, 252G, and 252B in each corresponding area. The digital signal sequence latched in each corresponding area is sequentially discarded after a predetermined time has elapsed in consideration of the capacity of the waveform storage memory 254a.

ＤＳＰ２５４は、図６に示されるように、画像情報生成回路２５４ｂを有している。画像情報生成回路２５４ｂは、上記の既知情報に基づいて作成された、結合パルス光のスポットＳ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Ｓ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。画像情報生成回路２５４ｂは、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における各波長に対応する信号を各画素アドレスの画像情報（すなわち、領域２５４ａＲの信号をＲ色の輝度値、領域２５４ａＧの信号をＧ色の輝度値、領域２５４ａＢの信号をＢ色の輝度値）として検出する。画像情報生成回路２５４ｂは、検出された各画素アドレスの画像情報を画像情報記憶メモリ２５４ｃに出力する。 As shown in FIG. 6, the DSP 254 includes an image information generation circuit 254 b. The image information generation circuit 254b is created based on the above known information, the position in the observation visual field where the spot S of the combined pulsed light is formed (the address of the pixel constituting the image according to another aspect), and A table in which the timing T at which the reflected pulsed light from each spot S is detected is held. The image information generation circuit 254b monitors the digital signal sequence latched in each corresponding region while referring to the above table, and outputs a signal corresponding to each wavelength at each timing T to image information of each pixel address (that is, the region 254aR). Are detected as an R-color luminance value, an area 254aG signal as a G-color luminance value, and an area 254aB signal as a B-color luminance value). The image information generation circuit 254b outputs the image information of each detected pixel address to the image information storage memory 254c.

図７を用いて、各タイミングＴにおいて検出された画像情報と画素アドレスとの関係を具体的に説明する。ここでは、説明の便宜上、最終的に生成される画像が１９×１９からなる画素配置で構成されるものとする。画像情報生成回路２５４ｂは、上記テーブルに基づいて、スポットＳ_１に対応するタイミングｔ_１における領域２５４ａＲ、２５４ａＧ、２５４ａＢの各領域の信号を検出する。画像情報生成回路２５４ｂは、検出された各領域の信号を画素アドレス（１０，１０）に関連付けて画像情報記憶メモリ２５４ｃに出力する。以降のスポットＳ_２、Ｓ_３・・・に対応するタイミングＴ_２、Ｔ_３・・・における各領域の信号も順次検出して、画素アドレス（９，９）、（９，１１）・・・に関連付けて画像情報記憶メモリ２５４ｃに順次出力する。 The relationship between the image information detected at each timing T and the pixel address will be specifically described with reference to FIG. Here, for convenience of explanation, it is assumed that the finally generated image is composed of a 19 × 19 pixel arrangement. Image information generation circuit 254b on the basis of the above table, region at the timing _{t 1} corresponding to the spot _{S 1 254aR, 254aG,} detecting the signal of each region 254AB. The image information generation circuit 254b associates the detected signal of each area with the pixel address (10, 10) and outputs it to the image information storage memory 254c. Signals in the respective areas at timings T ₂ , T ₃ ... Corresponding to the subsequent spots S ₂ , S _3. Are sequentially output to the image information storage memory 254c.

画像情報記憶メモリ２５４ｃには、画像情報生成回路２５４ｂからの画像情報が順次書き込まれる。画像情報を有さない画素アドレスに関しては、画像情報生成回路２５４ｂが例えば所定のマスキングデータを生成して画像情報記憶メモリ２５４ｃに出力して書き込む。画像情報記憶メモリ２５４ｃはフレームバッファであり、画像情報生成回路２５４ｂ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（全画素）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２５４ｄ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、画像情報記憶メモリ２５４ｃにバッファリングされた画像情報を読み出して、映像信号出力回路２５６に出力する。 The image information from the image information generation circuit 254b is sequentially written in the image information storage memory 254c. For pixel addresses that do not have image information, the image information generation circuit 254b generates, for example, predetermined masking data, and outputs the masking data to the image information storage memory 254c for writing. Image information storage memory 254c is a frame buffer, buffering the image information of one frame (all pixels) corresponding to the spot S ₁ to S _n which is generated by the image information generating circuit 254b. The image information reading circuit 254d reads the image information buffered in the image information storage memory 254c according to the timing control by the system controller 240, and outputs it to the video signal output circuit 256.

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。 The video signal output circuit 256 converts the input image information into a video signal conforming to a predetermined standard and outputs the video signal to the monitor 300. As a result, a color image to be observed consisting of R color, G color, and B color is displayed on the monitor 300.

ＤＳＰ２５４は、モニタ３００に表示される画像を適正な明るさにするため、システムコントローラ２４０と連携動作して、図８に示される通常調光処理を撮影期間中継続的に実行している。なお、以降の本明細書中の説明並びに図面において、処理ステップは「Ｓ」と省略して記す。 The DSP 254 operates in cooperation with the system controller 240 in order to make the image displayed on the monitor 300 have an appropriate brightness, and continuously performs the normal light control processing shown in FIG. 8 during the photographing period. In the following description and drawings in this specification, the processing step is abbreviated as “S”.

前述のように、画像情報記憶メモリ２５４ｃには、画像情報生成回路２５４ｂからの画像情報が順次書き込まれる（Ｓ１）。画像情報記憶メモリ２５４ｃは、書き込まれた画像情報のうち各画素に対応するＧ色の輝度値を検出して、ヒストグラム処理回路２５４ｅに順次出力して保持させる（Ｓ２）。Ｓ１及びＳ２の処理は、全画素のＧ色の輝度値がヒストグラム処理回路２５４ｅに出力され保持されるまで繰り返し実行される（Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３：ＮＯ）。 As described above, the image information from the image information generation circuit 254b is sequentially written in the image information storage memory 254c (S1). The image information storage memory 254c detects a G-color luminance value corresponding to each pixel in the written image information, and sequentially outputs and holds the value to the histogram processing circuit 254e (S2). The processing of S1 and S2 is repeatedly executed until the G-color luminance values of all the pixels are output to the histogram processing circuit 254e and held (S1, S2, S3: NO).

全画素のＧ色の輝度値がヒストグラム処理回路２５４ｅに出力され保持されると（Ｓ３：ＹＥＳ）、次いで、Ｓ４の処理が実行される。すなわち、Ｓ４の処理においてヒストグラム処理回路２５４ｅは、全画素のＧ色の輝度値を用いてヒストグラム処理を行う。ヒストグラム処理回路２５４ｅは、生成されたヒストグラムデータを用いて画面全域の輝度を平均化して、実測輝度値として第一調光回路２５４ｆに出力する。なお、実測輝度値を計算する際の測光方式は、画面全域の輝度を平均化する方式に限らず、分割測光方式や中央重点測光方式、スポット測光方式等の他の方式を採用してもよい。測光範囲は、例えば操作パネル２６０上のＧＵＩ（Graphical User Interface）等により設定可能である。また、実測輝度値の計算に利用する輝度値は、Ｇ色以外の色の輝度値としてもよく、或いは複数の色の輝度値としてもよい。 When the G-color luminance values of all the pixels are output and held in the histogram processing circuit 254e (S3: YES), the process of S4 is then executed. That is, in the process of S4, the histogram processing circuit 254e performs the histogram process using the G color luminance values of all the pixels. The histogram processing circuit 254e averages the luminance of the entire screen using the generated histogram data, and outputs the averaged luminance value to the first dimming circuit 254f as an actually measured luminance value. Note that the photometry method for calculating the measured luminance value is not limited to the method of averaging the luminance of the entire screen, and other methods such as a division photometry method, a center-weighted photometry method, and a spot photometry method may be adopted. . The photometric range can be set by, for example, a GUI (Graphical User Interface) on the operation panel 260. Further, the luminance value used for calculation of the actually measured luminance value may be a luminance value of a color other than the G color, or may be a luminance value of a plurality of colors.

第一調光回路２５４ｆは、被写体像の基準となる明るさを示す目標輝度値を保持している。Ｓ５の処理において第一調光回路２５４ｆは、ヒストグラム処理回路２５４ｅからの実測輝度値を目標輝度値と比較して差分を計算する。第一調光回路２５４ｆは、計算された差分に基づいて所定の輝度補正値を生成して、システムコントローラ２４０に出力する。なお、目標輝度値は、操作パネル２６０で設定されている設定輝度値に応じて変更される。システムコントローラ２４０は、第一調光回路２５４ｆからの輝度補正値に基づいて変調制御信号を補正する。システムコントローラ２４０は、補正された変調制御信号をドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂの各ドライバ回路に出力する。レーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂの各レーザ光源は、補正後の変調制御信号に基づくドライバ回路による変調制御により、被写体像の明るさ（実測輝度値）が目標輝度値に収束するように調節された強度のパルス光を発振する。その結果、モニタ３００に表示される画像の明るさは、大凡、ダイナミックレンジに収まる適正な明るさに収束する。 The first dimming circuit 254f holds a target luminance value indicating the brightness that serves as a reference for the subject image. In the process of S5, the first dimming circuit 254f calculates the difference by comparing the actually measured luminance value from the histogram processing circuit 254e with the target luminance value. The first dimming circuit 254f generates a predetermined luminance correction value based on the calculated difference, and outputs it to the system controller 240. The target brightness value is changed according to the set brightness value set on the operation panel 260. The system controller 240 corrects the modulation control signal based on the brightness correction value from the first dimming circuit 254f. The system controller 240 outputs the corrected modulation control signal to each driver circuit of the drivers 232R, 232G, and 232B. Each of the laser light sources 230R, 230G, and 230B was adjusted so that the brightness (measured luminance value) of the subject image converged to the target luminance value by modulation control by the driver circuit based on the corrected modulation control signal. Oscillates intense pulsed light. As a result, the brightness of the image displayed on the monitor 300 converges to an appropriate brightness within the dynamic range.

しかし、上記の通常調光処理を行っているにも拘わらず、撮影状況によってはハレーションが観察視野の一部に現れて階調が失われ、白飛びが発生することがある。また、観察視野中に結合パルス光が照射され難く暗部になり易い部位がある場合には、当該部位に対応する画素で階調が失われて黒潰れが発生することがある。特に、本実施形態のように光検出器の感度高くダイナミックレンジが狭い場合には、白飛びや黒潰れが比較的発生し易い。そこで、医療用観察システム１は、観察視野中の一部の領域に散発的に現れる白飛びや黒潰れの発生を抑制して（つまり、ダイナミックレンジに収めて）、画像が適正な明るさでかつ正常に再現されるように、図９に示される画素単位調光処理を実行する。 However, in spite of performing the above-described normal light control processing, halation may appear in a part of the observation field depending on the photographing condition, and the gradation may be lost, and whiteout may occur. In addition, when there is a portion that is difficult to be irradiated with the combined pulsed light and easily becomes a dark portion in the observation visual field, the gradation corresponding to the portion may be lost and blackout may occur. In particular, when the sensitivity of the photodetector is high and the dynamic range is narrow as in this embodiment, whiteout and blackout are relatively likely to occur. Therefore, the medical observation system 1 suppresses the occurrence of whiteout and blackout that appear sporadically in a part of the observation field (that is, within the dynamic range), and the image has an appropriate brightness. In addition, the pixel-unit dimming process shown in FIG. 9 is executed so as to reproduce normally.

本実施形態の画素単位調光処理は、例えば静止画を撮影するときに割り込み処理として実行される処理であって、操作パネル２６０によるフリーズ操作をトリガーとして実行開始される。なお、画素単位調光処理は、動画撮影時に随時実行されてもよい。かかる場合、画素単位調光処理は、図８に示される通常調光処理と並列に実行されてもよく、又は単独で実行されてもよい。 The pixel-unit dimming process according to the present embodiment is a process that is executed as an interrupt process when, for example, a still image is shot, and starts to be triggered by a freeze operation by the operation panel 260. The pixel unit dimming process may be executed at any time during moving image shooting. In such a case, the pixel unit dimming process may be executed in parallel with the normal dimming process shown in FIG. 8, or may be executed alone.

画像情報記憶メモリ２５４ｃは、図９に示されるように、書き込まれた画像情報のうち各画素に対応するＧ色の輝度値を検出して、第二調光回路２５４ｇに順次出力する（Ｓ１１）。第二調光回路２５４ｇは、例えば第一調光回路２５４ｆと同一の目標輝度値を保持している。 As shown in FIG. 9, the image information storage memory 254c detects the luminance value of G color corresponding to each pixel in the written image information, and sequentially outputs it to the second dimming circuit 254g (S11). . For example, the second dimming circuit 254g holds the same target luminance value as that of the first dimming circuit 254f.

Ｓ１２の処理において第二調光回路２５４ｇは、入力されたＧ色の輝度値を画素毎に目標輝度値と比較して差分値を計算する。第二調光回路２５４ｇは、計算された画素の差分値に基づいて、該画素に対応する部位上での結合パルス光の照射時間を計算して決定し、決定された照射時間に適した該部位上での結合パルス光の走査速度を計算する。第二調光回路２５４ｇは、計算結果に基づいて、該部位（画素）に対応する照射時間、走査速度の各補正値を生成して補正値記憶メモリ２７０に順次出力し記憶させる。Ｓ１１及びＳ１２の処理は、全ての画素に対応する補正値が補正値記憶メモリ２７０に出力され記憶されるまで繰り返し実行される（Ｓ１１、Ｓ１２、Ｓ１３：ＮＯ）。全ての画素に対応する補正値が補正値記憶メモリ２７０に出力され記憶されると（Ｓ１３：ＹＥＳ）、システムコントローラ２４０は、補正値記憶メモリ２７０にアクセスして、各画素に対応する照射時間、走査速度の各補正値を読み出す（Ｓ１４）。 In the processing of S12, the second dimming circuit 254g compares the input G color luminance value with the target luminance value for each pixel, and calculates a difference value. Based on the calculated difference value of the pixel, the second dimming circuit 254g calculates and determines the irradiation time of the combined pulse light on the part corresponding to the pixel, and the second dimming circuit 254g is suitable for the determined irradiation time. The scanning speed of the combined pulse light on the region is calculated. Based on the calculation result, the second dimming circuit 254g generates irradiation time and scanning speed correction values corresponding to the region (pixel), and sequentially outputs and stores them in the correction value storage memory 270. The processes of S11 and S12 are repeatedly executed until the correction values corresponding to all the pixels are output and stored in the correction value storage memory 270 (S11, S12, S13: NO). When the correction values corresponding to all the pixels are output and stored in the correction value storage memory 270 (S13: YES), the system controller 240 accesses the correction value storage memory 270, and the irradiation time corresponding to each pixel, Each correction value of the scanning speed is read (S14).

Ｓ１５の処理においてシステムコントローラ２４０は、補正値記憶メモリ２７０から読み出された各画素に対応する照射時間の補正値に基づいて変調制御信号を補正する。各レーザ光源は、補正後の変調制御信号に従って変調されて、結合パルス光のパルス幅が画素単位でコントロールされる。システムコントローラ２４０は、更に、補正値記憶メモリ２７０から読み出された各画素に対応する走査速度の補正値に基づいて駆動制御信号を補正する。アクチュエータ１３６及び１３８は、補正後の駆動制御信号に従って交流電圧が印加されて、横振動モードの次数が画素単位でコントロールされる。 In the process of S15, the system controller 240 corrects the modulation control signal based on the irradiation time correction value corresponding to each pixel read from the correction value storage memory 270. Each laser light source is modulated according to the corrected modulation control signal, and the pulse width of the combined pulsed light is controlled in units of pixels. The system controller 240 further corrects the drive control signal based on the correction value of the scanning speed corresponding to each pixel read from the correction value storage memory 270. The AC voltage is applied to the actuators 136 and 138 in accordance with the corrected drive control signal, and the order of the transverse vibration mode is controlled in units of pixels.

アクチュエータ１３６及び１３８は、例えば明部の画素（例えば白飛びした画素）に対応するタイミングにおいてｍ＋１次以上の次数の横振動モードで共振されて、該画素に対応する部位上での結合パルス光の走査速度を高速化させる。高速化された走査速度の結合パルス光は、該走査速度に適した時間（通常時（ｍ次の横振動モードによる共振時）より短い時間）該部位に照射される。該部位への照射時間が短くなり、反射パルス光の光量が減少するため、該画素の輝度値が低下して目標輝度値に近付くこととなる。アクチュエータ１３６及び１３８は、例えば暗部の画素（例えば黒く潰れた画素）に対応するタイミングにおいてｍ−１次以下の次数の横振動モードで共振されて、該画素に対応する部位上での結合パルス光の走査速度を低速化させる。低速化された走査速度の結合パルス光は、該走査速度に適した時間（通常時より長い時間）該部位に照射される。該部位への照射時間が長くなり、反射パルス光の光量が増加するため、該画素の輝度値が増加して目標輝度値に近付くこととなる。 For example, the actuators 136 and 138 are resonated in the transverse vibration mode of the order of m + 1 order or higher at a timing corresponding to, for example, a bright pixel (for example, an overexposed pixel), and the coupled pulsed light on the part corresponding to the pixel is transmitted. Increase the scanning speed. The combined pulsed light with the increased scanning speed is applied to the part at a time suitable for the scanning speed (a time shorter than normal time (during resonance in the mth-order transverse vibration mode)). Since the irradiation time to the part is shortened and the amount of reflected pulse light is reduced, the luminance value of the pixel is lowered and approaches the target luminance value. For example, the actuators 136 and 138 are resonated in the transverse vibration mode of the order of (m−1) th order or less at a timing corresponding to a pixel in a dark portion (for example, a pixel crushed in black), and coupled pulsed light on a portion corresponding to the pixel. The scanning speed is reduced. The combined pulsed light having the reduced scanning speed is irradiated to the part for a time suitable for the scanning speed (a time longer than normal time). Since the irradiation time to the part becomes longer and the amount of reflected pulse light increases, the luminance value of the pixel increases and approaches the target luminance value.

各レーザ光源から発振されるレーザ光が連続光である場合、システムコントローラ２４０は、各レーザ光源に出力される変調制御信号を補正する必要が無い。かかる場合、Ｓ１２の処理において第二調光回路２５４ｇは、計算された画素の差分値に基づいて、該画素に対応する部位上での連続光の照射時間を計算して決定し、決定された照射時間に適した走査速度を計算する。第二調光回路２５４ｇは、計算結果に基づいて、該部位（画素）に対応する走査速度の補正値を生成して補正値記憶メモリ２７０に順次出力し記憶させる。Ｓ１５の処理においてシステムコントローラ２４０は、補正値記憶メモリ２７０に記憶された走査速度の補正値に基づいて駆動制御信号を補正することにより、連続光の走査速度（照射時間）を画素単位でコントロールして各画素の輝度値を適正な値に調節する。なお、ここでのＳ１１、Ｓ１３、Ｓ１４の処理の説明は、パルス光の場合のＳ１１、Ｓ１３、Ｓ１４の処理の説明と重複するため省略している。 When the laser light oscillated from each laser light source is continuous light, the system controller 240 does not need to correct the modulation control signal output to each laser light source. In such a case, in the process of S12, the second dimming circuit 254g calculates and determines the continuous light irradiation time on the part corresponding to the pixel based on the calculated difference value of the pixel, and is determined. The scanning speed suitable for the irradiation time is calculated. The second dimming circuit 254g generates a correction value of the scanning speed corresponding to the portion (pixel) based on the calculation result, and sequentially outputs and stores the correction value in the correction value storage memory 270. In the process of S15, the system controller 240 controls the scanning speed (irradiation time) of continuous light in units of pixels by correcting the drive control signal based on the correction value of the scanning speed stored in the correction value storage memory 270. Adjust the luminance value of each pixel to an appropriate value. Note that the description of the processing of S11, S13, and S14 here is omitted because it overlaps with the description of the processing of S11, S13, and S14 in the case of pulsed light.

システムコントローラ２４０は、全ての画素に対応する部位に結合パルス光が照射された時点で各アクチュエータへの交流電圧の印加を停止するように構成されている。具体的には、システムコントローラ２４０は、照射時間及び走査速度の補正値に基づいて全ての画素に対応する部位への結合パルス光の合計走査時間を計算し、計算結果を元にサンプリング期間を算出する。システムコントローラ２４０は、算出されたサンプリング期間に基づいてフレームレートを計算して再設定する。システムコントローラ２４０は、各レーザ光源及び各ドライバ回路の制御と並行に、プロセッサ２００の各種回路を再設定されたフレームレートに対応したタイミングで制御して、静止画像を生成する。静止画撮影後は、画素単位調光処理が終了して照射時間、走査速度、フレームレート共に通常の設定に復帰する。 The system controller 240 is configured to stop the application of the alternating voltage to each actuator at the time when the combined pulse light is irradiated to the portions corresponding to all the pixels. Specifically, the system controller 240 calculates the total scanning time of the combined pulsed light to the parts corresponding to all the pixels based on the irradiation time and the correction value of the scanning speed, and calculates the sampling period based on the calculation result. To do. The system controller 240 calculates and resets the frame rate based on the calculated sampling period. In parallel with the control of each laser light source and each driver circuit, the system controller 240 controls various circuits of the processor 200 at a timing corresponding to the reset frame rate to generate a still image. After the still image shooting, the pixel unit dimming process is completed, and the irradiation time, scanning speed, and frame rate are all restored to normal settings.

なお、システムコントローラ２４０は、照射時間及び走査速度の補正前後で解像度や画素配置が変化するのを避けるため、常に、各スポットＳが観察対象上に線速度一定又は角速度一定で形成されるように各レーザ光源によるパルス光の発振タイミングをＣＬＶ（Constant Linear Velocity）制御又はＣＡＶ（Constant Angular Velocity）制御する。 Note that the system controller 240 always ensures that each spot S is formed on the observation target at a constant linear velocity or a constant angular velocity in order to avoid changes in resolution and pixel arrangement before and after correction of the irradiation time and scanning velocity. CLV (Constant Linear Velocity) control or CAV (Constant Angular Velocity) control is performed on the oscillation timing of pulsed light from each laser light source.

図１０（ａ）〜（ｃ）を参照して、画素単位調光処理の具体例に説明する。図１０（ａ）〜（ｃ）の各図の縦軸は、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Ｘ方向又はＹ方向の振幅（単位：ｍｍ）を示し、横軸は、時間（単位：ｓｅｃ）を示す。振幅は、射出端１１２ｂが中心軸ＡＸ上に位置するときを０とする。各図中、振幅が増大する期間がサンプリング期間であり、振幅が減衰する期間が制動期間である。図１０（ａ）は、フレームレートが通常レートであって各アクチュエータの横振動モードがｍ次であるときの射出端１１２ｂの振幅と時間との関係を示している。 A specific example of the pixel unit dimming process will be described with reference to FIGS. 10A to 10C, the vertical axis represents the amplitude (unit: mm) in the X direction or Y direction of the exit end 112b of the single mode fiber 112 on the XY approximate plane, and the horizontal axis represents Indicates time (unit: sec). The amplitude is 0 when the exit end 112b is located on the central axis AX. In each figure, the period during which the amplitude increases is the sampling period, and the period during which the amplitude decays is the braking period. FIG. 10A shows the relationship between the amplitude of the injection end 112b and time when the frame rate is the normal rate and the transverse vibration mode of each actuator is the mth order.

例えば画像の明るさが画面全域に亘って暗い場合を考える（図１０（ｂ）の例）。かかる場合、アクチュエータ１３６及び１３８は、サンプリング期間中継続してｍ−１の次数の横振動モードで共振されて、結合パルス光の走査速度を低速化させる。低速化された走査速度の結合パルス光は、該走査速度に適した時間（通常時より長い時間）該部位に照射される。サンプリング期間が延びてフレームレートが低速化するものの、反射パルス光の光量が観察視野全域で増加するため、全ての画素の輝度値が増加して画面全体が明るくなる。 For example, consider a case where the brightness of the image is dark over the entire screen (example in FIG. 10B). In such a case, the actuators 136 and 138 are continuously resonated in the transverse vibration mode of the order of m−1 during the sampling period, thereby reducing the scanning speed of the combined pulse light. The combined pulsed light having the reduced scanning speed is irradiated to the part for a time suitable for the scanning speed (a time longer than normal time). Although the sampling period is extended and the frame rate is reduced, the amount of reflected pulse light increases in the entire observation visual field, so that the luminance values of all the pixels increase and the entire screen becomes bright.

次に、画面中央部が暗く（例えば黒く潰れて）かつ画面周辺部が明るい（例えば白飛びした）画像を補正する場合を考える（図１０（ｃ）の例）。かかる場合、アクチュエータ１３６及び１３８は、画面中央部に対応するサンプリング期間ｓｔ_１中ｍ−１の次数の横振動モードで共振されて、結合パルス光の走査速度を低速化させる。画面周辺部に対応するサンプリング期間ｓｔ_２中は、ｍ＋１の次数の横振動モードで共振されて、結合パルス光の走査速度を高速化させる。画面中央部の画素に対応する部位は、低速化された走査速度で通常時より長い時間照射される。画面周辺部の画素に対応する部位は、高速化された走査速度で通常時より短い時間照射される。そのため、画面中央部の輝度が増加すると共に画面周辺部の輝度が低減されて、画面全体の明るさが適正な明るさに近付く。 Next, consider a case where an image in which the center of the screen is dark (for example, it is crushed black) and the periphery of the screen is bright (for example, whiteout) is corrected (example in FIG. 10C). In such a case, the actuators 136 and 138 are resonated in the transverse vibration mode of order m−1 during the sampling period st ₁ corresponding to the center of the screen, and the scanning speed of the combined pulse light is reduced. In the sampling period st ₂ corresponding to the screen periphery, is resonated in order transverse vibration mode of the m + 1, thereby speeding the scanning speed of the coupling pulse light. The part corresponding to the pixel in the center of the screen is irradiated for a longer time than usual at a reduced scanning speed. Sites corresponding to the pixels in the periphery of the screen are irradiated for a shorter time than usual at a higher scanning speed. For this reason, the brightness at the center of the screen increases and the brightness at the periphery of the screen decreases, so that the brightness of the entire screen approaches the appropriate brightness.

このように、本実施形態の画素単位調光処理によれば、画面全体の明るさを一様に調節する通常調光処理と異なり、輝度値の調節が画素単位で行われる。そのため、観察視野の一部に発生する白飛びや黒潰れを良好に除去して全画素をダイナミックレンジに収めることができ、画像再現性が向上する。本実施形態のように光検出器の感度高くダイナミックレンジが狭い場合にも、全画素の輝度値がダイナミックレンジに容易に収まる。 As described above, according to the pixel unit dimming process of the present embodiment, unlike the normal dimming process in which the brightness of the entire screen is uniformly adjusted, the luminance value is adjusted in units of pixels. For this reason, it is possible to satisfactorily remove whiteout and blackout that occur in a part of the observation field, and to fit all pixels in the dynamic range, thereby improving image reproducibility. Even when the sensitivity of the photodetector is high and the dynamic range is narrow as in the present embodiment, the luminance values of all the pixels are easily within the dynamic range.

ところで、走査速度を画素単位で補正して全ての画素の輝度値を目標輝度値に収束させた場合は、撮影画像の濃淡が失われて平面的になり、観察対象を正常に再現した画像にはならない。そこで、照射時間、走査速度の各補正値（つまり、輝度値の補正量）に制限を設けて、輝度値調節後の画像に濃淡を積極的に残存させるようにしてもよい。例えば暗部の画素（例えば黒く潰れた画素や目標輝度値に対して著しく暗い画素等）は、ダイナミックレンジに収まるものの目標輝度値に対して依然として暗いままであるように補正量を制限する。明部の画素（例えば白飛びした画素や目標輝度値に対して著しく明るい画素等）も、ダイナミックレンジに収まるものの目標輝度値に対して依然として明るいままであるように補正量を制限する。 By the way, when the scanning speed is corrected in units of pixels and the luminance values of all the pixels are converged to the target luminance value, the contrast of the photographed image is lost and the image becomes flat and the image to be observed is reproduced normally. Must not. In view of this, it is also possible to limit the correction values of irradiation time and scanning speed (that is, the correction amount of the luminance value) so as to positively leave the shading in the image after adjusting the luminance value. For example, the correction amount is limited so that pixels in the dark part (for example, pixels that are crushed in black or pixels that are extremely dark with respect to the target luminance value) fall within the dynamic range but remain dark with respect to the target luminance value. The correction amount is limited so that pixels in bright portions (for example, overexposed pixels or pixels that are significantly brighter than the target luminance value) remain within the dynamic range but remain brighter than the target luminance value.

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。例えば図９の画素単位調光処理を実行して、走査速度を補正し結合パルス光の照射時間を減少又は増加させても依然として白飛びや黒潰れが解消されないことがあり得る。かかる場合、これらの補正に併せて、更に、結合パルス光の強度を画素単位でコントロールする方法が考えられる。すなわち、システムコントローラ２４０は、白飛びや黒潰れが発生したダイナミックレンジ外の画素に対応するタイミングでは所定強度より低強度又は高強度の結合パルス光を照射させて、それ以外のタイミングでは所定強度の結合パルス光を照射させる。これにより、白飛びや黒潰れが発生していた画素をダイナミックレンジに収めることができ、画像再現性が向上する。 The above is the description of the embodiment of the present invention. The present invention is not limited to the above-described configuration, and various modifications can be made within the scope of the technical idea of the present invention. For example, even if the pixel unit dimming process of FIG. 9 is executed to correct the scanning speed and reduce or increase the irradiation time of the combined pulse light, whiteout or blackout may still not be eliminated. In such a case, in addition to these corrections, a method of controlling the intensity of the combined pulsed light in units of pixels can be considered. That is, the system controller 240 irradiates the combined pulsed light having a lower or higher intensity than the predetermined intensity at the timing corresponding to the pixel outside the dynamic range in which whiteout or blackout occurs, and the predetermined intensity at other timings. Irradiate the combined pulsed light. As a result, pixels in which whiteout or blackout has occurred can be accommodated in the dynamic range, and image reproducibility is improved.

１医療用観察システム
１００走査型医療用プローブ
２００プロセッサ
２４０システムコントローラ
２５４ＤＳＰ
２５４ｅヒストグラム処理回路
２５４ｆ第一調光回路
２５４ｇ第二調光回路
３００モニタ 1 Medical Observation System 100 Scanning Medical Probe 200 Processor 240 System Controller 254 DSP
254e Histogram processing circuit 254f First dimming circuit 254g Second dimming circuit 300 Monitor

Claims

A light source that emits predetermined light;
Scanning means for scanning the emitted light on the object;
Image signal detecting means for detecting an image signal by receiving reflected light of the scanned light;
Pixel arrangement determining means for determining a pixel arrangement of image information represented by each image signal based on the detection timing of the image signal;
Image creating means for spatially arranging the image information according to the determined pixel arrangement to create an image;
A luminance value detecting means for detecting a luminance value of an image signal detected at a timing corresponding to each of the pixels;
An irradiation time determining means for determining an irradiation time of the light to a part on the object corresponding to each pixel based on the detected luminance value;
Scanning speed control means for controlling the scanning speed of the light by the scanning means in units corresponding to the pixels based on the determined irradiation time for each region;
A medical observation system characterized by comprising:

The medical observation system according to claim 1, further comprising image creation rate setting means for setting a rate for creating the image based on the irradiation time and the scanning time corresponding to all the pixels. .

The scanning means includes
An optical fiber for transmitting the light toward the object;
A piezoelectric actuator that vibrates the optical fiber so that the exit end of the optical fiber draws a predetermined trajectory;
Have
The scanning speed control unit controls the vibration mode of the piezoelectric actuator in units corresponding to the pixels based on the irradiation time for each region. The medical observation system according to Item.

A difference value calculating means for calculating a difference value between the brightness value detected by the brightness value detecting means and a predetermined reference value;
The medical observation system according to any one of claims 1 to 3, wherein the irradiation time determination unit determines the irradiation time based on the calculated difference value.

The medical observation system according to claim 4, further comprising reference value setting means for setting the reference value.

At the timing when the light is emitted toward a portion corresponding to a pixel whose luminance value detected by the luminance value detecting unit takes a value outside a predetermined range, the intensity of the light is stronger or weaker than a specified intensity. The medical observation system according to any one of claims 1 to 5, further comprising light source control means for driving and controlling the light source.