JP5776501B2 - プローブシステム - Google Patents

Description

本発明は、生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブに関する。

電子内視鏡による体内管腔の観察・診断は、現在広く普及している診断方法である。この診断方法は、体内組織を直接観察するため、病変部を切除する必要がなく、被験者の負担が小さいという利点を有する。一方で、このように体内管腔を直接観察する方法は、生検後の病理検査に比べて確度や精度が低いと考えられており、撮像画質の向上の努力が継続的に行われている。
また、最近ではいわゆるビデオスコープ以外に、様々な光学原理を活用した診断装置や、超音波診断装置といったものが提案され、一部は実用化されている。これらの分野でも、その診断確度の改善のために、新しい測定原理を導入したり、複数の測定原理を組み合わせたりすることが行われている。
特に、組織から放射される蛍光や組織に塗布された蛍光物質からの蛍光を観察、測定することで、単に組織の画像を見るだけでは得られない情報を得られることが知られている。蛍光画像を取得し、通常の可視画像にオーバーラップさせて表示するといった蛍光画像内視鏡システムも提案されている。このようなシステムは、悪性腫瘍の早期発見につながるため、非常に期待されている。
また、蛍光画像を構成せずとも、蛍光の強度情報を取得することで組織の状態を判断する方法も知られている。このような方法においては、電子内視鏡に搭載されている撮像素子を使用せずに蛍光を取得するものもある。

このような蛍光診断をするための診断子、すなわちプローブは、内視鏡の鉗子チャネル経由で体内に至るもの、あるいは内視鏡と一体になっているものなどがある（なお、鉗子チャネルとは、鉗子や捕捉ネットなどの処置具を通す、トンネル状の経路のこと。作業チャネル、挿通チャネルなどともいう。さらにチャネルをチャンネルと表記することもある）。特許文献１に記載の蛍光観察用のプローブにあっては、内視鏡の鉗子チャネルに挿入されることで体内に挿入される。

特開２００５−３０５１８２号公報 特許第４５８８３２４号公報

しかし、以上の従来技術にあってもさらに次のような問題があった。
受光系として内視鏡システムの撮像系を使用するなど、測定システムの一部を内視鏡に依存すると、組み合わされる内視鏡ごとに調整を必要とするため煩雑となり、測定精度や診断確度を確保できないおそれがある。多様な光学測定を行うことで診断確度を向上することが望めるが、異なる光学原理の測定を異なるプローブで対応する場合は、異なる種類のプローブに交換して測定を行うことが必要となるため煩雑であり検査時間の増加、被験者の負担の増加が懸念される。また、同一のプローブが多様な光学測定に対応することで汎用性が向上する。
したがって、プローブは、蛍光測定に限らず、反射光の測定など、多様な光学測定を同一のプローブで単独で行えるものが好ましい。
多様な光学測定を行う上で必要な点に、照射光と測定光の波長が同じ場合（弾性過程）と、照射光と測定光のエネルギーが異なる場合（非弾性過程）の両方に対応していることが挙げられる。反射光測定は前者に蛍光測定は後者に相当する。
特許文献１に記載のプローブは、励起光と蛍光の導光を同一の光ファイバーで行っており、ダイクロイックミラーで励起光と蛍光を波長分離する。特許文献２に記載のプローブは、先端部に配置されたフィルタにより励起光と測定光とを波長分離する。
しかし、特許文献１、２ともに、励起光と測定光が同じ波長の場合、一旦光ファイバーに両者の光が入射してしまうと、各々の分離が困難になる。
したがって、特許文献１，２に記載のプローブは、非弾性過程に対応するものの、弾性過程には対応できない。
弾性過程の典型として反射光測定の場合は、生体組織からの反射される生体組織由来の反射光を測定対象とする。したがって、反射光測定にあたっては、生体組織由来の反射光と、プローブ内の光学素子等から反射されるプローブ内部由来の反射光とを区別する必要がある。

かかる問題を解決するために、一般的には、プローブ内部由来の反射光量を事前に測定しておき、生体組織を対象として測定した反射光量から、事前に得られているプローブ内部由来の反射光量を除去する方法が用いられている。
しかし、この方法によれば、事前にプローブ内部由来の反射光量を測定する手間がかかり煩雑となる。
また、光源装置の経時劣化等を要因として、プローブ内部由来の反射光が事前に測定した時と、生体組織を対象として測定した時とで変化することがある。これに対処するために、頻繁に事前測定を行わなければならず、使用に際してさらに煩雑さを増す。しかしながら、このような対処を行っても、まさに生体組織を対象として反射光を測定する時と同時にプローブ内部由来の反射光を測定することはできないという問題がある。

本発明は以上の従来技術における問題に鑑みてなされたものであって、プローブにより生体組織を対象として反射光を測定する時にプローブ内部由来の反射光を測定可能して、事前にプローブ内部由来の反射光特性を測定する煩雑さを解消するとともに、プローブ内部由来の反射光の影響を軽減して精度良く測定することを課題とする。

以上の課題を解決するための請求項１記載の発明は、生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブと、演算装置とを備えたプローブシステムにおいて、
前記プローブは、
前記照射光を導光するための第１の光ファイバー系と、
前記プローブの先端部に設けられ、前記第１の光ファイバー系から出射した前記照射光が照射され、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、
前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための第２の光ファイバー系と、
前記集光レンズ系で反射された反射光を受光して導光するための第３の光ファイバー系と、を備え、
前記集光レンズ系の光軸を中心にした前記第１の光ファイバー系の出射端の中心の対称点に前記第３の光ファイバー系の受光端が配置され、
前記演算装置は、
前記第２の光ファイバー系により導光された光のスペクトル情報から、前記第３の光ファイバー系により導光された光のスペクトル情報に基づき、前記反射光の寄与を除去するプローブシステムである。

請求項２記載の発明は、前記第２の光ファイバー系により導光された光のスペクトル強度のデータ列をベクトルＳとし、
前記第３の光ファイバー系により導光された光のスペクトル強度のデータ列をベクトルｇとして、
前記演算装置は、Ｓのうちｇと直交する成分を取得することで、前記反射光の寄与が除去された生体組織由来の前記測定光のスペクトル情報を得ることを特徴とする請求項１に記載のプローブシステムである。

集光レンズ系が正のパワーを有する場合、集光レンズ系の光軸を中心にした第１の光ファイバー系の出射端の中心の対称点には、第１の光ファイバー系から出射され集光レンズ系で反射された反射光が集中する。したがって、本発明によれば、この対称点に第３の光ファイバー系の受光端が配置されるので、第３の光ファイバー系によって高効率にプローブ内部由来の反射光が受光される。
プローブ内部由来の反射光が集中する上記対称点に第３の光ファイバー系の受光端が設置されるので、生体組織の測定対象部位から放射される測定光を受光して導光するための第２の光ファイバー系は自ずと上記対称点を回避して設置され、第２の光ファイバー系へのプローブ内部由来の反射光の入射は軽減される。
さらに、プローブ内部由来の反射光のスペクトルと、生体組織由来の測定光のスペクトルとが異なることから、第２の光ファイバー系により導光された光のスペクトル情報から、第３の光ファイバー系により導光された光のスペクトル情報に基づき、プローブ内部由来の反射光の寄与を除去する演算が可能となり、これによりプローブ内部由来の反射光の影響を軽減して精度良く生体組織由来の測定光を測定することができる。
その結果、プローブ内部由来の反射光の寄与を除去する演算を行うにあたり、生体に対する測定に先だって事前にプローブ内部由来の反射光特性を測定する煩雑さが解消される。
本発明によれば、事前に測定したプローブ内部由来の反射光特性を用いる場合に比較して、生体組織に対する測定と同時に測定したプローブ内部由来の反射光特性を用いるので、より精度良く生体組織由来の測定光を測定することができる。

本発明の一実施形態に係るプローブが適用されたシステムの概要を示す模式図である。 本発明の一実施形態に係るプローブが挿通された内視鏡の先端部の斜視図である。 本発明の一実施形態に係るプローブの第１構成例の構成斜視図(a)及びレンズ光軸に垂直な断面におけるファイバー等配置図(b)である。 本発明の一実施形態に係るプローブの第２構成例の構成斜視図(a)及びレンズ光軸に垂直な断面におけるファイバー等配置図(b)である。 反射光分布の計算に係る主要な条件が示される光学系の斜視図である。 反射光分布の計算結果を示す２次元分布図である。

以下に本発明の一実施形態につき図面を参照して説明する。以下は本発明の一実施形態であって本発明を限定するものではない。

図１に示すように本実施形態のプローブ１は、その基端がベースユニット２に接続される。ベースユニット２には、生体組織の測定対象部位に照射される励起光等の光を発生するための光源、及び、励起光等の照射により測定対象部位から放射される光を測定光として検出するための分光器などからなる検出器等が備えられている。
一方、内視鏡本体３が、内視鏡本体３に内蔵されるカメラ部や照明などの各部の制御やこれら各部とのデータのやり取りを行うための内視鏡プロセッサ４に接続されている。内視鏡本体３は、体内への挿入部３ａと、挿入部３ａの曲げ操作等を行うための操作部３ｂとを有する。内視鏡本体３には、操作部３ｂに設けられた挿入口から挿入部３ａの先端面の開口まで連通するチャネル３ｃが形成されている。プローブ１はチャネル３ｃに挿通され、プローブ１の先端が内視鏡先端に対して進退可能に配置されている。

図２に示すように内視鏡本体３の挿入部３ａの先端部には、撮像素子や対物レンズ等で構成されるカメラ部３ｄ、内視鏡照明の発光部となるライトガイド３ｅ、気体、液体等の流動物を噴射するための送気送水ノズル３ｆ、チャネル３ｃの先端開口が設けられ、プローブ１の先端部がチャネル３ｃから必要に応じて延出される。
但し、以上説明した内視鏡の形態、プローブ１が内視鏡のチャネル３ｃに挿通される形態は説明上の具体的例示に過ぎない。特に、プローブ１の体内に導かれる形態は、内視鏡のチャネル３ｃを経由する形態のほか、単独で体内に挿入される形態であってもよい。また、プローブ１の構成が内視鏡本体３に一体化された形態であっても、本発明を実施することが可能である。

本実施形態のプローブ１の構成例としてファイバー配置の異なる２つの構成例を示す。
第１構成例のプローブ１Ａを図３に、第２構成例のプローブ１Ｂを図４に示した。プローブ１Ａ及び１Ｂはともに、プローブチューブ９の内部に、第１の光ファイバー系１０と、集光レンズ系（集光レンズ１１）と、第２の光ファイバー系１２と、第３の光ファイバー系１３と、フェルール１４とを備える。
第１の光ファイバー系１０は、基端がベースユニット２の光源の光出力面に接続又は近接するように設けられ、先端が図３(a)及び図４(a)に示すようにプローブ先端部に及んでおり、励起光等の照射光を導光する導光路を構成し、照射光を導光するための光ファイバー系である。
集光レンズ系は、プローブ先端部に設けられ、第１の光ファイバー系１０から出射した光が照射され、かつ、測定対象部位から放射される測定光を集光する正のパワーを有するレンズ又はレンズ群である。
第２の光ファイバー系１２は、基端がベースユニット２の検出器への入力端に接続され、先端が図３(a)及び図４(b)に示すようにプローブ先端に及んでおり、集光レンズ系が集光した測定光を受光して導光する受光導光路を構成し、測定光を受光して導光するための光ファイバー系である。
第３の光ファイバー系１３は、基端がベースユニット２の検出器への入力端に接続され、先端が図３(a) 及び図４(b)に示すようにプローブ先端に及んでおり、集光レンズ系で反射された反射光を受光して導光する受光導光路を構成し、当該反射光を受光して導光するための光ファイバー系である。

集光レンズ系は、１個又は複数個のレンズから構成されるが、１個の場合はそれが集光レンズ１１であり、複数個のレンズから構成されるときには、光ファイバー系１０,１２,１３に最も近い位置に配置されるレンズを集光レンズ１１とする。図３及び図４においては、１つの集光レンズ１１のみを図示するが、集光レンズ１１の光ファイバー系１０,１２,１３に対する反対側に集光レンズ系を構成する他のレンズを配置してもよい。集光レンズ１１に対向する第１の光ファイバー系１０の先端が出射端、集光レンズ１１に対向する第２の光ファイバー系１２の先端が受光端、集光レンズ１１に対向する第３の光ファイバー系１３の先端が受光端である。これらの光ファイバー系１０，１２，１３に近い側の集光レンズ１１の表面を面Ｓ１、その反対面を面Ｓ２とする。面Ｓ１は凸面で形成され、面Ｓ２は略平面で形成される。

第１、第２及び第３の光ファイバー系１０，１２，１３は、一塊に束ねられた光ファイバー束（ファイバーバンドル）の一束又は複数束により構成されたり、束ねられていない個別の光ファイバーの一本又は複数本により構成されたり、その組合せも含めて様々な形態が適用し得る。
但し、第２構成例のプローブ１Ｂについては、ファイバーバンドル１５を備えるものを例示した。プローブ１Ｂにおいて、第３の光ファイバー系１３は、ファイバーバンドル１５の一部の光ファイバーにより構成され、第２の光ファイバー系１２はファイバーバンドル１５の第３の光ファイバー系１３に対する残部の光ファイバーにより構成される。なお、第２の光ファイバー系１２と第３の光ファイバー系１３とで、ファイバーバンドル１５に構成される光ファイバーの全部を占める必要はない。

第１、第２及び第３の光ファイバー系１０，１２，１３は、フェルール１４によって所定の相対的位置に保持される。
図３(b)及び図４(b)に集光レンズ系の光軸Ｏを示した。
第１、第２及び第３の光ファイバー系１０，１２，１３の光軸Ｏに対する配置は次の通りである。
第１の光ファイバー系１０の出射端の中心Ａは、光軸Ｏから距離ｄだけ離れて配置されている。光軸Ｏを中心にした中心Ａの対称点Ｂに、第３の光ファイバー系１３の受光端が設置される。集光レンズ系からの反射光が対称点Ｂに集中するためである。したがって、第３の光ファイバー系１３の受光端の中心と対称点Ｂとが一致する配置が最適である。そのため、第３の光ファイバー系１３の受光端に対称点Ｂがあるように配置し、できるだけ第３の光ファイバー系１３の受光端の中心を対称点Ｂに近づけるように構成することが好ましい。
第２の光ファイバー系１２は、生体組織からの測定を受光するように配置すれば足りるが、高効率に受光できる配置が好ましい。集光レンズ系が集光した測定光の集光中心は、光軸Ｏと中心Ａの間となる。これを考慮して第１構成例のプローブ１Ａにおいては、第２の光ファイバー系１２は、第１の光ファイバー系１０に対して光軸Ｏ側に隣接した配置とされている。結果的に第１構成例のプローブ１Ａにおいては、第２の光ファイバー系１２は、第１の光ファイバー系１０と第３の光ファイバー系１３の間に配置され、第２の光ファイバー系１２の受光端は光軸Ｏにも重なるように配置されている。
第２構成例のプローブ１Ｂにおいては、ファイバーバンドル１５の中側の光ファイバーが第３の光ファイバー系１３とされ、その周辺の光ファイバーが第２の光ファイバー系１２とされ、ファイバーバンドル１５の半径が距離ｄより大きいことによって、第２の光ファイバー系１２の受光端は光軸Ｏにも重なるように配置されている。

第２の光ファイバー系１２が接続される検出器と、第３の光ファイバー系１３が接続される検出器とは、第２の光ファイバー系１２が導光した光と、第３の光ファイバー系１３が導光した光とそれぞれ別々に検出することができるように構成される。一つには、第２の光ファイバー系１２が接続される検出器と、第３の光ファイバー系１３が接続される検出器とを異なる検出器とすることで対応できる。また、検出器として１つの２次元ＣＣＤを適用する場合に、第２の光ファイバー系１２の入力領域と、第３の光ファイバー系１３の入力領域とを１つの２次元ＣＣＤ上で異なる領域とすることで対応することもできる。また、第２の光ファイバー系１２及び第３の光ファイバー系１３を同一の検出器の同一の入力部に接続するが、機械的な切替機構によって、第２の光ファイバー系１２の検出器への接続と、第３の光ファイバー系１３の検出器への接続とを時間的に分離することで対応することもできる。

以上のプローブ１（１Ａ，１Ｂ）を用いて励起光を生体組織に照射することによって、生体組織で生じる蛍光の測定を行うことができる。
その場合、ベースユニット２の光源からの励起光は第１の光ファイバー系１０によってプローブ１の先端部に導光される。第１の光ファイバー系１０の出射端から出射した励起光は、集光レンズ系で集光されてプローブ１から出射し、生体組織表面の測定対象部位へ照射される。測定対象部位に照射された励起光により、病変状態に従って蛍光が発生する。発生した蛍光と生体組織表面での反射光が含まれる測定対象部位からの測定光がプローブ１に入射して集光レンズ系で集光され、第２の光ファイバー系１２の受光端に入射する。さらに測定光が第２の光ファイバー系１２によって導光される。

第２の光ファイバー系１２で導光された測定光は、ベースユニット２の検出器に入力される。蛍光は、広義には、Ｘ線や紫外線、可視光線が照射された被照射物が、そのエネルギーを吸収することで電子が励起し、それが基底状態に戻る際に余分なエネルギーを電磁波として放出するものである。ここでは、励起光によって、その波長とは異なった波長の蛍光が戻り光として生じるので、これを測定光として受光し、第２の光ファイバー系１２を介してベースユニット２の検出器に導光し、スペクトル分布を分析することで、測定対象の病変状態を検知する。
なお、蛍光の測定に代えて、励起光に起因して生じるラマン散乱光を受光し測定することも可能である。

第２の光ファイバー系１２で導光された光には、プローブ内部由来の反射光も含まれてしまう。
以上の蛍光測定のように、照射光と異なった波長に測定光が生じる場合は、プローブ内部由来の反射光を測定光から波長分離することはできる。
一方、生体組織に光を照射して生体組織からの反射光を測定する場合には、測定光である生体組織由来の反射光と、プローブ内部由来の反射光とは波長域が異ならないから、プローブ内部由来の反射光を、第３の光ファイバー系１３から得られる光のスペクトル情報に基づいて演算により除去する。
そのためには、第３の光ファイバー系１３によってプローブ内部由来の反射光のみを受光して、第３の光ファイバー系１３から得られる光のスペクトル情報がプローブ内部由来の反射光のスペクトルそのものとなるようにすることが理想となる。しかし、現実的には困難であるので、第３の光ファイバー系１３によって受光されるプローブ内部由来の反射光の生体組織由来の反射光に対する強度比を高いレベルに確保することによって、演算結果の精度を向上する。プローブ１Ａのファイバー配置によって、その強度比がどの程度確保可能かを確認する計算例を以下に開示する。

本計算例においては、第１の光ファイバー系１０に相当するコア径が０．１０〔ｍｍ〕、開口数（ＮＡ）が０．２２の１本の光ファイバーから出射光量１〔Ｗ〕の光を出射した時の反射光の分布を計算により求める。
図５に示すように集光レンズＬを備える光学系を想定する。集光レンズＬは、図３(a)の集光レンズ１１に相当するもので、ｎ_ｄ＝１．５１６３３、ν_ｄ＝６４．１の硝材よりなり、Ｓ１面の曲率半径が０．８３〔ｍｍ〕、Ｓ２面が平面の、正のパワーを有するレンズである。
集光レンズＬを挟んだ両側に、集光レンズＬの光軸に垂直な面を想定する。一つは、面Ｓ１側に配置される面Ｃである。第１の光ファイバー系１０として想定した光ファイバーの出射端は面Ｃに含まれるものとする。もう一つは面Ｓ２側に配置される面Ｄである。面Ｄは生体組織表面として想定されるもので完全拡散反射性を有する面とする。また、集光レンズＬの光軸上で、面Ｃと面Ｓ１との間の距離を１．３７〔ｍｍ〕とし、面Ｄと面Ｓ２との間の距離を１．７〔ｍｍ〕と設定する。面Ｃ上で集光レンズＬの光軸と、第１の光ファイバー系１０として想定した光ファイバーの出射端の中心との距離を０．２５〔ｍｍ〕と設定する。
図６は、面Ｃでの反射光分布Ｒ１，Ｒ２を計算結果に基づき描画したものである。図６において、縦横座標の交点が光軸の位置に相当し、「×」印は、第１の光ファイバー系１０として想定した光ファイバーの出射端の中心位置である。図６においては、光ファイバーの出射端の中心（「×」印）は、光軸から０．２５〔ｍｍ〕離れており、その座標は（０．２５,０）である。
生体反射光分布Ｒ１は、生体組織表面として想定した面Ｄからの反射光であって集光レンズＬにより集光された光の面Ｃにおける分布を示す。内部反射光分布Ｒ２は、集光レンズＬからの反射光の面Ｃにおける分布を示す。

図６に示すように、集光レンズＬの光軸と光ファイバーの出射端の中心とが離れている場合には、生体反射光分布Ｒ１の中心は、光軸より光ファイバーの中心（「×」印）の方向へ移動していることがわかる。光ファイバーの中心（「×」印）を基準にすると、生体反射光分布Ｒ１の中心は光軸側に偏在する。生体反射光分布Ｒ１の中心は、光軸に対しては光ファイバーの中心（「×」印）寄り、光ファイバーの中心（「×」印）に対しては光軸寄りであり、すなわち、光軸と光ファイバーの中心（「×」印）との間に位置する。なお、図５に示される光路Ｌ１、Ｌ２は、光軸と光ファイバーの出射端の中心とが離れている場合における面Ｃから面Ｄまでの光路を示すものである。

一方、内部反射光分布Ｒ２の中心は、光軸を中心として光ファイバーの中心（「×」印）と逆側に、光軸と光ファイバーの中心（「×」印）との距離と同じく０．２５〔ｍｍ〕離れている。すなわち、上述したように、第１の光ファイバー系１０の出射端の中心Ａの光軸Ｏを中心にした対称点Ｂに、集光レンズ系からの反射光が集中することが確認できる。
したがって、第１構成例のプローブ１Ａ又は第２構成例のプローブ１Ｂにおける第３の光ファイバー系１３によって高効率に集光レンズ系からの反射光を受光することができる。
第１構成例のプローブ１Ａを本計算例の条件に当てはめた場合において、第３の光ファイバー系１３としてコア径０．１０〔ｍｍ〕で開口数（ＮＡ）が０．２２の光ファイバーを対称点Ｂに相当する座標（−０．２５,０）に中心をおいて配置するとき、この光ファイバーに受光される光のうち、集光レンズＬからの反射光は１．３５×１０^−２〔Ｗ〕、生体組織表面として想定した面Ｄからの反射光は２．４×１０^−４〔Ｗ〕の入射光量と計算結果を得た。
前者の後者に対する比は約５７と大きい強度比が確保できる。したがって、第３の光ファイバー系１３を対称点Ｂに設置することで、 集光レンズ系からの反射光を選択的に検出することが可能である。第２の光ファイバー系１２は、このような事前計算によって得られた生体反射光分布Ｒ１の領域に対応させて所望の受光効率を達成するように配置する。また、本計算例の生体反射光分布Ｒ１から、第１構成例のプローブ１Ａ、第２構成例のプローブ１Ｂによって効率良く生体組織からの反射光を受光できることがわかる。
各光ファイバー系１０，１２，１３の出射面、受光面の面積の関する条件は限定されない。しかし、レンズ反射光を選択的に受光するという観点から、第３の光ファイバー系１３の受光面積は、第１の光ファイバー系１０の出射面積と同程度又はそれ以下であることが望ましい。

次に、以上説明したプローブシステムにおいて、第２の光ファイバー系１２により導光された光のスペクトル情報から、第３の光ファイバー系１３により導光された光のスペクトル情報に基づき、集光レンズ系で反射された反射光の寄与を除去する演算内容について説明する。本演算を実行する演算装置がベースユニット２又は別機器に構成される。本演算装置は、ベースユニット２の検出器から第２の光ファイバー系１２により導光された光のスペクトル情報と、第３の光ファイバー系１３により導光された光のスペクトル情報とを取得し、以下の演算を実行する。

ここでは、第３の光ファイバー系１３により導光された光のスペクトル情報は、波長測定点数Ｍ(例えば１０２４個)の要素を持つベクトル情報として得られる。これをｇとする。このときｇはＭ×１の行列により表される。
第２の光ファイバー系１２がＮ本あるとして、第２の光ファイバー系１２に属する各受光ファイバーにより導光された光のスペクトル情報をＳ_ｉ（ｉ = １，２，３，・・・Ｎ）とし、Ｓ＝（Ｓ_１，Ｓ_２，Ｓ_３，・・・Ｓ_Ｎ）とする。このときＳはＭ×Ｎの行列により表される。
ここで、Ｓは生体組織からの反射光と集光レンズ系からの反射光とが第２の光ファイバー系に属する受光ファイバーごとに異なる強度で足しあわされたスペクトル情報の集まりである。
ｇ及びＳは、測定毎に同時に得られ、生体組織からの反射光を測定する毎に常に新しい情報に置き換わる。
Ｓから集光レンズ系からの反射光の寄与を除去することが本発明の一つの目的である。そのために次式１によって表される演算を行う。
Ｒ＝Ｓ−ｇ（ｇ^ＴＳ）／（ｇ^Ｔｇ）・・・(式1)
式１によって計算される行列Ｒ＝（ｒ_１，ｒ_２，ｒ_３，・・・ｒ_Ｎ）の構成要素ｒ_ｉはＳ_ｉから集光レンズ系からの反射光の寄与を除去したスペクトル情報となる。
ｇ^ＴＲ＝ｇ^ＴＳ−（ｇ^Ｔｇ）（ｇ^ＴＳ）／（ｇ^Ｔｇ）＝０となることより、ｒ_ｉは、Ｓ_ｉのｇに直交する成分である。式１の演算は各Ｓ_ｉについて、ｇに直交する成分のみを抜き出す作業となり、集光レンズ系からの反射光の寄与はｒ_ｉには含まれない。したがって、ｒ_ｉを集光レンズ系からの反射光の寄与が除去された生体組織由来の測定光のスペクトル情報を示すものとして評価することができる。

なお、上記演算においてＳ_ｉは、Ｎ本の光ファイバーからそれぞれ得られるスペクトルデータそのものでもよいが、スペクトルデータを以下の（１）〜（１１）のような規則に従い正規化処理したデータを上記演算に適用することでもよい。
（１）Ｓ_ｉの絶対値を一定値にする。
（２）Ｓ_ｉの要素の最大値を一定値にする。
（３）Ｓ_ｉの要素の分散を一定値にする。
（４）Ｓ_ｉの要素の平均値を一定値にする。
（５）Ｓ_ｉを標準化する。(平均０、標準偏差１)
（６）Ｓのi列目のベクトルの絶対値を一定値にする。
（７）Ｓのi列目のベクトルの最大値を一定値にする。
（８）Ｓのi列目のベクトルの分散を一定値にする。
（９）Ｓのi列目のベクトルの平均値を一定値にする。
（１０）Ｓのi列目のベクトルに一定値を掛ける。
（１１）Ｓのi列目のベクトルを標準化する。(平均０、標準偏差１)

また、Ｓ_ｉは第２の光ファイバー系１２に属する光ファイバーにより導光された光を同光ファイバーの１本毎に検出したスペクトルデータでもよく、また第２の光ファイバー系１２に属する複数本の光ファイバーにより導光された光をまとめて検出したスペクトルデータでも良い。

以上の演算を適用することで、生体組織に対する測定に先だって事前にプローブ内部由来の反射光特性を測定する煩雑さが解消され、また、事前に測定したプローブ内部由来の反射光特性を用いる場合に比較して、生体組織に対する測定と同時に測定したプローブ内部由来の反射光特性を用いるので、光源等の経時的な変化の影響を受けず、より精度良く生体組織由来の測定光を測定することができる。

１ プローブ
２ ベースユニット
３ 内視鏡本体
４ 内視鏡プロセッサ
９ プローブチューブ
１０ 第１の光ファイバー系
１１ 集光レンズ
１２ 第２の光ファイバー系
１３ 第３の光ファイバー系
１４ フェルール
１５ ファイバーバンドル
Ａ 出射端の中心
Ｂ Ａの対称点
Ｏ 光軸

Claims (2)

1. 生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブと、演算装置とを備えたプローブシステムにおいて、
   前記プローブは、
   前記照射光を導光するための第１の光ファイバー系と、
   前記プローブの先端部に設けられ、前記第１の光ファイバー系から出射した前記照射光が照射され、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、
   前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための第２の光ファイバー系と、
   前記集光レンズ系で反射された反射光を受光して導光するための第３の光ファイバー系と、を備え、
   前記集光レンズ系の光軸を中心にした前記第１の光ファイバー系の出射端の中心の対称点に前記第３の光ファイバー系の受光端が配置され、
   前記演算装置は、
   前記第２の光ファイバー系により導光された光のスペクトル情報から、前記第３の光ファイバー系により導光された光のスペクトル情報に基づき、前記反射光の寄与を除去するプローブシステム。
2. 前記第２の光ファイバー系により導光された光のスペクトル強度のデータ列をベクトルＳとし、
   前記第３の光ファイバー系により導光された光のスペクトル強度のデータ列をベクトルｇとして、
   前記演算装置は、Ｓのうちｇと直交する成分を取得することで、前記反射光の寄与が除去された生体組織由来の前記測定光のスペクトル情報を得ることを特徴とする請求項１に記載のプローブシステム。