JP6055420B2 - Scanning endoscope system - Google Patents
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Description
この発明は、所定の走査光により被写体を渦巻状に回転走査し、走査された被写体より戻される戻り光を検出して画像化する走査型内視鏡システムに関する。 The present invention relates to a scanning endoscope system that rotates and scans a subject in a spiral shape with predetermined scanning light, and detects and images return light returned from the scanned subject.
従来、光ファイバによって導光される光を観察部位に対して走査させ、その反射光を受光して画像化する走査型内視鏡システムの1つとして、走査型共焦点内視鏡システムが知られている。この種の走査型共焦点内視鏡システムの具体的構成が、例えば特開2004−321792号公報に開示されている。以下、特開2004−321792号公報を「特許文献1」と記す。走査型共焦点内視鏡システムは、薬剤が投与された生体組織にレーザ光を照射し、その生体組織から発せられる蛍光のうち、共焦点光学系の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成分のみを抽出することにより、その生体組織を、通常の内視鏡光学系によって得られる観察像より高倍率で観察可能にするものである。走査型共焦点内視鏡システムは、生体組織に照射されるレーザ光を2次元若しくは3次元に走査させることで、通常の内視鏡光学系によって得られる観察像の倍率では観察できないような微小な対象物を観察したり、生体組織の断層部を観察したりすることができるように構成されている。
2. Description of the Related Art Conventionally, a scanning confocal endoscope system is known as one of scanning endoscope systems in which light guided by an optical fiber is scanned with respect to an observation site and the reflected light is received and imaged. It has been. A specific configuration of this type of scanning confocal endoscope system is disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-321792. Hereinafter, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-321792 is referred to as “
また、近年、光ファイバによって導光される光を観察部位に対して渦巻状に走査させ、その反射光を受光して画像化する走査型内視鏡システムが、例えば、米国特許第6,856,712号明細書、米国特許第6,959,130号明細書、米国特許第6,975,898号明細書で提案されている。以下、米国特許第6,856,712号明細書を「特許文献2」と記し、米国特許第6,959,130号明細書を「特許文献3」と記し、米国特許第6,975,898号明細書を「特許文献4」と記す。このような走査型内視鏡システムでは、シングルモード型の光ファイバを内視鏡内部に備えている。内視鏡内部において光ファイバの基端部は、圧電アクチュエータによって片持ち梁状に保持される。そして、圧電アクチュエータは、振動の振幅を変調および増幅させながら、ファイバ先端部を固有振動数に従って2次元的に振動させて(共振させて)、光ファイバの先端部を渦巻状に駆動させる。その結果、光ファイバによって光源から導光された照明光が観察部位へ向けて渦巻状に照射され、照射領域(走査領域)の画像が取得される。
In recent years, a scanning endoscope system that scans light guided by an optical fiber in a spiral shape with respect to an observation site and receives the reflected light to form an image is disclosed, for example, in US Pat. No. 6,856. No. 6,712, US Pat. No. 6,959,130, and US Pat. No. 6,975,898. Hereinafter, US Pat. No. 6,856,712 is referred to as “
そして、近年、特許文献2〜4に記載されているような、光を渦巻状に走査させる構成の走査型内視鏡システムを、特許文献1に記載されているような走査型共焦点内視鏡システムに適用することが例えば特開2010−162090号公報で提案されている。以下、特開2010−162090号公報を「特許文献5」と記す。
In recent years, a scanning endoscope system configured to scan light in a spiral shape as described in
特許文献2〜5に記載の走査型内視鏡システムについて詳述すると、該システムは、各圧電アクチュエータに所定の周期及び振幅の電圧を印加することで光ファイバを所定の方向に屈曲させ、光ファイバによって導光される連続光を観察部位に対して渦巻状に走査させる。そして、該システムは、走査領域(観察部位)からの反射光を所定周期のタイミング(以下、「サンプリング点」という。)で受光して画像化し、二次元の内視鏡画像を表示する。
The scanning endoscope systems described in
図9は、従来の走査型内視鏡システムにおける、光の走査軌跡とサンプリング点との関係を示す模式図である。図9に示すように、従来の走査型内視鏡システムにおいては、走査領域の中心部分から周辺部分に向かって連続光を渦巻き状に走査する構成を採っている。ここで、走査領域の中心部分と周辺部分とでは光の走査速度が異なるため、走査領域の中心部分ではサンプリング点が集中しているのが判る。すなわち、走査領域の中心部分と周辺部分とでは、走査領域(観察部位)の単位面積当たりの光量(照射エネルギー)が大きく異なる。そのため、内視鏡画像の明るさが中心部分と周辺部分とで落差の大きいものとなるだけでなく、例えば、走査領域の周辺部分の明るさを確保するためにレーザ強度を上げた結果、走査領域の中心部分に位置する患部に必要以上のレーザ光が照射される虞がある。 FIG. 9 is a schematic diagram showing the relationship between the scanning trajectory of light and the sampling points in a conventional scanning endoscope system. As shown in FIG. 9, the conventional scanning endoscope system employs a configuration in which continuous light is scanned in a spiral shape from the central portion to the peripheral portion of the scanning region. Here, since the scanning speed of the light is different between the central portion and the peripheral portion of the scanning region, it can be seen that sampling points are concentrated in the central portion of the scanning region. That is, the amount of light (irradiation energy) per unit area of the scanning region (observation site) differs greatly between the central portion and the peripheral portion of the scanning region. Therefore, not only does the brightness of the endoscopic image have a large drop between the central part and the peripheral part, but also, for example, as a result of increasing the laser intensity to ensure the brightness of the peripheral part of the scanning region, scanning There is a possibility that the laser beam more than necessary may be irradiated to the affected part located in the central part of the region.
また、このような構成の走査型内視鏡システムを特許文献1に記載されているような、生体組織からの蛍光を利用する走査型共焦点内視鏡システムに適用すると、単位面積当たりの照射エネルギーが高い走査領域の中心部分で蛍光体の分解がより速く進行してしまう。その結果、走査領域の中心部分が周辺部分に比べて暗い画像となり(褪色し)、一様な明るさの内視鏡画像を得ることができないといった問題が生じる。
Further, when the scanning endoscope system having such a configuration is applied to a scanning confocal endoscope system using fluorescence from a living tissue as described in
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、上述した問題の発生を抑えるべく、走査領域内における単位面積当たりの照射エネルギーのバラツキを抑えることが可能な走査型内視鏡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 perform scanning capable of suppressing variations in irradiation energy per unit area in a scanning region in order to suppress the above-described problem. A type endoscope system is provided.
本発明の一形態に係る走査型内視鏡システムは、所定の光源より供給される照射光を射出端まで導光し、該射出端から被写体に射出する第一の光ファイバと、第一の光ファイバの射出端から射出される照射光が第一の光ファイバの長手方向に延びる軸を中心とした略円形の走査領域内で中心部から周辺部に向って一定の回転周期で渦巻状に回転走査するように、第一の光ファイバの射出端を渦巻状に回転駆動させる光ファイバ走査手段と、照射光のオン/オフを制御する光源制御手段と、照射光により照射された被写体より戻される戻り光を受光し、所定の検出タイミングで画像信号を検出する画像信号検出手段と、検出された画像信号を用いて共焦点画像を生成する画像生成手段とを備え、光源制御手段は、照射光が走査領域内の中心部を走査するときに、照射光を所定のパルス幅を有する駆動パルスでパルス状に発光させ、照射光が走査領域内の周辺部を走査するときに、照射光を連続的に発光させることを特徴とする。 A scanning endoscope system according to an aspect of the present invention guides irradiation light supplied from a predetermined light source to an emission end, and emits the first optical fiber to the subject from the emission end, Irradiation light emitted from the exit end of the optical fiber spirals at a constant rotation period from the center to the periphery within a substantially circular scanning region centered on the axis extending in the longitudinal direction of the first optical fiber. An optical fiber scanning unit that rotationally drives the exit end of the first optical fiber in a spiral manner so as to perform rotational scanning, a light source control unit that controls on / off of irradiation light, and a subject that is irradiated with irradiation light are returned from the subject. Receiving the return light, and detecting an image signal at a predetermined detection timing, and an image generation means for generating a confocal image using the detected image signal, and the light source control means The light is centered in the scanning area When the inspection is performed, the irradiation light is emitted in a pulse shape with a driving pulse having a predetermined pulse width, and the irradiation light is continuously emitted when the irradiation light scans the peripheral portion in the scanning region. To do.
このような構成により、従来照射エネルギーの高かった走査領域内の中心部分において照射光の照射エネルギーが減少するため、例えば走査領域の中心部分における褪色の進行を抑えることができ、また、走査領域の中心部分に位置する患部に必要以上のレーザ光が照射されるという問題を避けることができる。また、走査領域内において単位面積当たりの照射エネルギーのバラツキが抑えられ、走査領域の中心部分から周辺部分にかけて略一様な明るさの画像を得ることが可能となる。 With such a configuration, the irradiation energy of the irradiation light is reduced at the central portion in the scanning area where the irradiation energy has been high conventionally, so that, for example, the progress of fading in the central portion of the scanning area can be suppressed, The problem that the laser beam more than necessary is irradiated to the affected part located in the central part can be avoided. Further, variation in irradiation energy per unit area in the scanning region is suppressed, and an image with substantially uniform brightness can be obtained from the central portion to the peripheral portion of the scanning region.
また、画像生成手段は、画像信号の検出タイミングに応じた二次元の画素位置を割り当て、該割り当てた画素位置に該画像信号を配列して画像を生成する構成としてもよい。また、光源制御手段は、連続する複数の画像信号の検出タイミングが同一の二次元の画素位置に割り当てられる場合に、該連続する複数の画像信号の検出タイミングの何れか1つを基準タイミングとして、該基準タイミングに基づいて駆動パルスを生成する構成としてもよい。このような構成によれば、画像信号の検出タイミングと同期のとれた駆動パルスを容易に生成することが可能となる。 Further, the image generation means may be configured to allocate a two-dimensional pixel position corresponding to the detection timing of the image signal, and generate the image by arranging the image signal at the allocated pixel position. Further, the light source control means, when the detection timings of a plurality of consecutive image signals are assigned to the same two-dimensional pixel position, any one of the detection timings of the plurality of consecutive image signals as a reference timing, A configuration may be adopted in which drive pulses are generated based on the reference timing. According to such a configuration, it is possible to easily generate a drive pulse synchronized with the detection timing of the image signal.
また、光源制御手段は、基準タイミングに先立って駆動パルスを発生させる構成とすることが好ましい。 Further, it is preferable that the light source control means generate a drive pulse prior to the reference timing.
また、光源制御手段は、基準タイミングを含むように駆動パルスを生成することが好ましい。このような構成によれば、例えばパルス状の励起光によって被写体から発せられた蛍光や、被写体に照射されたパルス状の光の反射光を基準タイミングで確実に検出することが可能となる。 Further, it is preferable that the light source control means generates the drive pulse so as to include the reference timing. According to such a configuration, it is possible to reliably detect, for example, the fluorescence emitted from the subject by the pulsed excitation light and the reflected light of the pulsed light irradiated on the subject at the reference timing.
また、光源制御手段は、ユーザからの入力を受け付ける第1の入力手段を備え、第1の入力手段が受け付けたユーザ入力に応じて、駆動パルスの発生タイミングと基準タイミングとの間の時間を調整するように構成することができる。このような構成によれば、照射光を照射し始めるタイミングを任意に調整することが可能となるため、例えばシステム構成や蛍光試薬の変更によって、信号の遅延時間や蛍光試薬の反応時間に変化が生じた場合であっても、パルス状の励起光によって被写体から発せられた蛍光や、被写体に照射されたパルス状の光の反射光を基準タイミングで確実に検出することが可能となる。 The light source control means includes first input means for receiving an input from the user, and adjusts a time between the generation timing of the drive pulse and the reference timing in accordance with the user input received by the first input means. Can be configured to. According to such a configuration, since it becomes possible to arbitrarily adjust the timing at which the irradiation light starts to be irradiated, for example, a change in the signal delay time or the fluorescence reagent reaction time due to a change in the system configuration or the fluorescence reagent. Even if it occurs, it is possible to reliably detect the fluorescence emitted from the subject by the pulsed excitation light and the reflected light of the pulsed light irradiated to the subject at the reference timing.
また、画像信号の検出タイミングは、一定の周期であり、駆動パルスのパルス幅は、該画像信号の検出タイミングの周期よりも長いことが好ましい。このような構成によれば、被写体を十分に照射することが可能となるため、十分な光量の蛍光や反射光を得ることが可能となる。また、システムに起因する遅延時間等にバラツキがあるような場合であっても蛍光や反射光を確実に検出することが可能となる。 Further, it is preferable that the detection timing of the image signal has a constant cycle, and the pulse width of the drive pulse is longer than the cycle of the detection timing of the image signal. According to such a configuration, it is possible to sufficiently irradiate the subject, and thus it is possible to obtain a sufficient amount of fluorescence and reflected light. Further, it is possible to reliably detect fluorescence and reflected light even when the delay time caused by the system varies.
また、光源制御手段は、ユーザからの入力を受け付ける第2の入力手段を備え、第2の入力手段が受け付けたユーザ入力に応じて、駆動パルスのパルス幅を調整する構成としてもよい。このような構成によれば、蛍光試薬の反応時間に応じて駆動パルスのパルス幅を調整することができるため、蛍光試薬の種類や被写体によって蛍光試薬の反応時間が変化するような場合であっても、被写体を十分に励起することができ、十分な光量の蛍光を得ることが可能となる。また、システムに起因する遅延時間等にバラツキがあるような場合であっても蛍光や反射光を確実に検出することが可能となる。 The light source control unit may include a second input unit that receives an input from the user and adjusts the pulse width of the drive pulse according to the user input received by the second input unit. According to such a configuration, since the pulse width of the drive pulse can be adjusted according to the reaction time of the fluorescent reagent, the reaction time of the fluorescent reagent varies depending on the type of fluorescent reagent and the subject. However, it is possible to sufficiently excite the subject and obtain a sufficient amount of fluorescence. Further, it is possible to reliably detect fluorescence and reflected light even when the delay time caused by the system varies.
また、走査領域内の中心部の直径は、走査領域の直径の略1/3以下であることが好ましい。 In addition, the diameter of the central portion in the scanning area is preferably about 1/3 or less of the diameter of the scanning area.
また、光ファイバ走査手段は、第一の光ファイバの射出端を渦巻状に回転駆動させた後、所定の期間、第一の光ファイバの射出端の回転駆動を停止する構成としてもよい。この場合、光源制御手段は、所定の期間、照射光の発光を停止させる構成とすることが好ましい。このような構成によれば、不必要な励起光による褪色の進行を抑えることができ、また、患部に対する不要なレーザ光照射を抑えることができる。 The optical fiber scanning unit may be configured to stop the rotational driving of the emission end of the first optical fiber for a predetermined period after the emission end of the first optical fiber is rotationally driven in a spiral shape. In this case, the light source control means is preferably configured to stop the emission of the irradiation light for a predetermined period. According to such a configuration, the progress of fading due to unnecessary excitation light can be suppressed, and unnecessary laser light irradiation to the affected area can be suppressed.
照射光は、例えば励起光である。画像信号検出手段は、励起光により励起された被写体から発生する蛍光を、励起光の集光点と共役の位置に配置された共焦点ピンホールを介して受光し、所定の検出タイミングで画像信号を検出する構成としてもよい。共焦点ピンホールは、例えば、励起光の集光点と共役の位置に配置された、第一の光ファイバの射出端である。 The irradiation light is, for example, excitation light. The image signal detection means receives the fluorescence generated from the subject excited by the excitation light through a confocal pinhole disposed at a position conjugate with the condensing point of the excitation light, and receives the image signal at a predetermined detection timing. It is good also as a structure which detects. The confocal pinhole is, for example, the exit end of the first optical fiber disposed at a position conjugate with the condensing point of the excitation light.
照射光は、可視領域の波長を含む光であってもよい。画像信号検出手段は、可視領域の波長を含む光により照射された被写体からの反射光を受光し、所定の検出タイミングで画像信号を検出する構成としてもよい。可視領域の波長を含む光の一例は、R(Red)、G(Green)、B(Blue)の各波長を含む光である。この場合、画像信号検出手段は、被写体からの反射光より、R、G、Bの各波長の光を分離して受光し、所定の検出タイミングで画像信号を検出するように構成される。 The irradiation light may be light including a wavelength in the visible region. The image signal detection means may be configured to receive reflected light from a subject irradiated with light including a wavelength in the visible region and detect the image signal at a predetermined detection timing. An example of light including wavelengths in the visible region is light including wavelengths of R (Red), G (Green), and B (Blue). In this case, the image signal detection means is configured to separate and receive light of R, G, and B wavelengths from the reflected light from the subject and detect the image signal at a predetermined detection timing.
また、画像信号検出手段は、被写体からの反射光が入射される第二の光ファイバと、第二の光ファイバに入射された反射光であって、R、G、Bの各波長の光に異なる光路差が付与されるように、第二の光ファイバの導光路中の異なる位置に配置された、R、G、Bの各波長に対応する波長選択手段と、波長選択手段により異なる光路差が付与されたR、G、Bの各波長の光を所定の時間差で受光する受光手段とを備え、所定の時間差で受光されたR、G、Bの各波長の光から所定の検出タイミングで画像信号を検出する構成としてもよい。 The image signal detection means is a second optical fiber that receives the reflected light from the subject, and reflected light that is incident on the second optical fiber, and is used for light of each wavelength of R, G, and B. Wavelength selection means corresponding to each wavelength of R, G, and B arranged at different positions in the light guide path of the second optical fiber so that different optical path differences are given, and different optical path differences depending on the wavelength selection means Is provided with light receiving means for receiving light of each wavelength of R, G, B with a predetermined time difference, and at a predetermined detection timing from light of each wavelength of R, G, B received with a predetermined time difference The image signal may be detected.
本発明の一形態によれば、走査領域内における単位面積当たりの照射エネルギーのバラツキを抑えつつ、走査領域の中心部分における褪色の進行を抑えることができ、また、走査領域の中心部分の患部に対する必要以上のレーザ光照射を抑えることが可能な走査型内視鏡システムが提供される。 According to one aspect of the present invention, it is possible to suppress the progress of fading in the central portion of the scanning region while suppressing variations in irradiation energy per unit area in the scanning region, and to the affected portion in the central portion of the scanning region. There is provided a scanning endoscope system capable of suppressing irradiation of laser light more than necessary.
以下、図面を参照して、本発明の実施形態の走査型内視鏡システムについて説明する。 Hereinafter, a scanning endoscope system 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共焦点内視鏡システム1の構成を示すブロック図である。本実施形態の走査型共焦点内視鏡システム1は、共焦点顕微鏡の原理を応用して設計されたシステムであり、高倍率かつ高解像度の被写体を観察するのに好適に構成されている。図1に示されるように、走査型共焦点内視鏡システム1は、システム本体100、共焦点プローブ200、モニタ300、キャリブレーションユニット400を有している。走査型共焦点内視鏡システム1を用いた共焦点観察は、可撓性を有する管状の共焦点プローブ200の先端面を被写体に当て付けた状態で行われる。
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a scanning
システム本体100は、光源102、光分波合波器(フォトカップラ)104、ダンパ106、CPU108、CPUメモリ110、光ファイバ112、受光器114、映像信号処理回路116、画像メモリ118、リマップテーブル用メモリ119、映像信号出力回路120、レーザ制御回路122、操作パネル124、A/D130を有している。共焦点プローブ200は、光ファイバ202、共焦点光学ユニット204、サブCPU206、サブメモリ208、走査ドライバ210を有している。
The system
光源102は、CPU108の指示によるレーザ制御回路122の駆動制御に従い、患者の体腔内に投与された薬剤に含有されている蛍光物質を励起する励起光(例えば、波長488nmのレーザ光)を射出する。励起光は、光分波合波器104に入射する。光分波合波器104のポートの一つには、光コネクタ152が結合している。光分波合波器104の不要ポートには、光源102から射出された励起光を無反射終端するダンパ106が結合している。前者のポートに入射した励起光は、光コネクタ152を通過して共焦点プローブ200内に配置された光学系に入射する。
The
光ファイバ202の基端は、光コネクタ152を通じて光分波合波器104と結合している。光ファイバ202の先端部分は、共焦点プローブ200の先端部に組み込まれた共焦点光学ユニット204内に収められている。光分波合波器104を射出した励起光は、光コネクタ152を通過して光ファイバ202の基端(システム本体100側の端部)に入射後、光ファイバ202を伝送して光ファイバ202の先端(共焦点プローブ200の先端側の端部)から射出される。
The proximal end of the
図2(a)は、共焦点光学ユニット204の内部構成を概略的に示す図である。以下、共焦点光学ユニット204を説明する便宜上、共焦点光学ユニット204の長手方向をZ方向と定義し、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。図2(a)に示されるように、共焦点光学ユニット204は、各種構成部品を収容する金属製の外筒204Aを有している。外筒204Aは、外筒204Aの内壁面形状に対応する外壁面形状を持つ内筒204Bを同軸(Z方向)にスライド可能に保持している。光ファイバ202の先端202aは、外筒204A、内筒204Bの各基端面に形成された開口を通じて内筒204Bに収容された状態で不図示の保持部材により支持されている。先端202aは、走査型共焦点内視鏡システム1の二次的な点光源として機能する。点光源である先端202aの位置は、CPU108による制御に基づいて周期的に変化する。なお、図2(a)中、中心軸AXは、共焦点光学ユニット204の中心軸を示す。光ファイバ202が初期位置にあるときは(光ファイバ202が振動されていない状態では)、中心軸AXと光ファイバ202の軸心とが一致する。
FIG. 2A is a diagram schematically showing the internal configuration of the confocal
サブメモリ208は、共焦点プローブ200の識別情報や各種プロパティ等のプローブ情報を格納している。サブCPU206は、システム起動時にサブメモリ208からプローブ情報を読み出して、共焦点プローブ200をシステム本体100に電気的に接続する電気コネクタ154を介してCPU108に送信する。CPU108は、送信されたプローブ情報をCPUメモリ110に格納する。CPU108は、格納したプローブ情報を必要時に読み出して共焦点プローブ200の制御に必要な信号を生成して、サブCPU206に送信する。サブCPU206は、CPU108から送信された制御信号に従って走査ドライバ210に必要な設定値を指定する。
The
先端202a付近の光ファイバ202の外周面には、二軸アクチュエータ204Cが接着固定されている。図2(b)は、二軸アクチュエータ204Cの構成を概略的に示す図である。図2(b)に示されるように、二軸アクチュエータ204Cは、走査ドライバ210と接続された一対のX軸用電極(図中「X」、「X’」)及びY軸用電極(図中「Y」、「Y’」)を圧電体上に形成した圧電アクチュエータである。
A
走査ドライバ210は、サブCPU206により指定される設定値に基づいてドライブ信号を生成し、生成されたドライブ信号によって二軸アクチュエータ204Cを駆動制御する。より詳細には、走査ドライバ210は、交流電圧Xを二軸アクチュエータ204CのX軸用電極間に印加して圧電体をX方向に共振させると共に、交流電圧Xと同一周波数であって位相が直交する交流電圧YをY軸用電極間に印加して圧電体をY方向に共振させる。交流電圧X、Yは夫々、振幅が時間に比例して線形に増加して、時間(X)、(Y)かけて実効値(X)、(Y)に達する電圧として定義される。光ファイバ202の先端202aは、二軸アクチュエータ204CによるX方向、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移動する。先端202aの回転軌跡は、印加電圧に比例して大きくなり、実効値(X)、(Y)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。図3に、XY近似面上の先端202aの回転軌跡を示す。
The
光源102から射出される励起光は、二軸アクチュエータ204Cへの交流電圧の印加開始直後から印加停止までの期間中、レーザ制御回路122から光源102に供給されるレーザ駆動信号に従って、光ファイバ202の先端202aから所定の発光パターンで射出される。以下、説明の便宜上、この期間を「サンプリング期間」と記す。先端202aより射出される励起光は、先端202aがサンプリング期間中にXY近似面上で渦巻状に移動することにより、中心軸AXを中心とした所定の円形の走査領域を渦巻状に走査する。サンプリング期間が経過して二軸アクチュエータ204Cへの交流電圧の印加が停止すると、光ファイバ202の振動が減衰する。XY近似面上における先端202aの運動は、光ファイバ202の振動の減衰に伴って収束し、所定時間後にほぼゼロとなる(すなわち、先端202aは中心軸AX上でほぼ停止する。)。以下、説明の便宜上、サンプリング期間が終了してから先端202aが中心軸AX上にほぼ停止するまでの期間を「ブレーキング期間」と記す。ブレーキング期間の経過後、更に所定時間待機して、次のサンプリング期間が開始される。以下、説明の便宜上、ブレーキング期間が終了してから次のサンプリング期間の開始までの期間を「セトリング期間」と記す。セトリング期間は、先端202aを中心軸AX上に完全に停止させるための待機時間である。セトリング時間を設定することにより、先端202aの回転軌跡を安定させることができる。先端202aの回転軌跡を安定させることにより、被写体に対する走査の精度を保証できるようになる。一フレームに対応する期間は、一つのサンプリング期間と一つのブレーキング期間で構成されており、選択的にセトリング期間を追加することができる。フレームレートは、セトリング期間を調節することにより、柔軟に設定変更することができる。このように、セトリング期間は、先端202aが完全に停止するまでの時間とフレームレートとの関係から適宜設定することが可能となっている。なお、ブレーキング期間を短縮するため、ブレーキング期間の初期段階に二軸アクチュエータ204Cに逆相電圧を印加して制動トルクを積極的に加えてもよい。
The excitation light emitted from the
光ファイバ202の先端202aの前方には、対物光学系204Dが設置されている(図2)。対物光学系204Dは、複数枚の光学レンズで構成されており、図示省略されたレンズ枠を介して外筒204Aに保持されている。対物光学系204Dの光軸は、中心軸AXと一致する。レンズ枠は、外筒204Aの内部において、内筒204Bと相対的に固定された状態で支持されている。そのため、レンズ枠に保持された対物光学系204Dは、外筒204Aの内部を内筒204Bと一体となってZ方向にスライドする。なお、外筒204Aの先端面は、図示省略されたカバーガラスにより封止されている。
An objective
内筒204Bの基端面と外筒204Aの内壁面との間には、圧縮コイルばね204E及び形状記憶合金204Fが取り付けられている。圧縮コイルばね204Eは、自然長からZ方向に初期的に圧縮挟持されている。形状記憶合金204Fは、Z方向に長尺な棒形状を持ち、常温下で外力が加わると変形して、一定温度以上に加熱されると形状記憶効果で所定の形状に復元する性質を有している。形状記憶合金204Fは、形状記憶効果による復元力が圧縮コイルばね204Eの復元力より大きくなるように設計されている。走査ドライバ210は、サブCPU206が指定した設定値に応じたドライブ信号を生成し、生成されたドライブ信号によって形状記憶合金204Fを通電し加熱することにより、形状記憶合金132Fの伸縮量を制御する。形状記憶合金204Fは、伸縮量に応じて内筒204Bを光ファイバ202ごとZ方向に進退させる。具体的には、形状記憶合金204Fは、加熱されてZ方向に延びる(復元する)ことにより、内筒204Bを光ファイバ202ごと前方(Z方向)に押し出す。形状記憶合金204Fはまた、徐冷が進むにつれて形状記憶効果による復元力が低下することに伴い、圧縮コイルばね204EによりZ方向に圧縮されて、内筒204Bを光ファイバ202ごと後方(Z方向)に引っ込める。
A
光ファイバ202の先端202aを射出した励起光は、対物光学系204Dを透過して被写体の表面又は表層でスポットを形成する。スポット形成位置は、点光源である先端202aの進退に応じてZ軸方向に変位する。すなわち、共焦点光学ユニット204は、二軸アクチュエータ204Cによる先端202aのXY近似面上の周期的な円運動とZ方向の進退を併せることで、被写体を三次元走査する。
The excitation light emitted from the
光ファイバ202の先端202aは、対物光学系204Dの前側焦点位置に配置されているため、共焦点ピンホールとして機能する。先端202aには、励起光により励起された被写体より発せられる蛍光のうち先端202aと光学的に共役な集光点からの蛍光のみが入射する。先端202aより光ファイバ202内に入射した蛍光は、光ファイバ202を伝送後、光コネクタ152を通過して光分波合波器104に入射する。光分波合波器104は、入射した蛍光を光源102から射出される励起光と分離して光ファイバ112に導く。蛍光は、光ファイバ112を伝送して受光器114で検出される。受光器114は、微弱な光を低ノイズで検出するため、例えば光電子増倍管等の高感度光検出器を採用することができる。
Since the
受光器114によって検出された検出信号は、映像信号処理回路116に入力される。映像信号処理回路116は、CPU108の制御下で動作して、検出信号を一定のレートでサンプルホールド及びAD変換してデジタル検出信号を得る。ここで、サンプリング期間中の光ファイバ202の先端202aの位置(軌跡)が決まると、スポット形成位置とサンプリング点とがほぼ一義的に決まる。ここで、スポット形成位置とは、先端202aが任意の位置に来た時に射出される励起光により走査領域内に形成されるスポットの位置をいう。また、サンプリング点とは、上記スポット形成位置からの戻り光(蛍光)を受光器114で受光してデジタル検出信号を得る信号取得タイミングをいう。後述するように、本実施形態においては、予め、キャリブレーションユニット400を用いて先端202aの軌跡を測定し、その実測結果を基にスポット形成位置及びサンプリング点を推定している。そして、当該サンプリング点から対応する画像上の位置(モニタ300に表示される内視鏡画像の画素位置)及び励起光の発光パターンを決定している。サンプリング点と内視鏡画像の画素位置(画素アドレス)との対応関係は、リマップテーブルとして映像信号処理回路116に接続されたリマップテーブル用メモリ119に格納される。リマップテーブルのサンプリング点及び画素アドレスと励起光の発光パターンとの対応関係は、発光パターンデータとしてレーザ制御回路122に内蔵されている発光パターン用メモリ122aに格納される。これらデータの格納に関する詳細は後述する。
The detection signal detected by the
映像信号処理回路116は、リマップテーブルを参照して、各サンプリング点で得られる各デジタル検出信号を、対応する画素アドレスのデータとして割り当てる。以下、説明の便宜上、上記の割り当て処理をリマッピングと記す。映像信号処理回路116は、リマッピング結果に従って、各点像の空間的配列によって構成される画像の信号を画像メモリ118にフレーム単位でバッファリングする。バッファリングされた信号は、所定のタイミングで画像メモリ118から映像信号出力回路120に掃き出されて、NTSC(National Television System Committee)やPAL(Phase Alternating Line)等の所定の規格に準拠した映像信号に変換された後、モニタ300に出力される。モニタ300の表示画面には、高倍率かつ高解像度の被写体の三次元共焦点画像が表示される。
The video
図3に示すように、被写体は、XY方向に関して走査領域の中心から周辺に向かって渦巻き状に走査(スパイラルスキャン)されるが、光ファイバ202は共振運動を行うため、各スパイラルの周期(一回転の走査にかかる時間)は同じである。このため、走査領域の中心ほど励起光の照射密度(単位面積当たりの照射エネルギー)が高くなり、蛍光体の分解がより速く進行して褪色が起きる。その結果、観察主体が位置する観察領域中央部で画像が暗くなる不具合が生じる。そこで、本実施形態の走査型共焦点内視鏡システム1では、励起光の発光パターンを適切に制御することで蛍光の褪色を好適に抑えるように構成している。
As shown in FIG. 3, the object is scanned spirally from the center of the scanning region toward the periphery in the XY direction (spiral scan). However, since the
図4(a)は、光ファイバ202の先端202aの動きを示す図である。図4(b)は、光源102が射出する励起光の強度を示す図である。図4(a)、(b)の横軸は共に時間軸である。図4(a)の縦軸は、中心軸AXを基準とした先端202aのX(又はY)方向の変位量を示す。図4(b)の縦軸は、励起光の強度を示す。図4(b)に示されるように、励起光は、サンプリング期間の開始から所定の期間(以下、「パルス駆動期間」という。)パルス状に射出される。励起光は、パルス駆動期間経過後は連続的に射出される。後述するように、パルス駆動期間中の励起光の発光パターン(発光タイミング)は、リマップテーブルに基づいて生成された発光パターンデータによって定まる。本実施形態では、発光タイミングは、発明者らが行った実機検証の結果に基づいて、サンプリング期間の最初の1/3の期間がパルス駆動期間に設定される。すなわち、CPU108は、サンプリング期間の最初の1/3の期間を蛍光の褪色が発生する期間(すなわち、走査領域の中心部分)とみなして、励起光をパルス状に発光するように制御している。従って、本実施形態によれば、走査領域の中心部分における励起光の照射エネルギーが連続的な励起光を照射する場合と比べて減少するため、蛍光体の分解が極端に進行することはなく、蛍光の褪色が抑えられることとなる。また、走査領域の周辺部分では励起光が連続的に照射されるため、観察領域周辺部で検出光の光量不足が生ずることがない。励起光の照射エネルギーの高い走査領域の中心部分において照射エネルギーを減少させることにより、走査領域内において単位面積当たりの照射エネルギーのバラツキが抑えられ、走査領域の中心部分から周辺部分にかけて略一様な光量の蛍光を得ることが可能となる。また、本実施形態においては、ブレーキング期間中、励起光の射出が停止するように制御される。従って、ブレーキング期間中の不必要な励起光によって蛍光体の分解が進行することもない。
FIG. 4A is a diagram illustrating the movement of the
上述したように、本実施形態においては、パルス駆動期間中の励起光の発光パターンは、リマップテーブルに基づいて生成される発光パターンデータによって定められる。以下、本実施形態のリマップテーブル及び発光パターンデータの作成方法について詳述する。 As described above, in the present embodiment, the emission pattern of the excitation light during the pulse drive period is determined by the emission pattern data generated based on the remapping table. Hereinafter, a method of creating the remapping table and the light emission pattern data of this embodiment will be described in detail.
リマップテーブルは、キャリブレーションユニット400(図1)を用いて光ファイバ202の先端202aの回転軌跡を測定することによって作成される。キャリブレーションユニット400による先端202aの回転軌跡の測定は、本実施形態の走査型共焦点内視鏡システム1を使用する前に行う、いわゆる校正作業であり、キャリブレーションユニット400を共焦点光学ユニット204の先端に配置して行われる。
The remap table is created by measuring the rotation locus of the
図1に示すように、キャリブレーションユニット400は、PSD(Position Sensitive Detector)402、アンプ404を備えている。PSD402は、半導体位置検出素子であり、共焦点光学ユニット204から射出される励起光の位置を検出する光センサである。キャリブレーションユニット400が共焦点光学ユニット204の先端に配置されると、PSD402は、共焦点光学ユニット204の光ファイバ202の先端202aと対向して配置される。そして、この配置状態で、CPU108は、光源102及び走査ドライバ210を制御し、光ファイバ202の先端202aを渦巻き状に走査(回転)させながら励起光を連続的に射出する。光ファイバ202の先端202aから射出された励起光は、PSD402によって受光され、渦巻き状に走査される励起光の位置情報が逐次電流に変換されて出力される。PSD402から出力された電流は、アンプ404によって電圧に変換されて、システム本体100のA/D130に送られる。そして、励起光の位置情報(電圧信号)は、A/D130によって、所定のサンプリング周波数(例えば、54MHz)でサンプリングされた上で、デジタル値に変換される。デジタル値に変換された励起光の位置情報は、CPUメモリ110に順次記憶される。ここで、サンプリング周波数は、走査領域の周辺部分において内視鏡画像の略1画素を走査するのに掛かる時間に対応する周波数である。
As shown in FIG. 1, the
次に、CPU108は、CPUメモリ110に記憶された励起光の位置情報を画像メモリ118に対応付けてリマップテーブルを作成し、リマップテーブル用メモリ119に格納する。すなわち、リマップテーブルは、励起光の位置情報とモニタ300に表示される内視鏡画像との対応関係を記述するテーブルであり、例えば、内視鏡画像を15×15ピクセルとした場合、順次サンプリングされた励起光の位置(サンプリング点)と内視鏡画像の画素位置(ラスタ座標)との関係は図5のようになる。従って、CPU108は、この関係に基づいてサンプリング点から内視鏡画像の画素位置(ラスタ座標)を求めてリマップテーブルを作成する。そして、更に本実施形態においては、走査領域の中心部分でサンプリング点が集中して褪色が発生するのを防止するため、励起光をパルス状に射出させるための発光パターンデータを作成している。
Next, the
図6は、CPU108によって作成された走査領域の中心部分のリマップテーブルと発光パターンデータとの関係、及びサンプリング点とラスタ座標(内視鏡画像の画素アドレス)との関係を説明する図である。図6(a)は、本実施形態のリマップテーブル及び発光パターンデータの一例であり、図6(b)は、回転軌跡に沿って連続する10個のサンプリング点及びラスタ座標との対応関係を示す図である。ここで、図6(b)の各サンプリング点に付された番号は、図6(a)のサンプリング点の番号に対応している。図6(a)及び(b)に示すように、サンプリング点1〜3は、ラスタ座標(6,8)に対応し、サンプリング点4、5は、ラスタ座標(6,7)に対応し、サンプリング点6は、ラスタ座標(7,7)に対応し、サンプリング点7、8は、ラスタ座標(7,6)に対応し、サンプリング点9、10は、ラスタ座標(8,6)に対応するものとして説明する。
FIG. 6 is a diagram for explaining the relationship between the remap table and the light emission pattern data of the central portion of the scanning area created by the
CPU108は、各サンプリング点が対応するラスタ座標を求めた後、各サンプリング点のラスタ座標について次のサンプリング点のラスタ座標との差(デルタ座標)を求める。CPU108は、デルタ座標に基づいてリマップテーブルを完成させる。例えば、サンプリング点3のラスタ座標(6,8)とサンプリング点4のラスタ座標(6,7)との差を求めた場合、サンプリング点3のデルタ座標は(0,−1)となり、サンプリング点5のラスタ座標(6,7)とサンプリング点6のラスタ座標(7,7)との差を求めた場合、サンプリング点5のデルタ座標は(1,0)となる。このように、連続するサンプリング点に対して順番にデルタ座標を求めることにより、ラスタ座標が変化するサンプリング点(すなわち、異なる画素との境界に位置するサンプリング点)を求めている。完成したリマップテーブルは、リマップテーブル用メモリ119に送られて記憶される。
After obtaining the raster coordinates corresponding to each sampling point, the
次に、CPU108は、デルタ座標が(0,0)以外の値を有するサンプリング点(すなわち、ラスタ座標が変化するサンプリング点)を抽出し、その発光パターンデータのみを「1」とする(換言すれば、それ以外は「0」とする)処理を行って発光パターンデータを生成する。すなわち、発光パターンデータは、同一のラスタ座標を有する連続する複数のサンプリング点のうち、ラスタ座標が変化するサンプリング点(すなわち、異なる画素との境界に位置するサンプリング点)でのみ「1」となるデータである。同一のラスタ座標を有する連続する複数のサンプリング点は、1つのサンプリング点に間引かれて、対応する内視鏡画像の画素(ラスタ座標)に発光パターンデータとして割り当てられる。なお、図6(b)においては、発光パターンデータが「1」となるサンプリング点を黒丸で示し、発光パターンデータが「0」となるサンプリング点を白丸で示している。このように生成された発光パターンデータは、レーザ制御回路122に内蔵の発光パターン用メモリ122aに送られて記憶される。本実施形態においては、パルス駆動期間(すなわち、走査領域の中心部分)の励起光を発光パターンデータに基づいたレーザ駆動信号でパルス状に照射することで、走査領域の中心部分で蛍光の褪色が発生するのを防止している。なお、図6においては、説明の便宜上、走査領域の中心部分のリマップテーブル及び発光パターンデータを示して説明を行ったが、走査領域の周辺部分のリマップテーブル及び発光パターンデータも同様に作成される。ただし、走査領域の周辺部分においてはパルス駆動期間外となるため、各サンプリング点の発光パターンデータは全て「1」とされる。
Next, the
リマップテーブル及び発光パターンデータが完成すると、キャリブレーションユニット400を共焦点光学ユニット204の先端から取り外すことで、通常の共焦点観察(内視鏡観察)が可能となる。すなわち、CPU108は、光ファイバ202の先端202aを渦巻き状に走査(回転)させながら、光源102から発光パターンデータに応じた励起光が射出されるようにレーザ制御回路122を制御する。具体的には、CPU108が制御するレーザ制御回路122は、発光パターン用メモリ122aから各サンプリング点の発光パターンデータを順に呼び出しながら、レーザ駆動信号を生成し、光源102に供給することで励起光のオン/オフ制御を行う。
When the remap table and the light emission pattern data are completed, the normal confocal observation (endoscopic observation) can be performed by removing the
図7は、発光パターンデータに基づいてパルス状に照射される励起光と、ラスタ座標(内視鏡画像の画素アドレス)との関係を模式的に示す図である。上述したように、発光パターンデータは、同一のラスタ座標を有する連続する複数のサンプリング点を1つに間引くことによって生成されたデータである。従って、図7に示すように、励起光が発光パターンデータに基づいて照射される結果、走査領域の中心部分の内視鏡画像の各画素には、その画素に含まれる回転軌跡の数(すなわち、径方向の走査ライン数)に相当するパルスの励起光が照射されることとなる。例えば、図7の場合、ラスタ座標(7,6)の画素には、1つの走査ラインしか含まれないため、1パルスの励起光が照射され、ラスタ座標(8,10)の画素には、2つの走査ラインが含まれるため、2パルスの励起光が照射される。 FIG. 7 is a diagram schematically illustrating a relationship between excitation light irradiated in a pulse shape based on light emission pattern data and raster coordinates (pixel address of an endoscopic image). As described above, the light emission pattern data is data generated by thinning a plurality of consecutive sampling points having the same raster coordinates into one. Therefore, as shown in FIG. 7, as a result of the excitation light being irradiated based on the light emission pattern data, each pixel of the endoscopic image in the central portion of the scanning region has the number of rotation trajectories included in the pixel (that is, In other words, the excitation light of the pulse corresponding to the number of radial scanning lines) is irradiated. For example, in the case of FIG. 7, since the pixel at the raster coordinate (7, 6) includes only one scanning line, one pulse of excitation light is irradiated, and the pixel at the raster coordinate (8, 10) Since two scanning lines are included, two pulses of excitation light are emitted.
図8は、各サンプリング点とレーザ駆動信号との関係を示すタイミングチャートである。図8中、黒丸は、発光パターンデータが「1」のサンプリング点を示し、白丸は、発光パターンデータが「0」のサンプリング点を示している。図8に示すように、本実施形態のレーザ駆動信号は、発光パターンデータが「1」のサンプリング点を中心とした一定の幅(例えば、5サンプリング分)を持ったパルス信号としている。これは、1つのサンプリング点に対応する時間で励起光を照射した場合、励起光の照射時間が約18.5ns(1/54MHz)となり、蛍光試薬の反応時間との関係から十分な光量の蛍光を得ることが難しいことと、システムに起因する遅延時間等の影響により励起光をサンプリング点に正確に照射することが難しいことによる。なお、システムに起因する遅延時間は使用する部品によってもバラツキがあり、また、蛍光試薬の反応時間は、その種類、観察対象によっても変化する。そのため、ユーザが操作パネル124を操作することによって、レーザ駆動信号のパルス幅が可変できるように構成してもよい。
FIG. 8 is a timing chart showing the relationship between each sampling point and the laser drive signal. In FIG. 8, black circles indicate sampling points where the light emission pattern data is “1”, and white circles indicate sampling points where the light emission pattern data is “0”. As shown in FIG. 8, the laser drive signal of the present embodiment is a pulse signal having a certain width (for example, 5 sampling points) centered on the sampling point where the light emission pattern data is “1”. This is because when the excitation light is irradiated for a time corresponding to one sampling point, the irradiation time of the excitation light is about 18.5 ns (1/54 MHz), and a sufficient amount of fluorescence is obtained from the relationship with the reaction time of the fluorescent reagent. This is because it is difficult to obtain the sampling point and it is difficult to accurately irradiate the sampling point with the excitation light due to the delay time caused by the system. The delay time resulting from the system varies depending on the parts used, and the reaction time of the fluorescent reagent varies depending on the type and observation target. For this reason, the pulse width of the laser drive signal may be varied by the user operating the
また、システム構成や蛍光試薬の変更によって、信号の遅延時間や蛍光試薬の反応時間が変化することが考えられる。そのため、本実施形態においては、ユーザが操作パネル124を操作することによって、レーザ駆動信号の立ち上がりをサンプリング点に対して任意に早めることができる(すなわち、励起光を照射し始めるタイミングを任意に調整することができる)ように構成されている。 Further, it is conceivable that the signal delay time and the reaction time of the fluorescent reagent change due to changes in the system configuration and the fluorescent reagent. Therefore, in this embodiment, the user can arbitrarily advance the rise of the laser drive signal with respect to the sampling point by operating the operation panel 124 (that is, arbitrarily adjusting the timing at which the excitation light starts to be emitted). Can be configured).
以上が本発明の実施形態の説明であるが、本発明は、上記の実施形態に限定されるものではなく、技術的思想の範囲内において様々な変形が可能である。例えば、本実施形態においては、実機検証の結果に基づいてサンプリング期間の最初の1/3の期間(すなわち、走査領域の直径の略1/3を直径とする円内)を蛍光の褪色が発生する領域であるとしてパルス駆動期間に設定した。このパルス駆動期間は、蛍光の褪色具合に応じて、サンプリング期間の最初の1/3の期間よりも長く設定してもよく、また短く設定してもよい。また、ユーザが操作パネル124を操作することによって、パルス駆動期間を任意に設定できる構成としてもよい。
The above is the description of the embodiment of the present invention. However, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be made within the scope of the technical idea. For example, in the present embodiment, a fluorescent fading is generated in the first one-third period of the sampling period (that is, in a circle whose diameter is approximately 1/3 of the diameter of the scanning region) based on the result of actual machine verification. The pulse driving period is set as the region to be used. This pulse drive period may be set longer or shorter than the first 1/3 period of the sampling period depending on the degree of fluorescence fading. Further, the pulse driving period may be arbitrarily set by the user operating the
また、本実施形態においては、走査領域の周辺部分のリマップテーブルについて、各サンプリング点の発光パターンデータを全て「1」に設定する構成としたが、この構成に限定されるものではなく、例えば、走査領域の周辺部分については、発光パターンデータを設定せず、励起光を連続照射するように構成してもよい。このような構成とすれば、パルス駆動期間に相当するサンプリング点についてのみ発光パターンデータを生成すればよく、処理を効率化することができ、また、リマップテーブルのデータサイズを小さくすることができる。 In the present embodiment, the remapping table in the peripheral portion of the scanning area is configured to set all the light emission pattern data of each sampling point to “1”. However, the present invention is not limited to this configuration. The peripheral portion of the scanning region may be configured to continuously irradiate excitation light without setting light emission pattern data. With such a configuration, light emission pattern data only needs to be generated for sampling points corresponding to the pulse drive period, the processing can be made more efficient, and the data size of the remapping table can be reduced. .
また、本実施形態では、走査型共焦点内視鏡システムについて説明したが、本実施形態における励起光の発光制御は、特許文献5に例示される、別のタイプ(例えばカラー画像を撮影可能なタイプ)の走査型内視鏡システムにも適用することができる。図10は、別の実施形態の走査型内視鏡システム1Mを構成する、システム本体500の一部及び走査型内視鏡600の構成を示す模式図である。図11は、モニタ300及びシステム本体500の構成を示すブロック図である。図11においては、システム本体500と走査型内視鏡600との接続関係等を明確にするため、走査型内視鏡600の一部の構成も模式的に示している。なお、別の実施形態において、本実施形態と説明が重複する部分については適宜省略又は簡略する。
In the present embodiment, the scanning confocal endoscope system has been described. However, the emission control of the excitation light in the present embodiment is another type exemplified in Patent Document 5 (for example, a color image can be taken). It can also be applied to a scanning endoscope system of a type). FIG. 10 is a schematic diagram illustrating a configuration of a part of the system
図11に示されるように、システム本体500の前面には光コネクタ502及び電気コネクタ504が設けられており、走査型内視鏡600の基端には光コネクタ602及び電気コネクタ604が設けられている。光コネクタ602が光コネクタ502に差し込まれることにより、システム本体500と走査型内視鏡600とが光学的に接続され、電気コネクタ604が電気コネクタ504に差し込まれることにより、システム本体500と走査型内視鏡600とが電気的に接続される。なお、図10においては、システム本体500と走査型内視鏡600との接続関係等を分かり易くするため、光コネクタ502と光コネクタ602との接続部分を敢えて三つに分けて図示している。
As shown in FIG. 11, an
システム本体500は、各種回路の信号処理タイミングを統括的に制御するCPU520を有している。また、システム本体500は、R、G、Bの各波長の光(以下、夫々、「R光」、「G光」、「B光」と記す。)を射出可能なレーザ光源510R、510G、510Bを有している。また、特殊光観察に適した波長の光(以下、「特殊光」と記す。)を射出するレーザ光源510Sを有している。なお、これら4つのレーザ光源は、例えば広帯域(可視光および特殊光を含む帯域)であるスーパーコンティニューム光等を射出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に置き換えてもよい。
The system
システム本体500は、レーザ光源510R、510G、510B、510Sの各レーザ光源の発光を制御するレーザ制御回路512を有している。レーザ制御回路512には発光パターン用メモリ512aが内蔵されている。発光パターン用メモリ512aには、キャリブレーションユニット400(図10及び図11では不図示)を用いて作成された、本実施形態と同様の発光パターンデータが格納されている。レーザ制御回路512は、発光パターン用メモリ512aに格納された発光パターンデータに基づいてレーザ光源510R、510G、510B、510Sの発光制御を行い、R光、G光、B光、特殊光を同期したタイミングで射出させる。一例として、レーザ制御回路512は、R光、G光、B光、特殊光の各波長の光を、サンプリング期間の開始から所定期間(パルス駆動期間であり、例えばサンプリング期間の最初の1/3の期間)中はパルス状に射出させ、パルス駆動期間経過後の残りのサンプリング期間中には連続的に射出させる。
The system
各レーザ光源から射出されたR光、G光、B光、特殊光は、光結合器514に入射される。光結合器514は、入射された各波長の光を結合し、走査型内視鏡600が有するシングルモードファイバ610の入射端610aに入射させる。シングルモードファイバ610に入射された光は、シングルモードファイバ610内を伝送されて、走査型内視鏡600の先端部620内に配されたシングルモードファイバ610の射出端610bより射出される。
The R light, G light, B light, and special light emitted from each laser light source enter the
図12は、走査型内視鏡600の先端部620の内部構造を示す側断面図である。また、図13は、先端部620の内部構造を示す斜視図である。図12に示されるシース622は、可撓性を有する走査型内視鏡600の保護チューブである。シース622は、先端部620から光コネクタ602にまで延びた形状を有し、走査型内視鏡600が有する各種内蔵部品を保護している。シース622の外径は、走査型内視鏡600がイメージセンサ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、走査型内視鏡600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。
FIG. 12 is a side sectional view showing the internal structure of the
シース622内部には、支持体624が取り付けられている。シングルモードファイバ610の先端部分610cは、支持体624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624には二軸アクチュエータ626も支持されている。システム本体500が有する走査ドライバ530は、交流電圧Xを二軸アクチュエータ626CのX軸用電極間に印加して圧電体をX方向に共振させると共に、交流電圧Xと同一周波数であって位相が直交する交流電圧YをY軸用電極間に印加して圧電体をY方向に共振させる。これにより、シングルモードファイバ610の射出端610bは、XY近似面上において中心軸AXを中心に渦巻状のパターンを描くように移動する。射出端610bより射出される光は、サンプリング期間中、走査型内視鏡600の先端に取り付けられた集光レンズ628を介して、中心軸AXを中心とした所定の円形の走査領域を渦巻状に走査する。
A
被写体を走査した光の反射成分は、集光レンズ628を介してシース622内に入射される。ここで、シース622内において、支持体624の端面624aには、複数の貫通穴が円環状に並べて形成されている。各貫通穴には検出用ファイバ630が埋設されている。シース622内に戻された被写体からの反射光は、各検出用ファイバ630の入射端630aに入射される。各入射端630aに入射された反射光は、検出用ファイバ630内を終端に向かって伝送される。
The reflected component of the light scanned over the subject enters the
図13において図示省略するが、各検出用ファイバ630は支持体624の後方で束ねられ、光ファイババンドル630Bを構成している。光ファイババンドル630Bは、走査型内視鏡600の先端部620から光コネクタ602に延びている。光ファイババンドル630Bの終端は、光コネクタ602に収容されている。光コネクタ602内において、光ファイババンドル630Bの終端は、光サーキュレータ640により波長選択ファイバ650の一端と光学的に結合されている。
Although not shown in FIG. 13, the
ファイババンドル630B(検出用ファイバ630)内を伝送された反射光は、光サーキュレータ640によりファイババンドル630Bの終端と結合された波長選択ファイバ650の結合端に入射される。光サーキュレータ640は、ファイババンドル630Bからの反射光を波長選択ファイバ650にのみ入射させるように構成されている。つまり、ファイババンドル630Bからの反射光を後述の光ファイバ660には入射させないように構成されている。
The reflected light transmitted through the
波長選択ファイバ650は、光コネクタ602内に蜷局を巻くように収容されている。波長選択ファイバ650の導光路中には、結合端側から順にR(Red)、G(Green)、B(Blue)の各波長に対応するファイバブラッググレーティング670R、670G、670Bが形成されている。そのため、波長選択ファイバ650に入射され伝送される反射光は、まず、ファイバブラッググレーティング670RによりR成分について強い後方反射が引き起こされる。つまり、ファイバブラッググレーティング670Rは、反射光に含まれるR光のみを反射させて波長選択ファイバ650の結合端側に戻すとともに他の成分を透過させる。ファイバブラッググレーティング670G、ファイバブラッググレーティング670Bにおいても同様の光学的作用が引き起こされる。すなわち、ファイバブラッググレーティング670GにおいてはG光のみが、ファイバブラッググレーティング670BにおいてはB光のみが夫々反射されて波長選択ファイバ650の結合端側に戻される。
The
ファイバブラッググレーティング670R、670G、670Bは、R、G、Bの各波長の反射光に所定の光路差を付与するように位置が決められ形成されている。ここで、光サーキュレータ640は、波長選択ファイバ650からの光を光ファイバ660にのみ入射させるように構成されている。つまり波長選択ファイバ650からの光をファイババンドル630Bには入射させないように構成されている。そのため、波長選択ファイバ650の結合端に所定の時間遅延をもって到達したR、G、Bの各波長の反射光は、当該所定の時間差を維持しつつ光ファイバ660に順次入射される。
The fiber Bragg gratings 670R, 670G, and 670B are formed with their positions determined so as to give a predetermined optical path difference to the reflected light of R, G, and B wavelengths. Here, the
光ファイバ660の終端660aは、光コネクタ502と光コネクタ602とを接続させたとき、システム本体500が有するカップリングレンズ542RGBを介して光検出器544RGBと結合される。そのため、光検出器544RGBには、R、G、Bの各波長の反射光が所定の時間差をもって順次受光される。
When the
一方、ファイババンドル630Bからの反射光に含まれる特殊光に対応する成分は、波長選択ファイバ650を伝送中、何れのファイバブラッググレーティングによっても反射されること無く波長選択ファイバ650の終端650aより射出される。終端650aは、光コネクタ602をコネクタ502に接続させたとき、システム本体500が有するカップリングレンズ542Sを介して光検出器544Sと光学的に結合される。そのため、光検出器544Sには、特殊光に対応する成分が受光される。
On the other hand, the component corresponding to the special light included in the reflected light from the
光検出器544RGB及び544Sにより受光され検出された各信号は、映像信号処理回路550に入力される。映像信号処理回路550は、CPU520の制御下で動作して、検出信号を一定のレートでサンプルホールド及びAD変換してデジタル検出信号を得る。
Each signal received and detected by the photodetectors 544RGB and 544S is input to the video
システム本体500は、リマップテーブル用メモリ560を有している。リマップテーブル用メモリ560には、キャリブレーションユニット400を用いて作成された、本実施形態と同様のリマップテーブルが格納されている。映像信号処理回路550は、リマップテーブル用メモリ560に格納されたリマップテーブルに基づいてリマッピングを行う。具体的には、映像信号処理回路550は、光検出器544RGBで検出されたR、G、Bの各波長に対応するデジタル検出信号をリマッピングし、画像メモリ570にフレーム単位でバッファリングする。バッファリングされた信号は、所定のタイミングで画像メモリ570から映像信号出力回路580に掃き出されて、所定の規格に準拠した映像信号に変換されてモニタ300に出力される。これにより、モニタ300の表示画面に、被写体のカラー画像が表示される。また、映像信号処理回路550は、光検出器544Sで検出された特殊光の波長に対応するデジタル検出信号をリマッピングして画像メモリ570にフレーム単位でバッファリングし、映像信号出力回路580を介してモニタ300に出力することもできる。この場合、モニタ300の表示画面には、特殊光の波長に対応する生体が強調された被写体の強調画像が表示される。なお、被写体のカラー画像と強調画像は、モニタ300に択一的に表示されてもよく、二画面分割で同時に表示されてもよい。
The system
上述した別の実施形態によれば、サンプリング期間の開始から所定期間(パルス駆動期間であり、例えばサンプリング期間の最初の1/3の期間)中、レーザ光をパルス状に射出させることにより、走査領域の中心部分においてレーザ光の照射エネルギーが連続的なレーザ光を照射する場合と比べて減少する。そのため、例えば、走査領域の周辺部分の明るさを確保するためにレーザ強度を上げた結果、走査領域の中心部分に位置する患部に必要以上のレーザ光が照射されるという問題の発生を避けることができる。また、走査領域の周辺部分ではレーザ光が連続的に照射されるため、周辺部分で光量不足が生ずることがない。レーザ光の照射エネルギーの高い走査領域の中心部分において照射エネルギーを減少させることにより、走査領域内において単位面積当たりの照射エネルギーのバラツキが抑えられ、中心部分から周辺部分にかけて略一様な明るさの内視鏡画像を得ることが可能となる。 According to another embodiment described above, scanning is performed by emitting laser light in a pulsed manner during a predetermined period (a pulse driving period, for example, the first 3 period of the sampling period) from the start of the sampling period. The irradiation energy of the laser beam is reduced in the central portion of the region as compared with the case where the continuous laser beam is irradiated. Therefore, for example, as a result of increasing the laser intensity in order to ensure the brightness of the peripheral part of the scanning region, avoiding the problem that the affected part located in the central part of the scanning region is irradiated with more laser light than necessary. Can do. Further, since the laser beam is continuously irradiated in the peripheral portion of the scanning region, there is no shortage of light amount in the peripheral portion. By reducing the irradiation energy in the central part of the scanning area where the laser beam irradiation energy is high, variations in the irradiation energy per unit area in the scanning area are suppressed, and the brightness is substantially uniform from the central part to the peripheral part. An endoscopic image can be obtained.
Claims (14)
前記第一の光ファイバの射出端から射出される照射光が該第一の光ファイバの長手方向に延びる軸を中心とした略円形の走査領域内で中心部から周辺部に向って一定の回転周期で渦巻状に回転走査するように、該第一の光ファイバの射出端を渦巻状に回転駆動させる光ファイバ走査手段と、
前記照射光のオン/オフを制御する光源制御手段と、
前記照射光により照射された被写体より戻される戻り光を受光し、所定の検出タイミングで画像信号を検出する画像信号検出手段と、
前記検出された画像信号を用いて被写体の画像を生成する画像生成手段と、
を備え、
前記光源制御手段は、
前記照射光が前記走査領域内の中心部を走査するときに、該照射光を所定のパルス幅を有する駆動パルスでパルス状に発光させ、該照射光が前記走査領域内の周辺部を走査するときに、該照射光を連続的に発光させる
ことを特徴とする、走査型内視鏡システム。A first optical fiber that guides irradiation light supplied from a predetermined light source to an exit end, and exits the exit end to a subject;
The irradiation light emitted from the exit end of the first optical fiber rotates at a constant rate from the center to the periphery within a substantially circular scanning region centered on the axis extending in the longitudinal direction of the first optical fiber. An optical fiber scanning means for rotationally driving the exit end of the first optical fiber in a spiral shape so as to rotate and scan in a spiral shape with a period;
Light source control means for controlling on / off of the irradiation light;
Image signal detection means for receiving return light returned from the subject irradiated with the irradiation light and detecting an image signal at a predetermined detection timing;
Image generating means for generating an image of a subject using the detected image signal;
With
The light source control means includes
When the irradiation light scans the central portion in the scanning region, the irradiation light is emitted in a pulse shape with a driving pulse having a predetermined pulse width, and the irradiation light scans the peripheral portion in the scanning region. Sometimes, the scanning endoscope system characterized by continuously emitting the irradiation light.
前記画像信号の検出タイミングに応じた二次元の画素位置を割り当て、該割り当てた画素位置に該画像信号を配列して前記画像を生成し、
前記光源制御手段は、
連続する複数の画像信号の検出タイミングが同一の二次元の画素位置に割り当てられる場合に、該連続する複数の画像信号の検出タイミングの何れか1つを基準タイミングとして、該基準タイミングに基づいて前記駆動パルスを生成する
ことを特徴とする、請求項1に記載の走査型内視鏡システム。The image generating means includes
Assigning a two-dimensional pixel position according to the detection timing of the image signal, generating the image by arranging the image signal at the assigned pixel position,
The light source control means includes
When detection timings of a plurality of continuous image signals are assigned to the same two-dimensional pixel position, any one of the detection timings of the plurality of continuous image signals is used as a reference timing, and the detection timing is based on the reference timing The scanning endoscope system according to claim 1, wherein a driving pulse is generated.
前記基準タイミングに先立って前記駆動パルスを発生させる
ことを特徴とする、請求項2に記載の走査型内視鏡システム。The light source control means includes
The scanning endoscope system according to claim 2, wherein the drive pulse is generated prior to the reference timing.
前記基準タイミングを含むように前記駆動パルスを生成する
ことを特徴とする、請求項2又は請求項3に記載の走査型内視鏡システム。The light source control means includes
4. The scanning endoscope system according to claim 2, wherein the drive pulse is generated so as to include the reference timing.
ユーザからの入力を受け付ける第1の入力手段
を備え、
前記第1の入力手段が受け付けたユーザ入力に応じて、前記駆動パルスの発生タイミングと前記基準タイミングとの間の時間を調整する
ことを特徴とする、請求項2から請求項4の何れか一項に記載の走査型内視鏡システム。The light source control means includes
A first input means for receiving input from a user;
The time between the generation timing of the drive pulse and the reference timing is adjusted in accordance with a user input received by the first input means. The scanning endoscope system according to Item.
前記駆動パルスのパルス幅は、前記画像信号の検出タイミングの周期よりも長い
ことを特徴とする、請求項1から請求項5の何れか一項に記載の走査型内視鏡システム。The detection timing of the image signal is a constant cycle,
The scanning endoscope system according to any one of claims 1 to 5, wherein a pulse width of the drive pulse is longer than a period of detection timing of the image signal.
ユーザからの入力を受け付ける第2の入力手段
を備え、
前記第2の入力手段が受け付けたユーザ入力に応じて、前記駆動パルスのパルス幅を調整する
ことを特徴とする、請求項1から請求項6の何れか一項に記載の走査型内視鏡システム。The light source control means includes
A second input means for receiving an input from the user;
The scanning endoscope according to any one of claims 1 to 6, wherein a pulse width of the drive pulse is adjusted according to a user input received by the second input unit. system.
前記走査領域の直径の略1/3以下である
ことを特徴とする、請求項1から請求項7の何れか一項に記載の走査型内視鏡システム。The diameter of the central part in the scanning region is
The scanning endoscope system according to any one of claims 1 to 7, wherein the scanning endoscope system has a diameter of about 1/3 or less of the diameter of the scanning region.
前記第一の光ファイバの射出端を渦巻状に回転駆動させた後、所定の期間、該第一の光ファイバの射出端の回転駆動を停止し、
前記光源制御手段は、
前記所定の期間、前記照射光の発光を停止させる
ことを特徴とする、請求項1から請求項8の何れか一項に記載の走査型内視鏡システム。The optical fiber scanning means includes
After rotating the exit end of the first optical fiber in a spiral shape, the rotational drive of the exit end of the first optical fiber is stopped for a predetermined period,
The light source control means includes
The scanning endoscope system according to any one of claims 1 to 8, wherein the emission of the irradiation light is stopped during the predetermined period.
前記画像信号検出手段は、
前記励起光により励起された被写体から発生する蛍光を、該励起光の集光点と共役の位置に配置された共焦点ピンホールを介して受光し、前記所定の検出タイミングで画像信号を検出する
ことを特徴とする、請求項1から請求項9の何れか一項に記載の走査型内視鏡システム。The irradiation light is excitation light,
The image signal detecting means includes
Fluorescence generated from the subject excited by the excitation light is received through a confocal pinhole disposed at a position conjugate with the condensing point of the excitation light, and an image signal is detected at the predetermined detection timing. The scanning endoscope system according to any one of claims 1 to 9, wherein the system is a scanning endoscope system.
前記励起光の集光点と共役の位置に配置された、前記第一の光ファイバの射出端である
ことを特徴とする、請求項10に記載の走査型内視鏡システム。The confocal pinhole is
The scanning endoscope system according to claim 10, wherein the scanning endoscope system is an exit end of the first optical fiber disposed at a position conjugate with a condensing point of the excitation light.
前記画像信号検出手段は、
前記可視領域の波長を含む光により照射された被写体からの反射光を受光し、前記所定の検出タイミングで画像信号を検出する
ことを特徴とする、請求項1から請求項9の何れか一項に記載の走査型内視鏡システム。The irradiation light is light including a wavelength in the visible region,
The image signal detecting means includes
The reflected light from a subject irradiated with light including a wavelength in the visible region is received, and an image signal is detected at the predetermined detection timing. The scanning endoscope system described in 1.
前記画像信号検出手段は、
前記被写体からの反射光より、R、G、Bの各波長の光を分離して受光し、前記所定の検出タイミングで画像信号を検出する
ことを特徴とする、請求項12に記載の走査型内視鏡システム。The light including wavelengths in the visible region is light including wavelengths of R (Red), G (Green), and B (Blue).
The image signal detecting means includes
13. The scanning type according to claim 12, wherein light of each wavelength of R, G, and B is separated and received from reflected light from the subject, and an image signal is detected at the predetermined detection timing. Endoscope system.
前記被写体からの反射光が入射される第二の光ファイバと、
前記第二の光ファイバに入射された反射光であって、R、G、Bの各波長の光に異なる光路差が付与されるように、該第二の光ファイバの導光路中の異なる位置に配置された、R、G、Bの各波長に対応する波長選択手段と、
前記波長選択手段により異なる光路差が付与されたR、G、Bの各波長の光を所定の時間差で受光する受光手段と、
を備え、
前記所定の時間差で受光されたR、G、Bの各波長の光から前記所定の検出タイミングで画像信号を検出する
ことを特徴とする、請求項13に記載の走査型内視鏡システム。The image signal detecting means includes
A second optical fiber into which the reflected light from the subject is incident;
Different positions in the light guide path of the second optical fiber so that different optical path differences are given to the light of each wavelength of R, G, B, which is reflected light incident on the second optical fiber Wavelength selecting means corresponding to each wavelength of R, G, B arranged in
A light receiving means for receiving light of each wavelength of R, G, B to which a different optical path difference is given by the wavelength selection means at a predetermined time difference;
With
14. The scanning endoscope system according to claim 13, wherein an image signal is detected at the predetermined detection timing from light of R, G, and B wavelengths received at the predetermined time difference.
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