JPH04500321A - 多次元画像システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 多次元画像システム 発明の背景 （１）発明の分野 本発明は一般的には三次元電子画像システムに係る。また本発明は体の所定の領 域を映像化し治療の目的で高エネルギ放射線の供給を容易にするために医療に於 て使用される内視鏡に係る。より詳細には本発明は光フアイバチャンネルを使用 しレーザ又は他の高エネルギ放射線源を使用する内視鏡に係る。

（２）従来技術及び関連技術 立体視は観察者の両眼により視認された二つの僅かに異る画像が精神的解釈によ り立体化されたものである。この精神的解釈は観察者の経験に基いている。立体 画像は従来よりテレビ装置に表示されている。立体画像は一方の画像が偶数フィ ールドに表示され他方の画像が奇数フィールドに表示されることによりテレビの 表示装置に表示される。

観察者の一方の目が偶数フィールドを視認し他方の目が奇数フィールドを視認す るよう特殊なメガネが使用される。

観察者の認識機能が二次元画像を処理し知覚される三次元画像を形成する。

立体画像を得ることは従来より多数の方法により行われている。１９７８年に出 版されたｒｃｏｓｐｕｔｅｒ　Ｇｒａｐｈｉｃｓ　ａｎｄ　Ｉａａｇｅ　Ｐｒｏ ｃｅｓｓｉｎｇ　７Ｊの１９５〜２１０頁に記載されたｒＡ　Ｓｙｓｔｅｍ　Ｆ ｏｒ　Ｅｘｔｒａｃｔｉｎｇ　Ｔｈｒｅｅ　Ｄｌ＊ｅｎｓｉｏｎａｌ　Ｍｅａｓ ｕｒｅｓｅｎｔｓ　ｆｒｏｗ　ａ　５ｔｅｒｅｏ　Ｐａ１ｒ　ｏｒＴｖＣａｔａ ｅｒａｓ　Ｊと題する記事（Ｙａｋｌｉｏｖｓｋｙ及びＣｕｎｎｌｎｇｈａｍ著 ）に記載された一つの方法に於ては、所望の距離にて立体画像を得るべく横方向 に隔置されたステレオ対のテレビカメラが使用される。Ｘ線を使用する放射線診 断に於ては、二つの一連の露光を行うべくＸ線源が成る位置より他の位置へ変位 される。放射線センサは静止状態に維持される。二つの画像は従来の要領にてフ ィルムに撮影される。典型的な立体鏡を使用することによりフィルムの画像を見 ることができる。また上述の如き立体ビテオ表示装置にて画像を見ることができ るよう画像をデジタルビデオ装置に読込むこともできる。従来の立体画像法に於 ては対象物は一様に照明され、画像は典型的には写真フィルム又はテレビカメラ を用いて二次元フォーマットにて全体的に撮影される。

撮影されるべき対象物に光源を取付けることができる用途に於ては、一般に位置 センサとして横効果（ｌａｔｅｒａｌ　ｅｆ’ｆｅｅｔ）フォトダイオードが使 用される。横効果ダイオードは入射光スポットの位置を判定し、これにより対象 物の位置を判定する。自動生産操業に於ては、横効果フォトダイオードを使用す る電子装置が製造工程に関係するロボットのアームや他の物体を追跡するために 使用される。

従来の立体画像法に於ては、二つの立体画像より得られたデータを相互に関連付 けし計算して三次元情報、即ち立体（奥行）情報を取出すことは、一般に広範囲 の後検出処理を含むかなり複雑な仕ホである。従来の立体画像法に於ては、対象 物より僅かに異る角度にて撮影された二つの画像が使用される。次いで画像中の 各画素の横方向のずれを判定するために相互相関数が二つの画像に適用される。

横方向のずれは対象物の成る与えられた画素の変位（三次元的な変位）に対応し ている。処理手続は二つの互いに異る画像よりの画素を相互に関連付ける能力に より制限される。

コントラストが低く高周波のディテールを殆ど有しない対象物の場合には曖昧な 相互関連の量が高くなる。更にこの処理手続きは特に大きい画像の場合には多大 の演算を要する仕事である。

用途によっては、画像検出部材の大きさが非常に重要である。一般に立体画像を 形成するためには二つの写真カメラ又はビデオカメラが必要である。ビデオカメ ラは従来の撮像管又はソリッドステートのＣＣＤチップの形態をなしている。Ｃ ＣＤチップはたとえ小型であっても、直径の小さい内視鏡を必要とするような用 途に於て立体画像の撮影を行うために使用するには不向きである。

本発明の新規にして改良された内視鏡及びこれに関連する装置は、特に胃鏡、Ｓ 状結腸鏡、尿管鏡、喉頭鏡、気管支鏡を使用する処置の如き多くの処置の目的で 医療に適用されるものである。また本発明は例えば遠隔焦点調整式のフレキシブ ルファイバスコープ、マイクロポアスコープ、マイクロファイバスコープの如き 工業用途にも適用され得るものである。

従来の内視鏡に於ては、一般に管状の器具の根元側端部より先端部まで光線（典 型的には白色光）を伝送するために非干渉性の光ファイバ束が使用されている。

一般に撮影されるべき対象物を照明するために直径方向に分離された一対のチャ ンネルが使用される。独立のコヒーレントな可撓性を有する光フアイバチャンネ ルが先端部よりアイピース、テレビカメラ、写真カメラ、又は他の画像形成装置 が取付けられた根元側端部まで延在し、これにより画像が形成される。比較的直 径の大きい内視鏡の場合には、治療の目的で対象物へハイパワーのレーザ光線を 伝送するために独立の可撓性を有する水晶ファイバチャンネルが使用されること がある。所定の組織を切断しこれを回収するための器具を受入れる補助チャンネ ルが管状の内視鏡を横切る状態で設けられることがある。更に内視鏡の先端部と の間に水や空気を導くチャンネルが設けられた内視鏡もある。

従来の内視鏡、特に直径の大きい内視鏡によればかなり高品質の画像が得られる 。従来の内視鏡は非常に多様性に富み、広範囲に亘る有用な機能を果す。しかし 従来の内視鏡の光学系は多数の欠点を有している。高解像度にて対象物を見る場 合には、画像は個々のグルービングの繊維の輪郭が現われる網目模様又は亀甲金 網模様を呈する。また従来の内視鏡に於ては、対象物の照明に伴なう光の散乱に 起因してコントラストがある程度低下し、また複数の光学部品のぼんやりとした 光沢に起因してコントラストがある程度低下する。空間上の要件、例えば内視鏡 の直径により設計上の制約を受け、このことは照明チャンネル及び画像チャンネ ルが個別に使用される場合に重大である。また設計上の制約は直径が２ｍ１１１ 又はそれ以下である動脈の画像を形成する血管用の内視鏡の場合に非常に重大で ある。従来の内視鏡の光学系に於ける他の一つの制約は、立体画像即ち三次元画 像の形成を容易にし或いはマルチスペクトルの多次元画像を同時に得ることので きる光学系が得られないということである。

従来の内視鏡の画像チャンネルはテレビカメラに接続され、或いはテレビカメラ がオプチカルビームスプリッタによりアイピースと組合せて使用される。テレビ ビデオよりのビデオ信号出力は処理、表示、アーカイバル記憶の目的でモニタテ レビ若しくはデジタル画像撮影装置のビデオレコーダへ供給される。テレビカメ ラは従来の撮像管型のもの、ＣＣＤチップを使用するソリッドステート型のビデ オカメラ、又は他の従来の形態のものであってよい。

米国特許第４．６０４，９９２号には内視鏡の先端部に設けられたＣＣＤビデオ カメラチップが記載されている。

ＣＣＤチップを設けることにより画像用のコヒーレントな光ファイバ束を使用す る必要がなくなり、これにより亀甲金網模様が生じにくく画素の脱落を惹起す個 々の繊維の破損の影響を受けにくい画像を形成する装置が得られる。しかしＣＣ Ｄチップの大きさにより内視鏡の最小直径が制限される。またＣＣＤビデオカメ ラチップによれば、治療の目的で対象物に高エネルギのレーザ放射線を照射し、 しかもこれと同時にＣＣＤ撮像カメラにより対象物を見ることができる。

米国特許第４，８０８．６３６号には内視鏡の根元側の端部に配置されたソリッ ドステート型の画像センサが記載されている。アナログビデオ信号がデジタル信 号に変換される。次いでデジタル信号が亀甲金網模様や網目模様を除去し、表示 される画像に於ける画素の脱落を補償するよう処理される。画素の脱落は一般に 光ファフィバ束中の繊維が破損することにより生じる。従来の内視鏡の空間解像 度は実質的に光ファイバの直径及び画像用光学部品の倍率により決定される。一 般に広く採用されている繊維は高解像度の内視鏡に於ては８〜１０μｌの範囲の 直径を有している。

本発明の一般的な分野に関連する他の文献の特許権者及び特許番号は以下の如く である。

Ｍｏｋ　米国特許第４．８４１，６５０号ムラコシ及びヨシダ　米国特許第４， ４７３，８４１号ムラコシ及びアンドウ　米国特許第４．５６２，８３１号トイ ダ他　米国特許第４．５５０．２４０号Ｐｌｎｎｏｖ及びＧｅｎｔｉｌｅ　米国 特許第４，１７０，９９７号Ｌｏｅｂ　米国特許第４，４１８，８８８号カナザ ワ　′　米国特許第４．４１１１．８８９号オギウ　米国特許第４，４１９，９ ８７号Ｅｐｓｔｅｉｎ及びＭａｈｒｌｃ　米国特許第４，０１１，４０３号Ｂａ ｒａｔｈ及びＣａ５ｅ　米国特許第４，５８９，４０４号ヵトゥ他　米国特許第 ４．７ｏε、１１８号タカノ　米国特許第４．５４５，８８２号５ｈｅｌｄｏｎ 　米国特許第３，４９９．１０７号５ｈｅｌｄｏｎ　米国特許第３，０２１，８ ３４号５ｈｅｌｄｏｎ　米国特許第２．９２２．８４４号発明の概要 端的に言えば、本発明はその好ましい形態に於ては対象物の三次元画像を得るた めの画像システムである。光源を有する光学スキャナがラスタを描く非イオン電 磁放射線を発生する。ラスタにて対象物を照明すべくケーブルがスキャナに光学 的に接続されている。互いに隔置された一対の横効果光検出器が対象物より反射 された放射線を検出する。

光検出器よりの信号は電子処理装置へ伝送され、これにより各光検出器に対する 検出された放射線の位置が判定され、また対象物の三次元画像を示す局所データ が発生される。

処理装置は三次元座標のデータマトリックス及び対象物より反射された放射線の 検出された強度を出力する。放射線の強度を検出するための一つ又はそれ以上の 追加の光検出器が使用されてよい。データは対象物の多数の外観を表示するため にビデオ表示装置へ伝送される。光検出器がスペクトル調整可能であるよう光検 出器との組合せにてフィルタが使用されてよい。光検出器よりの信号は増幅され 、デジタル信号に変換される。

本発明はその一つの形態に於ては、内視鏡のための修正された光学系、光学スキ ャナ、本質的な検出器−ビデオ装置が組込まれた新規にして改良された内視鏡で ある。光学系は一つの実施例に於ては照明及び画像の両方に使用される一つのコ ヒーレントな光フアイバチャンネルを使用するよう設計されている。この内視鏡 の光学系によれば、光学スキャナとの組合せにより、コントラスト、空間解像度 、応答速度が改善された画像を撮影することができ、対象物の所定の位置へ正確 に向けられた独立の放射線を供給することができ、多重射影を行うことができ、 マルチスペクトルの画像を形成することができる。

一つの実施例に於ける内視鏡は光チャンネルを形成するコヒーレントな可撓性を 有する光ファイバの束を含んでいる。本質的な光検出器が該光検出器に衝突する 光量に比例する瞬時値を有する電気信号を発生する。内視鏡はラスタを描く放射 線を発生する光学スキャナとの組合せにて動作するよう構成されている。スキャ ナよりのラスタはビームスプリッタを通過し、光チャンネルの根元側端部に投射 される。光ラスタは光チャンネルを通過し検査されるべき対象物の表面を照明す べく光チャンネルの先端部に投射される。表面より反射された放射線は光チャン ネルを逆方向に通過し、ビームスプリッタにより光検出器へ導かれる。また第二 の治療用の光線が光チャンネルを通過するよう光チャンネルの根元側端部に投射 されてよい。光検出器は電磁スペクトルの予め設定された幅の狭い帯域に選択的 に応答する。

他の一つの実施例に於ては、可撓性を存する管状プローブの長さ分延在する第一 の光チャンネルを形成するコヒーレントな可撓性を有する光ファイバの束を含ん でいる。少なくとも一つの非干渉性の可撓性を有する光チャンネルがプローブに 受入れられ、反射された光線を伝送すべく第一の光チャンネルより直径方向に隔 置されている。本質的な光検出器は非干渉性の光チャンネルと光学的に接続され 、光検出器に衝突する光量に比例する瞬時値を有する電気信号を発生する。二つ のコヒーレントな光チャンネルが設けられ、各チャンネルに対応する横効果フォ トダイオードが検査される対象物の表面の局所画像を示す信号を発生する。

他の一つの実施例に於ては、内視鏡は一つのコヒーレントな可撓性を有する光フ アイバチャンネルを有し、検査される対象物よりの反射された放射線を検出する 少なくとも一つの光検出器がプローブの先端部に取付けられている。

光チャンネルの光ファイバは、切頭円錐形の根元側端部に於けるファイバの直径 が切頭円錐形の先端部に於けるファイバの直径よりもかなり大きい細長い切頭円 錐形をなす一般的な形状を有していてよい。

光チャンネルの根元側端部の表面は実質的に円筒形なす繊維の実質的に剛固に接 続された束により郭定され、光チャンネルの先端部の表面は実質的に円筒形をな す繊維の実質的に剛固に接続された束により郭定されている。光チャンネルの根 元側端部に投射されるラスタは光ファイバ束の中央繊維領域及び外方繊維領域を 郭定する境界を有し、光検出器は外方繊維領域に光ファイバと光学的に通信し得 るよう根元側端部に取付けられる。検査される対象物の表面より反射される放射 線は外方繊維領域の光ファイバを経て伝送され、これにより同心状にて照明及び 信号の読取りを行うことができる。

本発明の一つの目的は、三次元画像を電子的に得るだめの新規にして改良された システムを提供することである。

本発明の他の一つの目的は、多次元画像を得るための比較的コンパクトな検出器 を使用する新規にして改良された画像システムを提供することである。

本発明の他の一つの目的は、組織及び成長の特性の如き対象物の特性と効率的に 関連付けを行うことのできるマルチスペクトルの多次元画像を得るための新規に して改良された画像システムを提供することである。

本発明の他の一つの目的は、独立の照明用チャンネルを必要としないビデオ光学 スキャナ装置と組合された新規にして改良された内視鏡を提供することである。

本発明の他の一つの目的は、ステレオ対の誘導及び照明されるべき表面の三次元 画像の形成を容易にする新規にして改良された内視鏡を提供することである。

本発明の更に他の一つの目的は、第二の光線との関連で使用されるよう構成され たコンパクトで効率的な形態を有する新規にして改良された内視鏡を提供するこ とである。

本発明の更に他の一つの目的は、一つの光源又はレーザ源にて画像を形成するこ とができ、しかもこれと同時に治療又は他の診断の目的で一つ又はそれ以上の他 の光源が使用される新規にして改良された内視鏡及びこれに付属する光学スキャ ナ装置を提供することである。

本発明の更に他の一つの目的は、多次元画像と共に又は多次元画像とは別にマル チスペクトルを提供することである。

本発明の目的及び利点は図面及び本明細書より明らかとなるである・）。

図面の簡単な説明 第１図は本発明のによる新規にして且改良札れた内視鏡を一部除去し、また断面 を拡大して一部解図的に示す側面口である。

第２図は第１図の内視鏡の作動を本発明によるビデオカメラシステムと共に示す 概略図である。

第３図は内視鏡と第２図のレーザビデオカメラシステムを解図的に示すブロック 線図である。

第４図は本発明による内視鏡の第二の実施例とそれに関連する光学システムを示 す概略図である。

第５図は本発明による内視鏡の第三の実施例とそれに関連する光学システムを示 す概略図である。

第６図は本発明による内視鏡のための光学ファイバの束を示す一部解図的部分側 面図である。

第７図は第６図の内視鏡の中心部をなす光ファイバの束の拡大断面図である。

第８図は本発明による多元画像システムを示す概略図である。

第９図は第８図の画像システムに用いられている横効果ダイオードの一部解図的 拡大断面図である。

第１０図は第８図の画像システムに用いられている一対のダイオードのための簡 略化された概略回路図である。

第１１図は本発明による多元画像取得システムの概略図である。

発明の詳細な説明 添付の図を通して同一の部分は同一の符号により示されている。本発明による内 視鏡は第１図に於て符号１０にて全体的に示されている。符号１２にて解図的に 示されたビデオ走査カメラが内視鏡に光学的に連結されている。走査カメラ１２ はレーザ光源又は白色光源を有している。内視鏡１０は照射される光のラスタを 描くビデオ走査カメラと共に用いられるよう構成されている。内視鏡１０はビデ オ信号１４を抽出する装置と検査及び治療のために患者の体内へ挿入され得るよ うになった細長い可撓性の管状プローブ１６とを有している。こうして組合わさ れた内視鏡システムは以下に説明される如く、高い解像度と広いダイナミックレ ンジを有する高速で殆ど遅れのない画像を発生する。

この内視鏡システムは像の乱れやきらめきによる像の消滅が少なく、スペクトル による断層撮影及び単純なステレオ投影を含む多元画像処理を行うことができる 。内視鏡のプローブ１６は、従来の小径の内視鏡と寸法的に同等のかなりコンパ クトな構造にて実施可能である。プローブ１６は本来の光フアイバチャンネル１ ７を有している。プローブのもう一つのチャンネル１９は生体組織切出し鏡の如 き医学的道具を通すことのできる可撓性の管よりなっている。

第３図について見ると、ビデオ走査カメラ１２は任意の従来の型のものであって よい。好ましい形としては、カメラ１２は対象物の表面ヘレーザ光線を照射する ことにより作動するものである。そしてカメラは光検出要素により反射された光 線を感知してビデオ信号を発生する。このカメラは放射線源としてレーザ１８を 用いているのが好ましい関連するラスタジェネレータ２０はレーザ１８に光学的 に連結されており、照明用ラスタを発生するようになっている。ここでは本発明 は検査され且撮影されるべき対象物に対する照明源としてレーザを用いる場合に ついて記載されている。レーザ源を用いる利点は、広い範囲に亙ってレ−ザ光線 を選択できること、高い光学効率を有すること、成る種の診断及び治療のために 高いエネルギを発生することができること、単色光の吸収と成る選択された組織 や骨の特定の間の関係が確立されていること、画像を送る上で最良のフントラス トを生ずるよう反射特性のよい光線を選択できることである。

ビデオレーザカメラ（ＶＬＣ）１２は光学的コントラストを与える高解像度の広 いダイナミックレンジを有するデジタルビデオ影像機２２を含んでいるのが好ま しい。このＶＬＣ１２はまたレーザ２４と治療のために同時に部分的に独立のレ ーザ照射を行うことができるレーザ光線制御装置２６を有しているのが好ましい 。このＶＬＣ１２は従来の写真やテレビの特性として露出の間対象物がその全表 面にて白色光を照射されるとき生ずる散乱光によってコントラストが失われるこ とを避けることができる。このＶＬＣ１２は単色光照射によるラスタにてレーザ が走査されるとき、対象物を部分的に照明する。各ラスタ画素は順次録画される 。そのため録画された画素は他の画素から散乱された放射線によって種として生 ずる従来のビデオ画像に固有のコントラストの喪失を受けることはない。

一つノ好ましいＶＬＣ１２は＾、ＰＩｅｓｃｈ他によりＪｏｕｒｎａｌｏｒ　Ａ ｐｐｌｉｅｄ　０ｐｔｉｃｓ、Ａｐｒｉｌ　１５．１９８７．　Ｖｏｌ、　２Ｂ 、　Ｎｏ、８に’ＤＩｇ１ｔａｌ　Ｌａ５ｅｒ　Ｓｃａｎｎｉｎｇ　Ｆｕｎｄｕ ｓ　Ｃａｍｅｒａ−と題して発表された論文に記載されている如きデジタルレー ザ走査ファンダスカメラである。このＶＬＣは空冷式アルゴンイオンレーザを用 いている。このレーザは光線を形成しまたシャッタを郭定する二つの対物レンズ を経て光線を生成する。

ラスタジェネレータは多角形鏡のスキャナと線形検流器スキャナを有している。

照明光線は釣５２！００ｒｐ＋！！：：て回転しているへ面多角鏡スキャナによ って水平方向に逸らされる。この多角形スキャナの出口面は二つのカメラレンズ 系と総合走査線型検流器の共焦配列により走査面上に投影されている。このスキ ャナは２ｍｓのフライバックタイムに５０ヘルツの繰返し速度にて照射ビームを 垂直方向に逸らせる。二つのカメラ対物レンズの第二の対称配置によりレーザビ ームが低反射率の半透明鏡を経て検査されるべき対象物、例えば人の目の網膜上 に照射される。

ＶＬＣ１２として適当な他の一つの装置はＪｏｈａｎ　Ｓ、　Ｐｌ。

ｅａによりＪｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ａｐｐｌｉｅｄ　０ｐｔｉｃｓ、　Ａｕｇｕ ｓｔ　１５．１９８７゜Ｖｏｌ、　２６．　Ｎｏ、１６に“Ｌａ５ｅｒ　Ｓｃａ ｎｎｉｎｇ　Ｆｌｏｒｅｓｃｅｎｃｅ　Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ”と題する論文に 於て開示されている如き光学システムである。ここに開示されているレーザ走査 システムは望遠鏡により顕微鏡対物レンズに適した大きさに拡大されるレーザ光 線を用いている。このレーザビームは二つの直交検流計スキャナを有するＸ−Ｙ スキャナ装置により二つの軸線に沿って変位される。一対の鏡が光学通路の途中 に配置されている。光線は回折を制限されたスポット装置により対象物上に集め られる。照射された光は顕微鏡コンデンサにより集められ、光電子増倍管へ導か れる。螢光及び反射率による顕微鏡検査に於ては先通路は反射された光線が分光 器により光電子増倍管へ向けて反射されるまで走査鏡を含む全ての照明光の通路 を逆方向に辿る。ここに開示されている共焦レーザ走査顕微鏡検査は試料の多数 の焦点層の画像を与え、三次元像の再構築を可能にする。画像の組合わせはコン ピュータ記憶装置に記憶され、試料の同じ領域の相の対象と螢光画像を比較する ことにより種々の細胞の多数のパラメータによる分析を可能にする。

ＶＬＣ１２として適した他の一つの装置は、Ｗ、　Ｂ、　Ａｍｏｓ他によりＪｏ ｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ａｐｐｌｉｅｄ　０ｐｔｉｃｓ、Ａｕｇｕｓｔ　１５．１９ ８７゜Ｖｏｌ、　２Ｂ、　Ｎｏ、１６に’Ｕｓｅ　ｏｆ’　Ｃｏｎｆ’ｏｃａｌ 　Ｉａａｇｉｎｇ　ｉｎ　ｔｈｅ　５ｔｕｄｙ　ｏｒ　Ｂｉｏｌｏｇｌｃａｌ　 ５ｔｒｕｃｔｕｒｅｓ’と題する論文に開示された共焦顕微鏡に類似のものであ ってよい。光はレーザより反射鏡へ導かれる。この反射鏡は螢光顕微鏡検査のた めの色反射鏡或いは反射画像のための半透明反射鏡である。光学的走査システム は光の並行光線を従来の顕微鏡のアイピースへ導く。この光線は試料に於ける回 折を制限されたスポットに集められる。試料により反射された光或いは試料より 放射された光は最初の照明通路を通って戻り、反射鏡に於ける入色光より分けら れる。内視鏡とカメラシステムを含む一般的ＶＬＣ１２と内視１ｉ１１１０の主 たる構成要素の解図的ブロック線図が第３図に示されている。内視鏡は多数の光 学的構成要素の任意のものを含んでいてよい光学的接続装置１Ｆ２８によりＶＬ Ｃに双方向的に光学的に接続されている。内視鏡からのビデオ信号は光学的接続 装置２８を経て戻り、光電子増倍管３ｏの如き光センサへ供給それ、デジタル画 像取得処理装置２２へ送られる。このデジタル画像取得処理装置２２はカメラ１ ２内に組込まれていてもよく或いは別個の装置であってもよい。カメラがらのビ デオ出力信号はワークステーション３２へ伝えられてよい。

ワークステーション３２は典型的には相互作用式表示装置を供えたコンソールで あってよい。受取られてビデオ信号はワークステーション３２に於て診断者によ りとり扱われ、また調べられる。またカメラからの信号はデータ形式に書換えら れ、記録貯蔵装置３４に貯蔵され或いはこれより取出されてよい。

光電子増倍管よりのビデオ信号は画像の取得がリアルタイムにて行われるときに は、これを直接見るようアナログ表示システムへ供給されてよいことは明らがで あろう。

以下に更に記述される如く、ＶＬＣと内視鏡とは共働して画像ビームに加えてカ メラのレーザ２４より発生された別個の治療用レーザビームを内視鏡を経て送る システムを提供するようになっている。この治療用ビームは対象物即ち検査中の 組織の表面の選択された場所へ投射され、この組織は同時にカメラの画像光学シ ステムにより同時にモニタされる。この治療用ビームは視覚的に検査されつつあ る対象物の任意の部分的領域が内視鏡のプローブ端を取替えることなく効果的に 治療されるようビーム位置制御装置２６により正確に制御される。好ましい型の ものに於ては、治療用レーザ２４と制御装置２６とはＶＬＣ１２内に組込まれて いる。ＶＬＣ１２は照明と治療のために個別の単色波長と出力を彎え己よう必要 な数のレーザを含むよう構成されていてよい。ＶＬＣは螢光画像即ち照射放射ビ ームが一つの波長のものであり、像の形成が螢光放射によりなされる方法に用い られてよい。成る場合にはレーザ照射は単色光器よりの照明と同じ要領にて十分 な数の単色光が得られシステムが強力なスペクトル光度計として作動するような 場合に用いられてよい。ＶＬＣ１２はまた高い空間的解像力と広いダイナミック レンジとを有し、これによって空間的特徴とスペクトル的表示との間の関連付け を行うことができる。

第２図について見ると、内視鏡１０の一つの実施例は細長い可撓性の管状プロー ブ５０を有する。プローブ５０は可撓性のプラスチック、ゴムその他の従来の材 料により作られている。多数の先ファイバ５２を密に束ねた可撓性の光ファイバ の束５１が近接端５４からこれより隔たった検査端５６までその全長に亙って延 在している。近接端と遠隔端の近傍領域に於てはファイバの密に束ねられた束５ １は実質的に剛固である。これらの束の端部に於てはファイバ５２はそれらの相 互の間の空間的関係を保った状態にて剛固な円筒状に溶融されている。

プローブ５０は検査されるべき体或いは組織の一部６０に対置された状態にて示 されている。プローブの遠隔端５６は従来の要領にて組織片６０の近傍に配置さ れている。

この組織片の内視鏡により撮影されるべき特定の部分（図にて三角形にて示す） が６２にて示されている。レーザラスタスキャナからの単色照射光（Ｍ）がカメ ラ１２の光分割器６６に投射され、このレーザスキャナからの入力ラスタロ４を プローブ５０の近接端５４上へ投射する。この光はプローブの光ファイバの束５ １を通り、遠隔端５６を経て検査されるべき対象物６２の表面にラスクロ４′を 描く。

このラスク先は対象物の表面部を順次走査する。

対象物６２からの反射光は第２図に於ける矢印の方向に光ファイバの束を通って 戻り、カメラ１２の光分割器６６に投射される。この反射光は光電子増倍管３０ により検出され、その出力はビデオ増幅器６８へ供給される。増幅器６８は各瞬 間に於てレーザビームラスフが投射された対象物６２の表面上の点から反射され た光の量に等しい電気的ビデオ信号を送り出す。この電気的ビデオ信号は記録と 表示のためのアナログシステム或いは記録と処理と表示のためのデジタル画像シ ステムへ送られる。

この最後に記述した内視鏡は実質的に単一の光フアイバチャンネルを用いており 、別々の照明と画像のだめのチャンネルを必要としない。更に治療用レーザビー ムの内視鏡光学通路を影像用レーザビームと組合せることにより、別のレーザ放 射線を搬送するために別の治療用チャンネルを設ける必要がなくなる。従ってプ ローブ５０を有する内視鏡は冠状動脈の撮影に於て要求される如き非常に小さな 直径の内視鏡に用いられるに適している。高出力の光を必要とすることに関係す る従来の多くの問題が選択された単色放射線を与えるに十分な出力を有し、従来 の光源より遥かに有効に作動するレーザによって解決される。かかるる内視鏡の 更に他の一つの利点は、光線がラスタを通って順次進行するにつれて順次部分的 に撮影された画素からの反射光を記録することによって光の散乱が低減されコン トラストが改善されることである。ラスタ走査プロセスは、対象物の表面全体を 照らしその画像を同時に記録するとき一般に生ずる光の散乱によりコントラスト が失われるという固有の問題を回避する。従来の内視鏡光学システムに於ては、 一つの画素からの散乱された放射線が他の一つの画素の撮影に於て同時に検出さ れ、これによって本来の撮影信号が低減されていた。更に光ファイバに反射防止 被覆が施されるとその精度は更に向上する。かかる被覆によって単色光放射を用 いるスキャナに於ては、従来の白色光源を用いるスキャナに比してコントラスト の消失を大きく低減することができる。従って第２図の内視鏡は単一光レーザ光 線の照射によって画像が適当に観察される用途に特に有利である。

第４図に於て内視鏡プローブ７０は検査されるべき＃１ｉｍの対象部６２をラス タ照明するための中央の可撓性の光ファイバ束７２を有する。その両側に配置さ れた一対の光ファイバのチャンネル７４及び７６が先ファイバ束７２に平行に延 び、対象物６２より反射された放射線を内視鏡の遠隔の検査端７８よりその近接 端８０まで伝送するようになっている。光検出器及び８４が光チャンネル７４及 び７６の近接端に対向して配置されている。これらの光チャンネルを経て伝送さ れた反射光は光検出器８２及び８４へ入射する。光検出器８２及び８４は上述の 如き処理のための電気的ビデオ信号Ｓ、及びＳ２を発生する。

レーザラスタスキャナ２０及びレーザ治療ポジショナ２６からの単色光は光ファ イバ束７２の近接端８０へ与えられる。第４図の内視鏡はビーム分割器を用いな い。従って光ファイバ束７２の近接入力面からの反射は非常に小さい。

反射はまたビーム分割器と関連しても生ずる。更に一連の撮影に於ける多数の光 学的要素と関連する眩しさによる像のかくれの問題はビーム分割器を無くするこ とによって実質的に低減されてもよい。ビデオチューブを用いる従来の内視鏡光 学システムに通常生ずる時間遅れを避けるよう短時間の定常光検出器が用いられ てもよい。二つの照明チャンネル７４及び７６がそれぞれの光検出器８２及び８ ４を有するように構成されていることによって、信号Ｓｔ及びＳ２の形による二 つの画像が独立に得られる。これらの得られた画像は若し望むならＵＶ及びＩＲ の如く二つの太きく隔たったスペクトル領域を有していてもよい。

第５図に於て内視鏡プローブ９０は近接端９１より遠隔端９３へ縦方向に延びる 中央の光ファイバ束９２を有する。

この光ファイバ束９２は前述の如く検査されるべき対象物６２上にビデオラスタ を投射する作用を行う。内視鏡の遠隔端９３には対象物６２からの反射光を検出 するための個別要素的光検出器９４及び９６が設けられている。

ワイヤ９８が電気的バイヤス及び光検出器９４及び９６からの信号電流を伝送す べく内視鏡の長手方向に延在している。電気的ビデオ信号Ｓ１及びＳ２はワイヤ ９８を経てこれらのビデオ信号を処理する回路と接続されている。

個別要素的光検出器９４及び９６は内視鏡の遠隔端９３に配置されているので内 視鏡９０は個別の光検出器と照明用チャンネルを必要としない。照明用ビームが ラスタを走査するに従って、光検出器が検査されるべき対象物６２の極く近くの 光学的位置に配置されていることによりビデオ信号は高い効率にて発生される。

光検出器９４及び９６はその寸法が比較的小さいものでよい。従って内視鏡プロ ーブ９０の直径は比較的小さくなる。

以下に詳細に記述される如く個別要素的光検出器９４及び９６は横効果ダイオー ドであってよい。横効果ダイオードを用いた実施例によれば、三次元像が得られ る。プローブの遠隔端には幾つかの光検出器が配置されてよい。これらの光検出 器は必要に応じて円形、四角形、長方形、多角形その他の形状に形成されてよい 。

プローブ９０を有する内視鏡は照明チャンネルを通る光伝送の損失を避けること ができる。通常水晶ファイバにより３０００オングストロームと２ミクロンの間 の広い用途のスペクトル範囲に亙って光を伝送する二とができる。上記の個別要 素的光検出器は３０００〜２００００オングストロームのスペクトル範囲にて作 動するよう選択され得る。

反射された光線の波長に関係なく撮影と治療とを行うよう如何なる放射線にも夫 々に応答するよう内視鏡の遠隔プローブ面に一個或いはそれ以上の光検出器が選 択的に且適当に配置されてよい。既に記述した如く、或一つの内視鏡がＵＶ撮影 と２ミクロンでの撮影に適している。内視鏡プローブ９０は広いスペクトル応答 範囲を有する。例えば信号Ｓ１は成る与えられたスペクトル領域に於て撮影を行 うための反射光に応答し、Ｓ２は他のスペクトル領域に於ける反射されたレーザ 治療光線に応答してよい。

上記の内視鏡に適した光検出器９４及び９６は結晶シリコン、非結晶シリコン、 粒化カドミウム、粒化鉛の如き材料から作られてよい。かかる光検出器は紫外線 から可視スペクトルを経て赤外線に至る領域で体温或いは室温にて信頼性のある 性能を与える。赤外線の用途には赤外線伝送ファイバと冷却式光検出器の組合わ せが用いられてよい。性能的には劣る非冷却式熱検出器も成る種の赤外線用途に は満足すべきものである。

レーザカメラシステムは上述の如く一つの用途に於て生ずるスペクトル範囲に適 したスペクトル応答性を有する一個又はそれ以上の光検出器化によって撮影用ス キャナスペクトル光度計として作用してよい。一つの画像に於ける各画素に対す る相対的スペクトル反射が与えられた撮影光線に対して測定されてよい。正確な 検定によって絶対反射率の値が得られる。

レーザ診断療法は上記の如くテレビレーザカメラ装置と内視鏡によって有効に実 施されることができる。もし所定のレーザ線が所定の療法に最適であるなら、か かるレーザ線は１又はそれ以上の光ファイバを経由して治療が必要な対象物まで 伝達される。選択された光ファイバの数によって複合診断光線の直径が郭定され る。例えば対象物の表面上の成る障害が１０〜２０の光ファイバによって画像化 されるとき、診療に必要なレーザ放射は同数の光ファイバの束９２を経由する光 路に導かれ、指定された障害領域を覆うこととなる。同時画像も又ラスタスキャ ナの作動と同一数の光ファイバによって成される。レーザ２４により発生した第 二の診療放射線は折返し戻されて先ファイバ束を通って進行し、或いは１又はそ れ以上の光ファイバによってパルス化され、これによって加熱問題が最少化され る。一般に加熱は必ずしも臨界的な問題ではない。というのは高温用ガラス繊維 が開発されており、８００下（４２７℃）の温度でも使用することが可能だから である。水晶繊維はそれよりももっと高い温度の作動限界を有する。

上記の内視鏡装置に対して、二つの基本的な作動技術があり、これによると照射 治療に対する対象物の反応を見ながら同時に対象物に対して二次診療照射を成す ことができる。第一の技術によると、画像光線と二次診療光線の両者はスキャニ ング装置を通過する。このような手法に於ては、二次診療光線はスキャニングラ スクと同期してパルス化される必要があり、これによって二次診療光線は正確な 態様にて供給される。この第一の手法は画像パルスと診療レーザパルスの正確な タイミングが調整される必要がある。

第二の技術によると、高エネルギ照射が第二の別個の光学装置によって伝達され る。この第二の手法は通常診断光線のパルス化とラスタのスキャニングを同期化 する必要がない。しかしながら、画像経路は二次照射が画像処理を干渉しないよ うにフィルタにかけられる必要がある。従ってこのような装置に使われる光検出 器は充分なフィルタ装置が要求され、かくして光検出器は画像光線からの放射線 のみに選択的に応答する。内視鏡プローブ７０及び９０は多数の光検出器を使用 しており、１又はそれ以上の光検出器が画像放射線を検出（可視）するために使 われるが、一方診療放射線に対しては不透明（不可視）である。光検出器とフィ ルタを適切に選択することによって、光検出器は時間に対する反射された放射線 の大きさを監視するために使われる、というのは診療光線によって高エネルギ光 線の焦点が結ばれる対象物又は組織の反射率特性が変化するがらである。

多重基本検出器は各々異る視角がら対象物の独立した画像を提供することができ るので、これを使用することによって立体画像が可能となることが特記されてよ い。このような画像（電気的信号）の対は基本的には電気的に結合されて立体対 が導かれる。１又は２以上の基本検出器が対象物に対して異る視角にて配置され 、これによって画像が多重的に生成されそれによって対象物の最適な三次元像が 得られる。更に対象物の表面下の構造をスペクトル選択像として得ることができ る、これは異るレーザ波長より得られた画像が一定の場合に対象物表面下の浸透 深さの異る値を表示するからである。

かくして断層撮影面が構成される。

多重スペクトル画像によってコントラスト強化も又可能である。多重スペクトル 画像は異るスペクトル応答性を有する光検出器を使用することによって成される 。電気的テレビ信号の処理はデジタルＸ線放射法で使われるエネルギ引算技術及 び心臓膜で扱われる近赤外引算技術によって成されてよい。

第６図を説明すると、既に記述された内視鏡のための剛性を有するコヒーレント な光ファイバ束１００の一つの実施例が記載されており、この光ファイバ束は実 質的に同一の光ファイバ１０４からなる溶融した糸から成る近接円柱部１０２を 含む。同様に溶融した先ファイバの糸がら成る遠隔円柱部１０６が内視鏡の遠隔 端部に形成されている。

近接円柱部１０２の光ファイバの外径は遠隔円柱部の対応する光ファイバの外径 よりかなり大きい。光ファイバ１゜４は近接端部から遠隔端部才て実質的に一定 の傾斜を有している。かくしてこの光ファイバ１０４は細長い切頭円錐であると いえる。

光学的ラスタスキャナからの光学的放射線は近接円柱部１０２の入力面１０８上 に照射される。光ファイバ１０４の近接端部によって郭定される比較的大きな入 力面１０８は大きな熱容量を有する冷却手段を提供し、又光ファイバ束１００に て強いレーザ放射による損傷に耐え得る能力を提供するべく機能する。従来技術 による内視鏡では、高エネルギレーザ放射線はしばしば光ファイバに対して、と りわけ内視鏡の光ファイバの近接端部に対してし損傷を与えることがあった。可 撓性を有ししかも高い透過性を有する光ファイバが選択されるため、光ファイバ は局所的不純物が存在しない限り温度上昇に曝されることはない。しがしながら 近接円柱部１０２はかなりの部分がｊＲ１１＝を受け易い、というのは張合せ剤 が大きな吸収性を有するため過度に高温となり熱衝撃による損傷が生ずることが ある。入力面１０８に於ける光ファイバの直径が出力面１１０に於ける光ファイ バの直径よりかなり大きくなるような構造とすることによって、熱衝撃に対する 潜在的な危険が回避される。

かくして光ファイバ束１００の他の関連ある物理的特性が同一である限り、光フ ァイバ束１００を通って伝達されるレーザ光線のエネルギ密度をかなり増加させ ることができ、入力の熱容量をかなり増加させることができ、しかも光ファイバ 束の潜在的な損傷を減少させることができる。例えば出力面１１０に対する入力 面１０８の直径が１０：１である光ファイバ１００の場合、１０μの可撓性光フ ァイバ束は１００μの実質的な入力面を有することができる。

多重スペクトル画像、表面断層撮影、異るスペクトル応答性及び異る遠近感を含 む手法を使用する場合には、多重検出器が必要である。かかる検出器は第７図に 図示されている如き光ファイバ束の近接端部の外側領域に配置され且装着される のが効果的である。第７図に描かれている形態の場合、近接円柱部上に投影され るラスタの境界部（図式的に描かれている）は光ファイバ束の全断面領域の中央 部分だけを取囲んでいる。従って光ファイバの外側リング１２２は光検出器１２ ４を接続するために使われることができる。基本的には、境界１２０によって郭 定される中央のラスタ照明伝達領域は光フアイバ経路の同心的リング１２２によ って輪形に囲まれている。リング１２２内の光ファイバは各々個別的にであれ群 として集合的にであれ内視鏡プローブの遠隔端部近くでレーザ放射線によって照 明され組織表面から反射された放射線を近接端部に配置された光検出器１２４ま で伝達するために使われる。

一つの実施例によると、光ファイバ束１００の入力近接端部１０８の径は４１１ １であり、遠隔端部１１０の径部は１ｉｌＩ１１である。光ファイバ束１００の 有効な縮小率はおよそ４である。成る一つの光ファイバが近接端部で４０μの径 を有する場合その遠隔端部の径は１０μである。もし２ＩＩ１１の対角線距離を 有する正方形境界１２０によって郭定されるレーザラスタが近接端部面１０８上 に中心に沿って投影されると、ｌ■の厚さの光ファイバのリング１２２が光検出 器のための光学的経路として機能すべく残される。かかるリングはおよそ一つず つｌｌｌ１１の大きさを有する隣接間隔にて１２個の検出器１２４を収容するこ とができる。光検出器１２４の特定の形状及び大きさは特定の使用態様の必要に 応じて変化される。このようなレーザラスタスキャナ装置は多重スペクトル画像 を提供するために多重光検出器と組合せて使用することができる。例えばＮｄ： ＹＡＧレーザによって１．０６４μの典型的なレーザ線を発生することができ又 １．３１８μの強いレーザ線を発生させることができ、かかるレーザが異る基本 光検出器に接続されることができる。基本光検出器の各々はレーザ線の一つに応 答し、検査中の対象物は二つのレーザ線によって同時に画像化される。例えば「 オプティカルエンジニアリング」の第２６巻頁１２４０〜１２４４に於てＲ，Ａ 、モーガンによって論じられた°非線形光学結晶の研究及び応用のためのＮｄ： ＹＡＧレーザ°の如きレーザ装置が非線形光学結晶に組合されて使用されると、 可視スペクトラム全域に渡り三原色と近紫外領域を含む周波数を同時に発生させ ることができる。

第８図から第１１図まで説明すると、本発明による三次元１ｉｌＩｉｉ像取得装 置が符号２００にて概括的に指示されている。

画像取得装置は少なくとも二つの隔置された横効果フォトダイオード２０２及び ２０４を使用しており、ががるフォトダイオードは光学的走査装置２０６と組合 せて使用されこれによって三次元的に画像化される対象に対して検知された放射 線強度とその位置を指示する信号が生成される。

フォトダイオード２０２及び２０４は典型的には同一である。処理装置２０８（ 第１１図）がこの横効果フォトダイオードに電気的に接続されており、対象物の 三次元像を発生させるために使われるデータが生成される。このデータは処理さ れて様々な表示技術によって画像化される。例えば立体監視投影を、同期シャッ タグラス法またはフレーム毎の多重遠近画像又はリアルタイムの“フライバイ′ 提示を生成することによって成される。

光学的走査装置（ラスタスキャナカメラ）２０６は放射光線を発生させる放射光 源を使用している。この放射光線は光学的偏向装置に導かれ、かかる装置によっ てラスタ２１０が二次元方向に走査され試験対象物Ｔ（第１１図参照）上に投影 される。照明ラスタはテレビ装置で使用されるラスタと同一形態である。既に述 べたように、一つの適切な形式の光学的偏向装置には、より遅い垂直偏向に対す る検流計で制御された鏡と水平光線偏向を発生させる高速回転多角形鏡とが使用 されている。他の装置によると水平偏向と垂直偏向の両者を発生させるために検 流計が使用されている。二次元照明ラスク型は光線が偏向装置のいずれがを通っ て投影された時に形成される。上記のように、放射線は近紫外から可視を経て赤 外に至るスペクトル成分を有している。放射線の性質に対する唯一の制限は、放 射は屈折と反射過程で光学法則に従って振舞うということである、即ち放射光は 走査装置の偏向鏡面と試験対象物Ｔによって反射され更に位置検出器即ちフォト ダイオード２００及び２０４の前方に配置されたレンズ２０３及び２０５を通っ て屈折されなければならない。位置検出装置は少なくとも一つの横効果フォトダ イオード２０２及び２０４を含んでおり、これによって対象物Ｔから反射された 放射線が画素単位を基礎として直接検出される。このデータが画像化される対象 物の画面の表面地形の多重遠近像を作り出すために使われる。二つの遠近像は双 眼視角と同様に立体表示装置２２６の上に表示されるべく生成される。

立体画像に対する幾何学的及び代数的基礎は第８図に単純化して示された図に画 かれている。第８図は試験対象物ＴのＺ軸の透視図を示している、言い換えれば 二つの光検出器２０２及び２０４上で直接前方の画面を画像化したものとして表 されている。従来技術による立体視画像に於ては、二つの領域を検出するもの（ 例えばテレビカメラや目）が同一面上からその場面を見ている、しかしその間に 水平方向の空間が存在する。画面中の全ての点は焦点中心を通って画像化される 。一つの画像面上にある点は焦点中心を通って二つのカメラの検出器上にそれぞ れ画像化される。

二つの面上の全ての点は正確な相関関係を有している、なぜならかかる点は各カ メラ上に画像化されているからである。第二の画像面上の点は焦点中心を通って 各カメラ上にそれぞれ画像化される。第二の画像面に於ける点は第一の画像面の 対応する点の画像である点に対して水平方向に明確な変位が存在する。

画像取得装ｒＩ１２００内の立体対による三次元画像は画像化される対象物画面 の高さく深さ）の関数として検査面にて空間的に変位した画像点の相関関係に基 いている。高さく深さ）の解像力は検出器の分離距離りとカメラの水平方向解像 力の関数である。対象物の場面（例えば第８図の画像面Ｐａ及びＰｐ）内の高さ 方向の小さな変化は画像検出器２０２及び２０４の表面上の画像点に於ける水平 方向の小さな変位Ｈ，及びＨ２に対応している。各横効果フォトダイオード２０ ２及び２０４は単一の基本型光検出器（ＣＣＤ又はＣＩＤ配列とは対照的に）で ある。各横効果フォトダイオードは基本的に光の点が光検出面上に衝突する点を 正確に画像することができる能力を有する。

三次元画像に適した横効果フォトダイオード２０２の一般的な作動方法は第９図 及び第１０図に描かれている。標準的フォトダイオードと横効果フォトダイオー ド２０２の基本的な差異は第９図の単軸型として示されている接点配列にある。

入射光線の位置に依存して、接点間の基質が光を吸収することによって発生する キャリアのオームの法則による分割によって照明点の正確な位置情報が堤供され る。

第１０図には第９図の横効果フォトダイオードの等価回路が示されており、光線 が横効果フォトダイオード（接点に於て）に衝突すると、一定の電流が基質の抵 抗率を有するバルク内に発生しＩｓとして示される。この定電流は二つの経路に 分割され、第一の経路はＲｉ、−ＲＬ、であり第二の経路はＲ１□−ＲＬ２であ る。今Ｒ，，＞＞ＲＬ、でありＲ，２＞〉Ｒ４２であり且ＲＬ、＃Ｒ，２である 時、各経路を流れる電流は検出器の面積抵抗のオームの法則分割抵抗に比例する 。

光の点の位置を計算するために、中心点は０として取扱われる。従って、一つの 経路の電流を他の経路の電流より引き算することにより各経路を流れる電流が等 しいとき、中心点は０となる。一般に、 位置−Ｉ　Ｌｌ−Ｉ　Ｌｌ 最後に、全照明量の位置情報の依存性を消去するために、位置信号は全電流量に 関して基準化される。

位置−（ＩＬＬ　ＩＬ２）　／　（ＩＬｌ＋ＩＬ２）第８図について説明する。

光線によって水平面上の対象物の表面が走査されると、対象物Ｔの高さが全て同 一面上にある限り二つの横効果フォトダイオード２０２及び２０４は基本的に同 一の位置情報を検出する。光線が軸線より偏倚して走査されると光ファイバによ る非線形性が生ずることがある。非線形性は光学装置内で修正されることができ る。逆に非線形性は光線位置の関数として非線形性を図形化することによって及 びデータをデジタル記憶装置２２０内に記憶することによってより効果的に修正 されることができる。非線形性はその後信号情報に対する逆の図形化関数を適応 することによって解き明されるできる。

光検出器によって検出された空間変位Ｈは高さく深さ）の変化に対応している。

実際には、地形測量に伴う非線形性は既知の三次元試験対象物を横切る高さの差 異を光検出器２０２及び２０４から読取られた位置の偏倚に対して図形化するこ とによって説明されることができる。

高さ乃至は第三座標情報は検出された信号の空間的偏倚に対応しており、かかる 情報は二つの光検出器によって検出された位置信号間の差に由来する。二つの光 検出器２０２及び２０４間の空間は垂線の対象物に対する角度と同様に、高さく 深さ）がＯである面を決定する。もし検出器の垂線が対象物空間に対して垂直で あるなら、参照高さく深さ）面は基本的に無限大である。内視鏡の如き医学的画 像の生成に利用される場合には対象物距離はほんの数ＣＩシか離れていないので 検出器２０２及び２０４は中実軸に向けて傾斜されてよい。このような配向によ って光学的な非線形性が減少し、検出器の垂線が交差する高さ０の新しい基準面 が郭定する。

一定の高さを有する面に於ては光線によってラスタの側方から側方まで走査され ると、二つのフォトダイオード２０２及び２０４は同一の二次元平面情報を検出 する（非線形性が修正された後に）。相対的高さく深さ）はその後二つの検出器 によって検出された位置情報間の差異として計算され、以下の式に従って電極の 各々の信号出力から誘導される。

式１　高さ−（Ｓｌａ−５ｌｂ）／　（５１ａ＋５１ｂ）−（５２ａ−Ｓ２ｂ） ／　（Ｓ２ａ＋５２ｂ）この信号５１ａ、ｓｘｂ、Ｓ２ａ及びＳ２ｂは二つの信 号線（第９図のｉ５及びＬ　Ｌ　−ｉ　＋Ｌ−５）を参照）より光検出器の各々 上に生成され、かかる信号は各出力信号の前置増幅器のすぐ後に続くデジタル化 装置２１２に供給される。

このような手法はデジタル化装置２１２内へ流れる高速データを必要とする。高 さく深さ）情報はその後代１を使用して処理装置２０８内で計算される。上記の 計算は又ハードウェア（アナログ式又はデジタル式を問わない）内でも成される 。このような場合、ただ一つのデータ流れがデジタル化装置内に流れ込み、かか るデジタル化装置のデータ流れが直接各対応する画素の高さ情報に対応している 。

横効果フォトダイオードは又深さ情報と同様通常の二次元情報を提供するように 構成されることがある。二次元（横断方向）情報は横効果フォトダイオードの電 極にて生成される電流の総和によって得られる。しかしながら−次元の横効果フ ォトダイオードの単一の対だけによって三次元画像取得装置２００に対する高さ 情報を提供することが要求される。他の二次元は通常のスキャニングラスタ処理 によって生成される。

二つの隔置された横効果フォトダイオードを使用して生成された信号によって充 分な情報が提供され画像化すべき対象物の場面の高さ方向の断面が作り出され、 この情報には走査装置が進行するにつれて点毎を基礎とする光学的信号に基く正 確な測定が含まれる。処理装置２０８は対象物Ｔの各三次元座標（Ｘ％ＹＳＺ） に関係したマトリックスを各座標に対する関連する光強さＡと共に発生した。情 報は貯蔵装置２２４内に配置され又ビデオ表示装置２２６に伝送された。三次元 画像装置の高さ解像力は光検出器２０２及び２０４と画像面間の距離に対する検 出器２０２及び２０４の水平空間及び検出器の位置解像力によって決められる。

位置解像力は基本的には横効果フォトダイオードの制限ノイズによって又付属す る前置増幅器及びそのダイナミックレンジ特性によって制限される。

次に第１１因について説明する。横効果フォトタイオード２０２及び２０４によ って発生した信号情報を使用することに加えて、１又は２以上の追加的な通常の 基本光検出器２３０．２３２．２３４、・・・であって所定のスペクトル応答性 を有するものから同時に信号を得ることができる。

光検出器２３０．２３２．２３４、・・・によって多重の画像を取得することが できるという利点を提供するが、多重スペクトル画像によって又多次元画像及び 画像処理を組合せることによって最適のコントラスト及び最適の対象物認識を達 成することができるように分離されたスペクトル領域を提供する。これらの基本 光検出器２３０．２３２．２３４は非常に小さい、例えば１１１ｍ２以下又は大 きなソリッドステート検出器、光電子増倍管及びフォトダイオードが各スペクト ル応答性のために選択される。光検出器は特定のフィルタを付加して使われても よく又かかるフィルタなしで使われてもよい。かかる付加的な検出器によって得 られた像は通常の二次元画像である。しかしながら光検出器２３０．２３２及び ２３４から得られた情報は又横効果フォトダイオード２０２及び２０４から得ら れた空間情報に結合されることによってその応答性を有するスペクトル領域内に 高さ情報を提供する。

成る種の適用法に於ては、光検出器２０２及び２０４は走査装置及び走査された 対象物に対して相対的に配置され、反射よりも透過として機能することとなる。

分光画像取得装置２００はルミネッセンスに応答するように機能することが明ら かである、それは走査される対象物内にルミネッセンスの励起を生じさせる放射 線によって走査されることによって成される。かかる装置によると走査され対象 物内にルミネッセンスを発する物質を分散させることによる三次元像が得られる 。

三次元画像取得装置２００の使用から得られる利点は広い領域に互って得られる 、例えば内視鏡や網膜カメラや顕微鏡を使って画像を得る必要がある医学分野や 、同様な器具が使われる非破壊的試験の分野である。特に画像取得装置２００に よって対象物の高さ情報が直接得られ、又センサの大きさが最小化され、又スペ クトル選択性及び散乱防止という利点が提供される。

分光感度は、スペクトルが最適コントラストを得るのに重要なファクタである場 合や多重スペクトル画像を使用して対象の認識手段としてスペクトル特徴を提供 する場合には重要となる。かかるモードでの作動は多次元画像取得装置２００と 共にテレビ画像に対して充分に適合する。

画像取得装置２００の散乱防止特性は、画像化される対象物が散乱中心として機 能する懸濁粒子体を有する媒体内に浸されている時には重要となる。光学的ラス クスキャナ技術は本来的には光検出器に対して散乱を最少化させる、というのは 記録された散乱だけが光源から対象物へ媒体を通過した光線と同伴したものであ り、且対象物表面から反射し検出器に向って導かれた反射光だからである。従っ て検出された散乱は通常の画像処理法の場合よりは少ない、というのは通常の画 像では光源は典型的には対象物の全表面を照射し、又散乱は照射された全領域か ら発生するからである。完全な照射による散乱は写真又はテレビで得られた画像 に対してコントラストの寅質的な損失をもたらす。

本発明の最良の実施例について説明されてきたが、以上の説明は本発明を限定す るものではない。従って様々な修正や応用及び変化が本発明の精神と範囲から逸 脱することなく当業者にとって成し得る。

ｒ−−−一−−−−−コ ■ 国際調査報告

Claims (20)

【特許請求の範囲】
1. （１）対象物の多元的画像を取得するための画像取得システムにして、 一つのラスタを描く非イオン化性電磁放射線のビームを発生する放射源手段を有 する光学的走査手段と、前記ラスタにて一つの対象物を照明すべく前記走査手段 に光学的に接続された照明手段と、 前記対象物より反射された放射線を検出する一対の隔置された横効果光検出器を 有する検出手段と、検出された放射線の各光検出器に対する相対的位置を求め前 記対象物の多元的画像を示すステレオデータを発生すべく前記検出手段に接続さ れた処理手段とを含む画像取得システム。
2. （２）請求の範囲第１項の画像取得システムにして、前記処理手段は更に三次元 座標と前記対象物より反射された放射線の前記三次元座標の各々についての強度 のデータマトリックスを発生するマトリックス手段を含むことを特徴とする画像 取得システム。
3. （３）請求の範囲第１項の画像取得システムにして、更に前記対象物より反射さ れた放射線の強度を独立して検出する少なくとも一つの個別要素的光検出器を含 んでいることを特徴とする画像取得システム。
4. （４）請求の範囲第１項の画像取得システムにして、更に前記対象物の多数の斜 視図を表示すべく前記処理手段と接続された表示手段を含むことを特徴とする画 像取得システム。
5. （５）請求の範囲第１項の画像取得システムにして、更に光学的非線形性を考慮 に入れるための前記対象物のステレオ画像を示すデータを発生すべく前記処理装 置に接続された記憶手段を含むことを特徴とする画像取得システム。
6. （６）請求の範囲第１項の画像取得システムにして、更に前記光検出器によりス ペクトルに関する選択的検出を行うべく該光検出器に接続されたフィルタ手段を 含むことを特徴とする画像取得システム。
7. （７）請求の範囲第１項の画像取得システムにして、前記照明手段は更に前記走 査手段に連結された入力端と前記対象物に光学的に近接して配置され得る出力端 とを有する光ケーブルを含むことを特徴とする画像取得システム。
8. （８）請求の範囲第７項の画像取得システムにして、前記検出手段は前記光ケー ブルの前記出力端に近接して配置されていることを特徴とする画像取得システム 。
9. （９）請求の範囲第１項の画像取得システムにして、前記放射源手段は更に単色 ビームを発生する手段を含むことを特徴とする画像取得システム。
10. （１０）請求の範囲第１項の画像取得システムにして、更に前記検出手段からの 電気的信号を増幅すべく前記検出手段に接続された増幅手段と前記光検出器から の信号をデジタル化された形に変換するデジタル化装置を含むことを特徴とする 画像取得システム。
11. （１１）一つの対象物の三次元画像を取得するための画像取得システムにして、 一つのラスタを描く非イオン化電磁放射線のビームを発生し、前記ラスクを一つ 対象物上に投射する放射線源手段を含む光学的走査手段と、 前記対象物より反射された放射線を検出する一対の隔置された横効果フォトダイ オードを含む検出手段と、前記フォトダイオードの各々に入射する放射線の位置 を求めるべく画素の列を郭定し、また各画素についての反射率と垂直方向座標を 示すステレオデータを発生すべく前記検出手段に接続された処理手段と を含む画像取得システム。
12. （１２）請求の範囲第１１項の画像取得システムにして、前記処理手段は更に三 次元座標と前記各画素についての前記対象物より反射された放射線の強さのデー タマトリックスを発生するマトリックス手段を含むことを特徴とする画像取得シ ステム。
13. （１３）請求の範囲第１１項の画像取得システムにして、更に前記対象物より反 射された放射線の強度を検出する少なくとも一つの個別要素的光検出器を含むこ とを特徴とする画像取得システム。
14. （１４）請求の範囲第１１項の画像取得システムにして、更に前記対象物の多数 の斜視図を表示すべく前記処理手段に接続された表示手段を含むことを特徴とす る画像取得システム。
15. （１５）請求の範囲第１１項の画像取得システムにして、更に前記対象物のステ レオ画像対を発生すべく前記処理手段に接続された手段を含むことを特徴とする 画像取得システム。
16. （１６）請求の範囲第１３項の画像取得システムにして、に前記光検出器の少な くとも一つによりスペクトル的選択を伴なう検出を行うべく該光検出器少くとも 一つに接続されたフィルタ手段を含むことを特徴とする画像取得システム。
17. （１７）一つのラスタを描く放射線を発生する光学的走査手段と関連して作動す べく構成された内視鏡にして、近接端と遠隔端を有する可撓性の管部材を形成す るプローブ手段と、 前記管部材内に受入れられ、近接端表面と遠隔端表面との間に延在する第一の光 ケーブルを構成する一束の密に束ねられた可撓性の光ファイバを有する第一の光 ケーブル手段と、それに入射する光のの量に比例した瞬間値の電気的信号を発生 する少なくとも二つの光検出器を含む光検出手段と、 対象物の多元的画像を示す信号を発生すべく前記光検出器に接続された処理手段 と を含み、 前記走査手段により前記プローブ手段の前記近接端に与えられたラスタが検査さ れるべき対象物の照明のために前記光学的ケーブル手段の前記遠隔端面を経て投 射され、また前記対象物により反射された放射線が前記光検出器に入射し、前記 処理手段が前記対象物のステレオ画像を示す信号を発生するようになっている内 視鏡。
18. （１８）請求の範囲第１７項の内視鏡にして、前記光検出器の各々は横効果ダイ オードであることを特徴とする内視鏡。
19. （１９）請求の範囲第１８項の内視鏡にして、更に前記の反射された放射線を受 ける少なくとも一つの個別要素的光検出器を有することを特徴とする内視鏡。
20. （２０）請求の範囲第１７項の内視鏡にして、前記処理手段は更に三次元座標系 とそれについての前記ラスタの各画素の放射線強度のマトリックスを発生するマ トリックス手段を含むことを特徴とする内視鏡。