WO2017109958A1 - 光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法 - Google Patents

光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2017109958A1
WO2017109958A1 PCT/JP2015/086293 JP2015086293W WO2017109958A1 WO 2017109958 A1 WO2017109958 A1 WO 2017109958A1 JP 2015086293 W JP2015086293 W JP 2015086293W WO 2017109958 A1 WO2017109958 A1 WO 2017109958A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
light
phase
optical fiber
emitted
unit
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/086293
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
祐平 高田
Original Assignee
オリンパス株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by オリンパス株式会社 filed Critical オリンパス株式会社
Priority to PCT/JP2015/086293 priority Critical patent/WO2017109958A1/ja
Priority to JP2017557636A priority patent/JP6728236B2/ja
Priority to DE112015007133.4T priority patent/DE112015007133T5/de
Publication of WO2017109958A1 publication Critical patent/WO2017109958A1/ja
Priority to US16/010,608 priority patent/US11375883B2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00163—Optical arrangements
    • A61B1/00172—Optical arrangements with means for scanning
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00002—Operational features of endoscopes
    • A61B1/00004—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing
    • A61B1/00006—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing of control signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00002—Operational features of endoscopes
    • A61B1/00004—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing
    • A61B1/00009—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing of image signals during a use of endoscope
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00163—Optical arrangements
    • A61B1/00165—Optical arrangements with light-conductive means, e.g. fibre optics
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/042—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances characterised by a proximal camera, e.g. a CCD camera
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/063—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements for monochromatic or narrow-band illumination
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0661—Endoscope light sources
    • A61B1/0669—Endoscope light sources at proximal end of an endoscope
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/07—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements using light-conductive means, e.g. optical fibres
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B26/00—Optical devices or arrangements for the control of light using movable or deformable optical elements
    • G02B26/08—Optical devices or arrangements for the control of light using movable or deformable optical elements for controlling the direction of light
    • G02B26/10—Scanning systems
    • G02B26/103—Scanning systems having movable or deformable optical fibres, light guides or waveguides as scanning elements
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B26/00—Optical devices or arrangements for the control of light using movable or deformable optical elements
    • G02B26/08—Optical devices or arrangements for the control of light using movable or deformable optical elements for controlling the direction of light
    • G02B26/10—Scanning systems
    • G02B26/12—Scanning systems using multifaceted mirrors
    • G02B26/127—Adaptive control of the scanning light beam, e.g. using the feedback from one or more detectors
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01S—DEVICES USING THE PROCESS OF LIGHT AMPLIFICATION BY STIMULATED EMISSION OF RADIATION [LASER] TO AMPLIFY OR GENERATE LIGHT; DEVICES USING STIMULATED EMISSION OF ELECTROMAGNETIC RADIATION IN WAVE RANGES OTHER THAN OPTICAL
    • H01S3/00—Lasers, i.e. devices using stimulated emission of electromagnetic radiation in the infrared, visible or ultraviolet wave range
    • H01S3/10—Controlling the intensity, frequency, phase, polarisation or direction of the emitted radiation, e.g. switching, gating, modulating or demodulating
    • H01S3/10053—Phase control
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01S—DEVICES USING THE PROCESS OF LIGHT AMPLIFICATION BY STIMULATED EMISSION OF RADIATION [LASER] TO AMPLIFY OR GENERATE LIGHT; DEVICES USING STIMULATED EMISSION OF ELECTROMAGNETIC RADIATION IN WAVE RANGES OTHER THAN OPTICAL
    • H01S3/00—Lasers, i.e. devices using stimulated emission of electromagnetic radiation in the infrared, visible or ultraviolet wave range
    • H01S3/10—Controlling the intensity, frequency, phase, polarisation or direction of the emitted radiation, e.g. switching, gating, modulating or demodulating
    • H01S3/101—Lasers provided with means to change the location from which, or the direction in which, laser radiation is emitted

Definitions

  • the present invention relates to an optical scanning endoscope and a method for operating the optical scanning endoscope.
  • an optical scanning endoscope that scans a laser beam along a spiral trajectory on a subject is known (for example, see Patent Document 1). It is known that the image in the image acquired by the optical scanning endoscope is distorted in the scanning direction due to the actual irradiation position of the laser beam deviating from the ideal irradiation position in the scanning direction. ing.
  • the position of the laser light spot on the subject is detected by PSD (Position Sensitive Detector), and the distortion of the image is corrected based on the deviation of the detected spot position from the ideal position. .
  • PSD Position Sensitive Detector
  • Patent Document 1 has a problem that image distortion cannot be corrected accurately.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and is an optical scanning endoscope that can accurately correct image distortion in the scanning direction of light without being affected by optical artifacts. It is another object of the present invention to provide a method for operating an optical scanning endoscope.
  • an optical scanning unit that scans light emitted from the optical fiber by vibrating the optical fiber, and the light is emitted at the same phase of vibration of the optical fiber.
  • a control unit that controls the timing at which the light is emitted from the optical fiber; and an adjustment unit that adjusts the distortion correction amount based on the shape of the column of the irradiation position on the subject of the light emitted from the optical fiber;
  • An optical scanning endoscope comprising: a phase correction unit that corrects the phase from which the light is emitted based on the distortion correction amount adjusted by the adjustment unit, and sets the corrected phase in the control unit It is.
  • the irradiation position of the light on the subject is aligned. Then, the irradiation position is detected by the irradiation position detection unit, whereby the shape of the column of irradiation positions is acquired.
  • the column of irradiation positions is linear, but when the actual light irradiation position is shifted from the ideal irradiation position in the light scanning direction, the column of irradiation positions The shape of is distorted.
  • the phase correction unit shifts the phase from which light is emitted by an amount based on the distortion correction amount adjusted by the adjustment unit.
  • the light irradiation position moves in the scanning direction to approach the ideal irradiation position, and the linearity of the column of irradiation positions is improved.
  • the distortion correction amount adjusted based on the shape of the row of the plurality of irradiation positions instead of the individual irradiation positions is not easily affected by optical artifacts. Therefore, by using such a distortion correction amount for correcting the distortion of the image in the image, it is possible to correct the distortion of the image without being affected by optical artifacts.
  • an irradiation position detection unit that detects an irradiation position of the light on the subject may be provided.
  • the irradiation position detection unit may include a two-dimensional light detection device that detects the two-dimensional irradiation position of the subject.
  • control unit may control the timing at which the light is emitted from the optical fiber so that the light is emitted at equal phase intervals. By doing so, it is possible to form a row of spots arranged at equal angles on the subject.
  • the optical scanning unit temporally changes the vibration amplitude of the optical fiber
  • the phase correction unit is based on the temporal change amount of the vibration amplitude of the optical fiber in addition to the distortion correction amount.
  • the phase correction amount may be calculated.
  • the amount of deviation of the actual light irradiation position from the ideal light irradiation position correlates with the amount of time change in the vibration amplitude of the optical fiber. Therefore, the irradiation position deviation can be corrected with higher accuracy by using the phase correction amount calculated based on the temporal change amount of the vibration amplitude.
  • the second aspect of the present invention is based on an emission step of emitting light from a vibrating optical fiber at the same phase of the vibration of the optical fiber and a shape of a row of the light irradiation positions on the subject.
  • An adjustment step for adjusting the correction amount, a correction step for correcting the phase at which the light is emitted from the optical fiber based on the distortion correction amount adjusted by the adjustment step, and a phase corrected by the correction step And a control step of controlling the timing at which the light is emitted from the optical fiber so that the light is emitted.
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram of an optical scanning endoscope according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating waveforms of an X direction drive signal and a Y direction drive signal supplied to an actuator in the optical scanning endoscope of FIG. 1. It is a figure which shows the row
  • column of a spot. 2 is a flowchart showing an operation in a first mode of the optical scanning endoscope of FIG. 1.
  • 6 is a flowchart showing an operation in a second mode of the optical scanning endoscope of FIG. 1.
  • the optical scanning endoscope 1 controls the optical scanning unit 2 that emits laser light L toward the subject A while scanning the laser light L, and the optical scanning unit 2.
  • a control unit 3 an irradiation position detection unit 4 for detecting the position (irradiation position) of the spot of the laser beam L on the subject A, and a correction parameter (distortion correction amount) E for correcting distortion of the image in the image.
  • An adjustment unit 5 for adjustment and a phase correction unit 6 for correcting the emission timing of the laser light L based on the correction parameter E are provided.
  • the optical scanning endoscope 1 detects the observation light L ′ from the subject A and acquires the detection value It, and corrects the coordinates (X, Y) of the pixel to which the detection value It is assigned.
  • a coordinate calculation unit 8 that calculates based on the parameter E, an image processing unit 9 that forms an image, and a display 10 that displays the image are provided.
  • Reference numeral 11 denotes an elongated insertion portion inserted into the body, and reference numeral 12 denotes a housing connected to the proximal end of the insertion portion 11.
  • the optical scanning endoscope 1 has a first mode for determining an optimal correction parameter E and a second mode for acquiring an image in which image distortion is corrected based on the correction parameter E. And operate in either the first mode or the second mode.
  • the optical scanning unit 2, the control unit 3, the irradiation position detection unit 4, the adjustment unit 5, and the phase correction unit 6 function.
  • the optical scanning unit 2, the control unit 3, the phase correction unit 6, the light detection unit 7, the coordinate calculation unit 8, and the image processing unit 9 function.
  • the optical scanning unit 2 includes a light source 13 that is provided in the housing 12 and outputs a laser beam L, and an irradiation optical fiber 14 and an actuator 15 that are provided in the insertion unit 11.
  • the optical fiber 14 is disposed in the insertion portion 11 along the longitudinal direction. The optical fiber 14 guides the laser beam L supplied from the light source 13 and emits it from the tip.
  • the actuator 15 is a piezoelectric actuator provided with a piezoelectric element, for example, and is attached to the tip of the optical fiber 14.
  • the actuator 15 is configured to vibrate the tip of the optical fiber 14 in the radial direction of the optical fiber 14 in accordance with a drive signal supplied from the control unit 3.
  • the control unit 3 drives the X-direction drive signal Dx (t) for vibrating the tip of the optical fiber 14 in the X-direction and the Y-direction drive signal Dy () for vibrating the tip of the optical fiber 14 in the Y-direction.
  • t) is supplied to the actuator 15.
  • the X direction and the Y direction are radial directions of the optical fiber 14 and are orthogonal to each other.
  • the drive signals Dx (t) and Dy (t) are expressed as follows.
  • Dx (t) M (t) ⁇ cos (2 ⁇ ft)
  • Dy (t) M (t) ⁇ sin (2 ⁇ ft)
  • FIG. 2 shows drive signals Dx (t) and Dy (t).
  • the amplitudes of the drive signal Dx (t) and the drive signal Dy (t) are modulated by a substantially sinusoidal modulation signal M (t) expressed by the following equation (1).
  • N OPEN is the number of rounds of the forward path
  • N CLOSE is the number of rounds of the return path .
  • the phases of the drive signal Dx (t) and the drive signal Dy (t) are shifted from each other by ⁇ / 4.
  • a case is illustrated in which vibrations are made along a spiral trajectory from the center toward the outer periphery on the forward path and from the outer periphery toward the center on the return path.
  • the tip of the optical fiber 14 has a spiral locus in a substantially plane perpendicular to the longitudinal direction of the optical fiber 14. Vibrates along. Thereby, the laser light L emitted from the tip of the insertion portion 11 is scanned along the spiral scanning locus B on the subject A.
  • control unit 3 controls the light source 13 in different manners in the first mode and the second mode. In the second mode, the control unit 3 controls the light source 13 to continuously output the laser light L.
  • the control unit 3 first causes the light source to emit the laser light L when the phase ⁇ (rad) of the drive signal Dx (t) is 0, ⁇ / 2, ⁇ , and 3 ⁇ / 2. 13 is controlled. Thereafter, when the control unit 3 receives information (described later) of the correction phase ⁇ + ⁇ from the phase correction unit 6, the laser beam is emitted when the phase ⁇ of the drive signal Dx (t) is 0 + ⁇ , ⁇ / 2 + ⁇ , ⁇ + ⁇ , and 3 ⁇ / 2 + ⁇ . The light source 13 is controlled to emit L. When the control unit 3 receives a signal indicating completion of the adjustment of the correction parameter E from the phase correction unit 6, the control unit 3 ends the first mode.
  • the laser beam L output at the same phase ⁇ is irradiated to the position at the same rotation angle in the scanning locus B. Therefore, on the subject A, the spots of the laser light L in the same phase are ideally arranged in a straight line as shown in FIG. In FIG. 3, white circles indicate the ideal spot positions of the laser light L theoretically calculated from the amplitudes of the drive signals Dx (t) and Dy (t).
  • the actual position of the spot of the laser beam L does not necessarily match the ideal position, and the actual spot row may not be linear.
  • black circles indicate actual spot positions of the laser light L.
  • the actual spot position deviates from the ideal position in the scanning direction.
  • the deviation of the spot position does not occur when the drive signals Dx (t) and Dy (t) are not modulated (that is, the amplitudes of the drive signals Dx (t) and Dy (t) are constant). This is considered to be caused by the modulation of Dx (t) and Dy (t) (that is, the time variation of the vibration amplitude at the tip of the optical fiber 14).
  • the amount of time change in the amplitudes of the drive signals Dx (t) and Dy (t) differs depending on the number of revolutions N in the scanning locus B (the order of the circles from the center when the scanning locus B is regarded as a set of concentric circles).
  • the amount of deviation of the position of the spot of the light L from the ideal position (rotation angle around the center of the scanning locus B) also varies depending on the number of revolutions N as shown in FIG. As a result, the shape of the row of spots is distorted.
  • the irradiation position detector 4 detects the position of the spot of the laser beam L on the subject A two-dimensionally.
  • an irradiation position detection unit 4 for example, a two-dimensional light detection device such as a CCD camera or PSD is used, and a two-dimensional image of a row of spots on the screen is acquired by the irradiation position detection unit 4.
  • Information on the position of the spot of the laser beam L detected by the irradiation position detection unit 4 is transmitted to the adjustment unit 5.
  • the adjustment unit 5 adjusts the correction parameter E in the following equation (2), and transmits the corrected correction parameter E to the phase correction unit 6.
  • ⁇ (t) is the phase angle
  • f is the frequency of the drive signal (drive frequency).
  • the phase angle ⁇ (t) is the center angle of the arc from the ideal spot position to the actual spot position, as shown in FIG.
  • the numerator on the right side of Expression (2) represents the time change amount of the modulation signal M (t) (time derivative of the modulation signal M (t)), that is, the time change amount of the vibration amplitude at the tip of the optical fiber 14.
  • the phase angle ⁇ (t) is a function of the number of turns N and the time variation of the vibration amplitude at the tip of the optical fiber 14, and the correction parameter E is a coefficient in the function.
  • the adjustment unit 5 receives information on the position of the spot of the laser beam L from the light detection unit 7, first, the adjustment unit 5 calculates an index value indicating the linearity of the row of spots, and the spot value is based on the index value. Evaluate the linearity of the columns.
  • the adjustment unit 5 adjusts the correction parameter E when the index value is larger than the predetermined threshold value ⁇ .
  • the adjustment unit 5 does not perform any further adjustment of the correction parameter E, but performs a phase correction on a signal indicating that the adjustment of the correction parameter E is completed. It transmits to the part 6 and the control part 3.
  • the index value for example, as shown in FIG. 4, when the angle ⁇ of the angle POQ is used and ⁇ ⁇ , it is determined that the shape of the spot row is a straight line.
  • a point O is an intersection of two lines when a line connecting spots in the same row (spots of laser light L emitted at the same phase ⁇ ) is drawn, and a point P is a scanning point.
  • the position of the spot on the outermost circumference of the trajectory B, and the point Q is the intersection of one line with a circle having a radius that is half the radius of the outermost circle.
  • the threshold ⁇ is set to an angle corresponding to one pixel of the image.
  • the distance d between the straight line OP and the point Q is used as the index value, and when d ⁇ , it is determined that the shape of the spot row is a straight line.
  • the threshold ⁇ is set to a distance corresponding to one pixel of the image.
  • the phase correction unit 6 calculates the phase angle ⁇ (correction amount) at each turn N by substituting the correction parameter E received from the adjustment unit 5 into Equation (2), and the laser beam L Is shifted by the phase angle ⁇ to calculate the correction phase ⁇ + ⁇ , and information on the correction phase ⁇ + ⁇ is transmitted to the control unit 3.
  • the phase ⁇ of the laser beam L to be output next is shifted by ⁇ corresponding to the correction parameter E, and the actual spot position approaches the ideal position by an angle corresponding to ⁇ .
  • the phase correction unit 6 receives a signal indicating the completion of the adjustment of the correction parameter E from the adjustment unit 5, the phase correction unit 6 holds information on the correction parameter E received from the adjustment unit 5 last.
  • the phase correction unit 6 vibrates the tip of the optical fiber 14 at the detection time t of the observation light L ′ by the light detection unit 7 based on the waveforms of the drive signals Dx (t) and Dy (t).
  • the phase ⁇ t is calculated.
  • the phase correction unit 6 calculates the phase angle ⁇ t from the equation (2) using the calculated phase ⁇ t and the correction parameter E last stored in the first mode.
  • the phase correction unit 6 transmits information on the phase angle ⁇ t to the coordinate calculation unit 8.
  • the phase correction unit 6 stores a table in which the correction parameter E and the phase angle ⁇ calculated in advance from the equation (2) are associated with each other instead of calculating the phase angle ⁇ from the equation (2).
  • the phase angle ⁇ corresponding to the correction parameter E received from the adjustment unit 5 may be read from the table.
  • the light detection unit 7 is connected to a proximal end of a light receiving optical fiber 16 disposed in the insertion unit 11.
  • the distal end of the optical fiber 16 is disposed on the distal end surface of the insertion portion 11.
  • Observation light L ′ (for example, reflected light of laser light L or fluorescence excited by laser light L) generated in subject A by irradiation with laser light L is received at the distal end surface of optical fiber 16, and optical fiber 16. Is guided to the light detection unit 7.
  • Observation light L ′ for example, reflected light of laser light L or fluorescence excited by laser light L
  • the light detection unit 7 detects the observation light L ′ received through the optical fiber 16 at a constant time interval, and transmits a detection value It indicating the intensity of the detected observation light L ′ to the image processing unit 9.
  • the coordinate calculation unit 8 uses the coordinates (x, y) of the irradiation position in the scanning locus B of the laser light L at the detection time t as the detection time t, the phase angle ⁇ t, and the drive signals Dx (t), Dy (t). Calculate based on amplitude.
  • the coordinate calculation unit 8 does not drive the signals Dx (t) and Dy (t) at the detection time t, but drives the signals Dx (t) and Dy at the phase ⁇ t + ⁇ t shifted by the phase angle ⁇ from the phase ⁇ t.
  • Coordinates (x, y) (Dx ( ⁇ + ⁇ ), Dy ( ⁇ + ⁇ )) are calculated from the amplitude of (t).
  • the coordinate calculation unit 8 calculates the pixel coordinates (X, Y) from the coordinates (x, y) of the irradiation position, and transmits the calculated pixel coordinates (X, Y) to the image processing unit 9. To do.
  • the image processing unit 9 forms an image by assigning the detection value It of the observation light L ′ detected at the corresponding detection time t to the pixel of the coordinates (X, Y) received from the coordinate calculation unit 8.
  • the formed image is transmitted to the display 10 and displayed on the display 10.
  • the optical scanning endoscope 1 configured as described above will be described.
  • the optical scanning endoscope 1 is operated in the first mode, and the optimum correction parameter E is set. obtain.
  • the user prepares a flat screen as the subject A, and arranges it facing the tip of the insertion portion 11 so that the screen is orthogonal to the longitudinal direction of the insertion portion 11.
  • the user operates the optical scanning endoscope 1 in the first mode.
  • step SA1 When the operation in the first mode is started, the supply of the drive signals Dx (t) and Dy (t) from the controller 3 to the actuator 15 is started as shown in FIG. 14 is vibrated (step SA1), and the laser beam L is output from the light source 13 only when the phase of the drive signal Dx (t) is 0, ⁇ / 2, ⁇ , and 3 ⁇ / 2 (emission step SA2). ).
  • the laser beam L is intermittently irradiated along the spiral scanning locus B on the screen, and a row of spots arranged in two orthogonal axes appears on the screen.
  • the position of the spot on the screen is detected by the irradiation position detection unit 4 (irradiation position detection step SA3), and information on the position of the spot is transmitted to the adjustment unit 5.
  • the adjusting unit 5 calculates an index value representing the linearity of the row of spots based on the position of the spot (step SA4).
  • the index value is less than the predetermined threshold value ⁇ (YES in step SA5), the current correction parameter E is held in the phase correction unit 6 (step SA6), and the first mode ends.
  • step SA5 when the index value is equal to or greater than the predetermined threshold value ⁇ (NO in step SA5), the correction parameter E is subsequently adjusted in the adjustment unit 5 (adjustment step SA7).
  • the phase correction unit 6 calculates the phase angle ⁇ at each turn N from the equation (2) using the adjusted correction parameter E (step SA8), and the corrected phase ⁇ + ⁇ corrected by the phase angle ⁇ . Is calculated (correction step SA9).
  • the light source 13 is controlled by the control unit 3 so that the laser beam L is output only when the phase of the drive signal Dx (t) is 0 + ⁇ , ⁇ / 2 + ⁇ , ⁇ + ⁇ , 3 ⁇ / 2 + ⁇ (control step). SA2).
  • the position of the spot of the laser beam L moves around the center of the scanning locus B by a phase angle ⁇ having a magnitude corresponding to the correction parameter E.
  • Step SA4 the index value calculated in the next step SA4 is a smaller value. Steps SA2 to SA5 and SA7 to SA9 are repeated until the index value becomes less than the predetermined threshold value ⁇ .
  • the user After the end of the first mode, the user inserts the insertion portion 11 into the body, operates the optical scanning endoscope 1 in the second mode, and observes the inside of the body.
  • the operation in the second mode is started, as shown in FIG. 7, supply of a drive signal from the control unit 3 to the actuator 15 is started (step SB1), and the laser light L is continuously emitted from the light source 13. (Step SB2).
  • the laser light L is continuously irradiated on the surface of the subject A along the spiral scanning locus B, and the observation light L ′ is generated at the irradiation position of the laser light L.
  • the observation light L ′ is received by the optical fiber 16 and detected by the light detection unit 7 (step SB3), and the detection value It of the observation light L ′ is transmitted to the image processing unit 9.
  • the phase correction unit 6 calculates the phase ⁇ t of the drive signal at the detection time t of the detection value It (step SB4), and uses the phase ⁇ t and the optimum correction parameter E held in step SA6 to obtain the equation (2 ) To calculate the phase angle ⁇ t (step SB5).
  • the image processing unit 9 assigns the detection value It to the pixel at the coordinates (X, Y), thereby forming an image (step SB9).
  • the laser light L is output in the same phase, thereby forming a row of spots of the laser light L on the screen, and based on the linearity of the row of spots, A correction parameter E used for correcting distortion is determined.
  • the correction parameter E based not on the position of each spot but on the shape of the arrangement of a plurality of spots, it is possible to determine the correction parameter E excluding the influence of optical artifacts.
  • the phase angle ⁇ for correcting the distortion using the optimized correction parameter E, an image in which the distortion of the image in the scanning direction of the laser light L is eliminated can be formed.
  • phase angle ⁇ that is proportional to the time variation of the vibration amplitude at the tip of the optical fiber 14 at each turn N
  • the deviation of the irradiation position of the laser light L that is different for each turn N is accurately corrected.
  • image distortion can be accurately corrected.
  • the screen may be arranged at a position further away from the tip of the insertion portion 11 so that the image of the row of spots on the screen is enlarged.
  • the timing at which the laser light L is output from the light source 13 may be changed as long as the linearity of the row of spots can be evaluated.
  • the interval of the phase ⁇ may be set to other than ⁇ / 2, for example, ⁇ / 6.
  • the intervals of the phase ⁇ at which the laser beam L is output are preferably equal intervals.
  • the interval of the phase ⁇ at which the laser light L is output is increased, the number of rows of spots to be evaluated is reduced, so that the amount of work can be reduced.
  • the interval of the phase ⁇ at which the laser beam L is output is reduced, the partial deviation of the lens can be evaluated.
  • the expression (2) is used as a function representing the relationship between the number of revolutions N and the phase angle ⁇ , but a polynomial may be used instead.
  • the following equation (3) can be used as the polynomial.
  • the amount of internal memory can be reduced.
  • ⁇ E ⁇ / 2 - ⁇ / 2 + ( ⁇ - ⁇ ) 3/24 + ( ⁇ - ⁇ ) 5/240 + 17 ( ⁇ - ⁇ ) 7 /40320 + 31 ( ⁇ - ⁇ ) 9/725760 + ... + 221930581 ( ⁇ - ⁇ ) 19 /486580401635328000 ⁇ ... (3)
  • a plurality of polynomials may be prepared, and the polynomials may be properly used according to the number of laps N.
  • the optimum function ⁇ (t) differs depending on whether the number of turns N is small or large. Therefore, a more accurate phase angle ⁇ can be calculated by properly using a polynomial according to the number of revolutions N.
  • the laser beam L is spirally scanned, but a Lissajous scan may be used instead.
  • a Lissajous scan as in the spiral scan, distortion accompanying the amplitude modulation of the drive signal occurs. Therefore, distortion can be corrected using the method described above.
  • the adjustment unit 5 automatically adjusts the correction parameter E based on the shape of the spot row acquired by the light detection unit 7, but instead, the user sets the correction parameter E. You may adjust it manually.
  • the adjustment unit 5 is configured so that the value of the correction parameter E can be input by the user.
  • the adjustment unit 5 may be a graphical user interface that displays a graphic on the display 10 for inputting the value of the correction parameter E using a keyboard.
  • the adjustment unit 5 may be a dial that can set the correction parameter E according to the rotation angle.
  • a frequency equal to or near the resonance frequency of the irradiation optical fiber 14 is used as the drive frequency f.
  • the manner in which image distortion occurs varies depending on the magnitude relationship between the resonance frequency of the optical fiber 14 and the drive frequency f as follows.
  • the drive frequency f When the drive frequency f is lower than the resonance frequency, when the optical fiber 14 is vibrated with a constant amplitude, the phase of the drive signal and the phase of the vibration of the optical fiber 14 are the same.
  • the vibration amplitude of the optical fiber 14 is modulated, the vibration phase of the optical fiber 14 is delayed with respect to the phase of the drive signal in the forward path, and the vibration phase of the optical fiber 14 is advanced with respect to the phase of the drive signal in the return path.
  • the drive frequency f approaches the resonance frequency, the phase delay and advance increase.
  • the vibration phase of the optical fiber 14 is delayed by ⁇ with respect to the phase of the drive signal.
  • the vibration amplitude of the optical fiber 14 is modulated, the vibration phase of the optical fiber 14 is advanced with respect to the phase of the drive signal in the forward path, and the vibration phase of the optical fiber 14 is delayed with respect to the phase of the drive signal in the return path.
  • the drive frequency f approaches the resonance frequency, the phase delay and advance increase.
  • the drive frequency f is equal to the resonance frequency
  • the phase of vibration of the optical fiber 14 is delayed by ⁇ / 2 with respect to the phase of the drive signal.
  • the vibration amplitude of the optical fiber 14 is modulated, the vibration phase of the optical fiber 14 is likely to fluctuate greatly with respect to the phase of the drive signal.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Plasma & Fusion (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Endoscopes (AREA)
  • Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)

Abstract

本発明の光走査型内視鏡（１）は、光ファイバ（１４）を振動させる光走査部（２）と、振動の同一の位相において光ファイバ（１４）から光（Ｌ）を射出させる制御部（３）と、被写体（Ａ）上における光（Ｌ）の照射位置の列の形状に基づいて歪み補正量を調整する調整部（５）と、調整された歪み補正量に基づいて、光（Ｌ）が射出される位相を補正する位相補正部（６）とを備える。

Description

光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法
　本発明は、光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法に関するものである。
　従来、レーザ光を被写体上において渦巻状の軌跡に沿って走査する光走査型内視鏡が知られている（例えば、特許文献１参照。）。光走査型内視鏡によって取得される画像内の像には、レーザ光の実際の照射位置が理想の照射位置から走査方向にずれることに起因して、走査方向の歪みが生じることが知られている。特許文献１では、被写体上におけるレーザ光のスポットの位置をＰＳＤ（Ｐｏｓｉｔｉｏｎ　Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）によって検出し、検出されたスポットの位置の理想の位置からのずれに基づいて、像の歪みを補正している。
特許第５１９０２６７号公報
　しかしながら、レーザ光の個々のスポットの位置は、ＰＳＤの表面ガラスの多重反射や内視鏡のレンズ内の微小な欠陥等による光学的なアーティファクトの影響を受けやすい。したがって、特許文献１の方法では、像の歪みを正確に補正することができないという問題がある。
　本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、光学的なアーティファクトの影響を受けることなく、光の走査方向の像の歪みを正確に補正することができる光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するため、本発明は以下の手段を提供する。
　本発明の第１の態様は、光ファイバを振動させることによって前記光ファイバから射出される光を走査する光走査部と、前記光ファイバの振動の同一の位相において前記光が射出されるように前記光ファイバから前記光が射出されるタイミングを制御する制御部と、前記光ファイバから射出された光の被写体上における照射位置の列の形状に基づいて、歪み補正量を調整する調整部と、該調整部によって調整された前記歪み補正量に基づいて、前記光が射出される前記位相を補正し、補正された位相を前記制御部に設定する位相補正部とを備える光走査型内視鏡である。
　本発明によれば、光走査部によって、振動する光ファイバから同一位相において光が射出されることによって、被写体上における光の照射位置は一列に並ぶ。そして、照射位置検出部によって照射位置が検出されることによって、照射位置の列の形状が取得される。光が理想の照射位置に照射されているときには、照射位置の列は直線状となるが、光の実際の照射位置が理想の照射位置から光の走査方向にずれているときには、照射位置の列の形状は歪む。
　位相補正部は、調整部によって調整された歪み補正量に基づく量だけ、光が射出される位相をシフトさせる。これにより、光の照射位置が走査方向に移動して理想の照射位置に近づき、照射位置の列の直線性が改善される。
　このように、個々の照射位置ではなく、複数の照射位置の列の形状に基づいて調整された歪み補正量は、光学的なアーティファクトの影響を受け難い。したがって、このような歪み補正量を画像内の像の歪みの補正に用いることによって、光学的なアーティファクトの影響を受けることなく、像の歪みを補正することができる。
　上記第１の態様においては、前記被写体上における前記光の照射位置を検出する照射位置検出部を備えていてもよい。
　上記第１の態様においては、前記照射位置検出部が、前記被写体における２次元的な前記照射位置を検出する２次元光検出装置を備えていてもよい。
　このようにすることで、簡単な構成で光の照射位置の列の形状を検出することができる。
　上記第１の態様においては、前記制御部が、等位相間隔で前記光が射出されるように前記光ファイバから前記光が射出されるタイミングを制御してもよい。
　このようにすることで、等しい角度で並ぶスポットの列を被写体上に形成することができる。
　上記第１の態様においては、前記光走査部が、前記光ファイバの振動振幅を時間変化させ、前記位相補正部が、前記歪み補正量に加えて前記光ファイバの振動振幅の時間変化量に基づいて前記位相の補正量を算出してもよい。
　光の実際の照射位置の理想の照射位置からのずれ量は、光ファイバの振動振幅の時間変化量と相関する。したがって、振動振幅の時間変化量に基づいて算出された位相の補正量を用いて、照射位置のずれをさらに精度良く補正することができる。
　本発明の第２の態様は、振動する光ファイバから、該光ファイバの振動の同一の位相において光を射出する射出ステップと、被写体上における前記光の照射位置の列の形状に基づいて、歪み補正量を調整する調整ステップと、該調整ステップによって調整された前記歪み補正量に基づいて、前記光ファイバから前記光が射出される位相を補正する補正ステップと、該補正ステップによって補正された位相で前記光が射出されるように、前記光ファイバから光が射出されるタイミングを制御する制御ステップとを含む光走査型内視鏡の作動方法である。
　本発明によれば、光学的なアーティファクトの影響を受けることなく、光の走査方向の像の歪みを正確に補正することができるという効果を奏する。
本発明の一実施形態に係る光走査型内視鏡の全体構成図である。 図１の光走査型内視鏡において、アクチュエータに供給されるＸ方向用駆動信号およびＹ方向用駆動信号の波形を示す図である。 第１のモードにおいて被写体上に形成されるレーザ光のスポットの列を示す図である。 スポットの列の直線性を表す指標値の一例を説明する図である。 スポットの列の直線性を表す指標値の他の例を説明する図である。 図１の光走査型内視鏡の第１のモードにおける動作を示すフローチャートである。 図１の光走査型内視鏡の第２のモードにおける動作を示すフローチャートである。
　以下に、本発明の一実施形態に係る光走査型内視鏡１について図面を参照して説明する。
　本実施形態に係る光走査型内視鏡１は、図１に示されるように、レーザ光Ｌを走査しながら被写体Ａに向かって射出する光走査部２と、該光走査部２を制御する制御部３と、被写体Ａ上におけるレーザ光Ｌのスポットの位置（照射位置）を検出する照射位置検出部４と、画像内の像の歪みを補正するための補正パラメータ（歪み補正量）Ｅを調整する調整部５と、補正パラメータＥに基づいてレーザ光Ｌの射出タイミングを補正する位相補正部６とを備えている。
　さらに、光走査型内視鏡１は、被写体Ａからの観察光Ｌ’を検出して検出値Ｉｔを取得する光検出部７と、検出値Ｉｔを割り当てる画素の座標（Ｘ，Ｙ）を補正パラメータＥに基づいて算出する座標算出部８と、画像を形成する画像処理部９と、画像を表示するディスプレイ１０とを備えている。
　符号１１は、体内に挿入される細長い挿入部を示し、符号１２は、挿入部１１の基端に接続された筐体を示している。
　光走査型内視鏡１は、最適な補正パラメータＥを決定するための第１のモードと、補正パラメータＥに基づいて像の歪みが補正された画像を取得するための第２のモードとを有し、第１のモードおよび第２のモードのいずれかで作動する。第１のモードにおいては、光走査部２、制御部３、照射位置検出部４、調整部５および位相補正部６が機能する。第２のモードにおいては、光走査部２、制御部３、位相補正部６、光検出部７、座標算出部８および画像処理部９が機能する。
　光走査部２は、筐体１２内に設られレーザ光Ｌを出力する光源１３と、挿入部１１内に設けられた照射用の光ファイバ１４およびアクチュエータ１５とを備えている。
　光ファイバ１４は、挿入部１１内に長手方向に沿って配置されている。光ファイバ１４は、光源１３から供給されたレーザ光Ｌを導光し、先端から射出するようになっている。
　アクチュエータ１５は、例えば、圧電素子を備える圧電アクチュエータであり、光ファイバ１４の先端部に取り付けられている。アクチュエータ１５は、制御部３から供給される駆動信号に従って光ファイバ１４の先端を該光ファイバ１４の径方向に振動させるようになっている。
　制御部３は、光ファイバ１４の先端をＸ方向に振動させるためのＸ方向用の駆動信号Ｄｘ（ｔ）および光ファイバ１４の先端をＹ方向に振動させるためのＹ方向用の駆動信号Ｄｙ（ｔ）をアクチュエータ１５に供給する。Ｘ方向およびＹ方向は、光ファイバ１４の径方向であって、互いに直交する方向である。駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）は、以下のように表される。
　Ｄｘ（ｔ）＝Ｍ（ｔ）×ｃｏｓ（２πｆｔ）
　Ｄｙ（ｔ）＝Ｍ（ｔ）×ｓｉｎ（２πｆｔ）
　図２は、駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）を示している。駆動信号Ｄｘ（ｔ）および駆動信号Ｄｙ（ｔ）は、下式（１）で表される略正弦波状の変調信号Ｍ（ｔ）によって振幅が変調されている。式（１）において、ＮＯＰＥＮは往路の周回数であり、ＮＣＬＯＳＥは復路の周回数である。さらに、駆動信号Ｄｘ（ｔ）および駆動信号Ｄｙ（ｔ）の位相は、π／４だけ互いにずれている。なお、ここでは、往路では中心から外周に向かって、復路では外周から中心に向かって、それぞれスパイラル状の軌跡に沿って振動する場合を例示している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
  
 
　このような駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）が同時にアクチュエータ１５に供給されることによって、光ファイバ１４の先端が、該光ファイバ１４の長手方向に直交する略平面内においてスパイラル状の軌跡に沿って振動する。これにより、挿入部１１の先端から射出されたレーザ光Ｌは、被写体Ａ上においてスパイラル状の走査軌跡Ｂに沿って走査されるようになっている。
　さらに、制御部３は、第１のモードおよび第２のモードにおいて互いに異なる方式で光源１３を制御する。
　第２のモードにおいて、制御部３は、連続的にレーザ光Ｌを出力するように光源１３を制御する。
　第１のモードにおいて、制御部３は、まず、駆動信号Ｄｘ（ｔ）の位相θ（ｒａｄ）が０、π／２、πおよび３π／２のときにレーザ光Ｌを射出させるように、光源１３を制御する。その後、制御部３は、位相補正部６から補正位相θ＋Δθの情報（後述）を受信すると、駆動信号Ｄｘ（ｔ）の位相θが０＋Δθ、π／２＋Δθ、π＋Δθおよび３π／２＋Δθのときにレーザ光Ｌを射出させるように光源１３を制御する。制御部３は、位相補正部６から補正パラメータＥの調整完了を示す信号を受信したときに、第１のモードを終了する。
　同一の位相θにおいて出力されたレーザ光Ｌは、走査軌跡Ｂにおいて同一の回転角における位置に照射される。したがって、被写体Ａ上において、同一の位相におけるレーザ光Ｌのスポットは、図３に示されるように、理想的には直線状に配列する。図３において、白丸は、駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の振幅から理論的に算出されたレーザ光Ｌの理想的なスポットの位置を示している。
　ただし、実際のレーザ光Ｌのスポットの位置は理想的な位置とは必ずしも一致せず、実際のスポットの列は直線状にならないことがある。図３において、黒丸は、実際のレーザ光Ｌのスポットの位置を示している。実際のスポットの位置は、理想の位置から走査方向にずれる。スポットの位置のずれは、駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）を変調しない（すなわち、駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の振幅が一定である）ときには生じないことから、駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の変調（すなわち、光ファイバ１４の先端の振動振幅の時間変化）に起因するものであると考えられる。
　駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の振幅の時間変化量は走査軌跡Ｂにおける周回数Ｎ（走査軌跡Ｂを同心円の集合とみなしたときの中心からの円の順番）によって異なるため、レーザ光Ｌのスポットの位置の理想の位置からのずれ量（走査軌跡Ｂの中心回りの回転角度）も、図３に示されるように、周回数Ｎによって異なる。その結果、スポットの列の形状が歪む。
　照射位置検出部４は、被写体Ａ上のレーザ光Ｌのスポットの位置を２次元的に検出する。このような照射位置検出部４としては、例えば、ＣＣＤカメラやＰＳＤ等の２次元光検出装置が用いられ、スクリーン上のスポットの列の２次元画像が照射位置検出部４によって取得される。照射位置検出部４によって検出されたレーザ光Ｌのスポットの位置の情報は、調整部５に送信される。
　調整部５は、下式（２）における補正パラメータＥを調整し、調整後の補正パラメータＥを位相補正部６に送信する。式（２）において、Δθ（ｔ）は位相角、ｆは駆動信号の周波数（駆動周波数）である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
  
　位相角Δθ（ｔ）は、図３に示されるように、理想のスポットの位置から実際のスポットの位置までの円弧の中心角である。式（２）の右辺の分子は、変調信号Ｍ（ｔ）の時間変化量（変調信号Ｍ（ｔ）の時間微分）、すなわち光ファイバ１４の先端の振動振幅の時間変化量を表している。位相角Δθ（ｔ）は、周回数Ｎおよび光ファイバ１４の先端の振動振幅の時間変化量の関数であり、補正パラメータＥは、関数における係数である。
　ここで、調整部５は、光検出部７からレーザ光Ｌのスポットの位置の情報を受信したときに、まず、スポットの列の直線性を表す指標値を算出し、指標値に基づいてスポットの列の直線性を評価する。調整部５は、指標値が所定の閾値εよりも大きい場合には、補正パラメータＥを調整する。一方、調整部５は、指標値が所定の閾値ε未満である場合には、それ以上の補正パラメータＥの調整は実行せずに、補正パラメータＥの調整が完了したことを示す信号を位相補正部６および制御部３に送信する。
　指標値としては、例えば、図４に示されるように、角ＰＯＱの角度φが使用され、φ＜εである場合に、スポット列の形状が直線であると判断される。図４において、点Ｏは、同一の列内のスポット（同一の位相θで射出されたレーザ光Ｌのスポット）を結ぶ線を描いたときの２つの線の交点であり、点Ｐは、走査軌跡Ｂの最外周上のスポットの位置であり、点Ｑは、最外周の円の半径の半分の半径を有する円と一方の線との交点である。この場合、閾値εは、画像の１画素に相当する角度に設定される。
　あるいは、指標値として、図５に示されるように、直線ＯＰと点Ｑとの距離ｄが使用され、ｄ＜εである場合に、スポット列の形状が直線であると判断される。この場合、閾値εは、画像の１画素に相当する距離に設定される。
　第１のモードにおいて、位相補正部６は、調整部５から受信した補正パラメータＥを式（２）に代入することによって各周回数Ｎにおける位相角Δθ（補正量）を算出し、レーザ光Ｌが出力される位相θを位相角Δθだけシフトすることによって補正位相θ＋Δθを算出し、補正位相θ＋Δθの情報を制御部３に送信する。これにより、次に出力されるレーザ光Ｌの位相θが補正パラメータＥに応じたΔθだけシフトされ、Δθに相当する角度だけ、実際のスポットの位置が理想の位置に近づく。位相補正部６は、補正パラメータＥの調整完了を示す信号を調整部５から受信したときに、最後に調整部５から受信した補正パラメータＥの情報を保持する。
　第２のモードにおいて、位相補正部６は、駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の波形に基づいて、光検出部７による観察光Ｌ’の検出時刻ｔにおける光ファイバ１４の先端の振動の位相θｔを算出する。また、位相補正部６は、算出された位相θｔと、第１のモードにおいて最後に保持された補正パラメータＥとを用いて、式（２）から位相角Δθｔを算出する。位相補正部６は、位相角Δθｔの情報を座標算出部８に送信する。
　なお、位相補正部６は、式（２）から位相角Δθを演算することに代えて、補正パラメータＥと式（２）から予め算出された位相角Δθとを対応付けたテーブルを記憶しておき、調整部５から受信した補正パラメータＥと対応する位相角Δθをテーブルから読み出してもよい。
　光検出部７は、挿入部１１内に配置された受光用の光ファイバ１６の基端と接続されている。光ファイバ１６の先端は挿入部１１の先端面に配置されている。レーザ光Ｌの照射によって被写体Ａにおいて発生した観察光Ｌ’（例えば、レーザ光Ｌの反射光またはレーザ光Ｌによって励起された蛍光）は、光ファイバ１６の先端面において受光されて、光ファイバ１６によって光検出部７まで導光される。図１には光ファイバ１６が１本のみ図示されているが、複数本の光ファイバ１６が挿入部１１内に設けられていてもよい。光検出部７は、光ファイバ１６を介して受光した観察光Ｌ’を一定の時間間隔で検出し、検出した観察光Ｌ’の強度を示す検出値Ｉｔを画像処理部９に送信する。
　座標算出部８は、検出時刻ｔにおけるレーザ光Ｌの走査軌跡Ｂ内の照射位置の座標（ｘ，ｙ）を、検出時刻ｔ、位相角Δθｔおよび駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の振幅に基づいて演算する。ここで、座標算出部８は、検出時刻ｔにおける駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の位相θｔではなく、位相θｔから位相角Δθだけシフトした位相θｔ＋Δθｔにおける駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の振幅から座標（ｘ，ｙ）＝（Ｄｘ（θ＋Δθ），Ｄｙ（θ＋Δθ））を算出する。次に、座標算出部８は、照射位置の座標（ｘ，ｙ）から、画素の座標（Ｘ，Ｙ）を算出し、算出された画素の座標（Ｘ，Ｙ）を画像処理部９に送信する。
　画像処理部９は、座標算出部８から受信した座標（Ｘ，Ｙ）の画素に、対応する検出時刻ｔに検出された観察光Ｌ’の検出値Ｉｔを割り当てることによって、画像を形成する。形成された画像はディスプレイ１０に送信されて、該ディスプレイ１０に表示される。
　次に、このように構成された光走査型内視鏡１の作用について説明する。
　本実施形態に係る光走査型内視鏡１を用いて被写体Ａの画像を取得するためには、まず、第１のモードで光走査型内視鏡１を作動させて最適な補正パラメータＥを得る。
　具体的には、ユーザは、被写体Ａとして平坦なスクリーンを用意し、スクリーンが挿入部１１の長手方向に直交するように、挿入部１１の先端に対向配置する。次に、ユーザは、第１のモードで光走査型内視鏡１を作動させる。
　第１のモードでの作動が開始されると、図６に示されるように、制御部３からアクチュエータ１５への駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の供給が開始されることによって光ファイバ１４の先端が振動し（ステップＳＡ１）、駆動信号Ｄｘ（ｔ）の位相が０、π／２、πおよび３π／２のときにのみ、光源１３からレーザ光Ｌが出力される（射出ステップＳＡ２）。これにより、スクリーン上にレーザ光Ｌがスパイラル状の走査軌跡Ｂに沿って間欠的に照射され、直交する２軸方向に並んだスポットの列がスクリーン上に現れる。スクリーン上のスポットの位置は、照射位置検出部４によって検出され（照射位置検出ステップＳＡ３）、スポットの位置の情報が調整部５に送信される。
　調整部５においては、スポットの位置に基づいてスポットの列の直線性を表す指標値を算出される（ステップＳＡ４）。指標値が所定の閾値ε未満である場合には（ステップＳＡ５のＹＥＳ）、現在の補正パラメータＥが位相補正部６に保持され（ステップＳＡ６）、第１のモードが終了する。
　一方、指標値が所定の閾値ε以上である場合には（ステップＳＡ５のＮＯ）、調整部５において、続いて補正パラメータＥが調整される（調整ステップＳＡ７）。次に、位相補正部６において、調整された補正パラメータＥを用いて式（２）から、各周回数Ｎにおける位相角Δθが算出され（ステップＳＡ８）、位相角Δθだけ補正された補正位相θ＋Δθが算出される（補正ステップＳＡ９）。
　次に、駆動信号Ｄｘ（ｔ）の位相が０＋Δθ、π／２＋Δθ、π＋Δθ、３π／２＋Δθのときにのみレーザ光Ｌが出力されるように、光源１３が制御部３によって制御される（制御ステップＳＡ２）。これにより、レーザ光Ｌのスポットの位置が、補正パラメータＥに応じた大きさの位相角Δθだけ走査軌跡Ｂの中心回りに移動する。
　このように、周回数Ｎ毎に算出された位相角Δθだけレーザ光Ｌの各スポットの位置が移動することによって、スポットの列の直線性が改善される。したがって、次のステップＳＡ４において算出される指標値は、より小さい値となる。指標値が所定の閾値ε未満になるまで、ステップＳＡ２～ＳＡ５，ＳＡ７～ＳＡ９が繰り返される。
　第１のモード終了後、ユーザは、挿入部１１を体内に挿入し、第２のモードで光走査型内視鏡１を作動させて体内の観察を行う。
　第２のモードでの作動が開始されると、図７に示されるように、制御部３からアクチュエータ１５への駆動信号の供給が開始され（ステップＳＢ１）、光源１３からレーザ光Ｌが連続的に出力される（ステップＳＢ２）。これにより、被写体Ａの表面上にレーザ光Ｌがスパイラル状の走査軌跡Ｂに沿って連続的に照射され、レーザ光Ｌの照射位置において観察光Ｌ’が発生する。観察光Ｌ’は、光ファイバ１６によって受光され、光検出部７によって検出され（ステップＳＢ３）、観察光Ｌ’の検出値Ｉｔが画像処理部９に送信される。
　次に、位相補正部６において、検出値Ｉｔの検出時刻ｔにおける駆動信号の位相θｔが算出され（ステップＳＢ４）、位相θｔとステップＳＡ６で保持された最適な補正パラメータＥを用いて式（２）から位相角Δθｔが算出される（ステップＳＢ５）。
　次に、座標算出部８において、位相θｔから位相角Δθｔだけシフトした補正位相θｔ＋Δθｔ（ステップＳＢ６）における駆動信号Ｄｘ（ｔ），Ｄｙ（ｔ）の振幅（Ｄｘ（θ＋Δθ），Ｄｙ（θ＋Δθ））が、検出時刻ｔにおけるレーザ光Ｌの照射位置の座標（ｘ，ｙ）として算出され（ステップＳＢ７）、座標（ｘ，ｙ）から画素の座標（Ｘ，Ｙ）が算出される（ステップＳＢ８）。
　次に、画像処理部９において、検出値Ｉｔが座標（Ｘ，Ｙ）の画素に割り当てられることによって、画像が形成される（ステップＳＢ９）。
　このように、本実施形態によれば、レーザ光Ｌを同一の位相において出力させることによって、スクリーン上にレーザ光Ｌのスポットの列を形成し、スポットの列の直線性に基づいて、画像の歪みの補正に使用する補正パラメータＥを決定している。このように、個々のスポットの位置ではなく、複数のスポットの配列の形状に基づいて補正パラメータＥを決定することで、光学的なアーティファクトの影響を排除した補正パラメータＥを決定することができる。そして、最適化された補正パラメータＥを用いて、歪みを補正するための位相角Δθを算出することによって、レーザ光Ｌの走査方向の像の歪みが解消された画像を形成することができる。
　さらに、各周回数Ｎにおける光ファイバ１４の先端の振動振幅の時間変化量に比例する位相角Δθを用いることによって、周回数Ｎ毎に異なるレーザ光Ｌの照射位置のずれを正確に補正し、像の歪みを正確に補正することができるという利点がある。
　本実施形態においては、スクリーン上におけるスポットの列の像が拡大されるように、挿入部１１の先端からより離れた位置にスクリーンを配置してもよい。
　このようにすることで、スポットの列の直線性の評価精度を向上し、画像の歪みの補正精度を向上することができる。
　本実施形態においては、光源１３からレーザ光Ｌを出力させるタイミングは、スポットの列の直線性を評価することができる限りにおいて、変更してもよい。例えば、位相θ＝０のときにのみレーザ光Ｌを射出してもよい。あるいは、位相θの間隔を、π／２以外、例えばπ／６に設定してもよい。レーザ光Ｌが出力される位相θの間隔は、等間隔であることが好ましい。
　レーザ光Ｌを出力する位相θの間隔を大きくした場合には、評価すべきスポットの列の数が少なくなるので、作業量を減らすことができる。一方、レーザ光Ｌを出力する位相θの間隔を小さくした場合には、レンズの部分的な偏差等を評価することができる。
　本実施形態においては、周回数Ｎと位相角Δθとの関係を表す関数として式（２）を用いることとしたが、これに代えて、多項式を用いてもよい。多項式は、例えば、下式（３）を用いることができる。式（３）は、２πｆｔ／Ｎ＝αとしたときに、ｓｉｎα／（１－ｃｏｓα）をα＝π回りでテイラー展開した式である。多項式を用いることによって、内部メモリ量を低減することができる。
　Δθ＝Ｅ｛π／２　－　α／２　＋　（π－α）３／２４　＋　（π－α）５／２４０
　　　＋　１７（π－α）７／４０３２０　＋　３１（π－α）９／７２５７６０　＋　…
　　　＋　２２１９３０５８１（π－α）１９／４８６５８０４０１６３５３２８０００｝
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（３）
　さらに、複数の多項式を用意し、周回数Ｎに応じて多項式を使い分けてもよい。周回数Ｎが小さいときと大きいときとで、最適な関数Δθ（ｔ）は異なる。したがって、周回数Ｎに応じて多項式を使い分けることで、より正確な位相角Δθを算出することができる。
　本実施形態においては、レーザ光Ｌをスパイラル走査することとしたが、これに代えて、リサージュ走査してもよい。
　リサージュ走査においても、スパイラル走査のときと同様に、駆動信号の振幅変調に伴う歪みが発生する。したがって、上述した方法を用いて歪みを補正することができる。
　本実施形態においては、光検出部７によって取得されたスポットの列の形状に基づいて調整部５が自動で補正パラメータＥを調整することとしたが、これに代えて、ユーザが補正パラメータＥを手動調整してもよい。
　この場合、調整部５は、ユーザによって補正パラメータＥの値を入力することができるように構成される。例えば、調整部５は、ディスプレイ１０上に、キーボードを使用して補正パラメータＥの値を入力するためのグラフィックを表示するグラフィカルユーザインタフェースであってもよい。あるいは、調整部５は、回転角度に応じて補正パラメータＥを設定することができるダイヤルであってもよい。
　本実施形態においては、駆動周波数ｆには、照射用の光ファイバ１４の共振周波数と等しい周波数または共振周波数の近傍の周波数が使用される。画像の歪みの発生の仕方は、以下のように、光ファイバ１４の共振周波数と駆動周波数ｆとの大小関係に応じて変化する。
　駆動周波数ｆが共振周波数よりも低い場合、一定の振幅で光ファイバ１４を振動させたときには、駆動信号の位相と光ファイバ１４の振動の位相は同一となる。光ファイバ１４の振動振幅を変調したときには、往路では駆動信号の位相に対して光ファイバ１４の振動の位相が遅れ、復路では駆動信号の位相に対して光ファイバ１４の振動の位相が進む。駆動周波数ｆが共振周波数に近づく程、位相の遅れおよび進みは大きくなる。
　駆動周波数ｆが共振周波数よりも高い場合、一定の振幅で光ファイバ１４を振動させたときには、駆動信号の位相に対して光ファイバ１４の振動の位相がπだけ遅延する。光ファイバ１４の振動振幅を変調したときには、往路では駆動信号の位相に対して光ファイバ１４の振動の位相が進み、復路では駆動信号の位相に対して光ファイバ１４の振動の位相が遅れる。駆動周波数ｆが共振周波数に近づく程、位相の遅れおよび進みは大きくなる。
　駆動周波数ｆが共振周波数と等しい場合、一定の振幅で光ファイバ１４を振動させたときには、駆動信号の位相に対して光ファイバ１４の振動の位相がπ／２だけ遅延する。光ファイバ１４の振動振幅を変調したときには、駆動信号の位相に対して光ファイバ１４の振動の位相が大きく変動しやすい。
１　光走査型内視鏡
２　光走査部
３　制御部
４　照射位置検出部
５　調整部
６　位相補正部
７　光検出部
８　座標算出部
９　画像処理部
１０　ディスプレイ
１１　挿入部
１２　筐体
１３　光源
１４，１６　光ファイバ
１５　アクチュエータ
Ａ　被写体
Ｂ　走査軌跡

Claims (6)

  1. 　光ファイバを振動させることによって前記光ファイバから射出される光を走査する光走査部と、
    　前記光ファイバの振動の同一の位相において前記光が射出されるように前記光ファイバから前記光が射出されるタイミングを制御する制御部と、
    　前記光ファイバから射出された光の被写体上における照射位置の列の形状に基づいて、歪み補正量を調整する調整部と、
    　該調整部によって調整された前記歪み補正量に基づいて、前記光が射出される前記位相を補正する位相補正部とを備える光走査型内視鏡。
  2. 　前記被写体上における前記光の照射位置を検出する照射位置検出部を備える請求項１に記載の光走査型内視鏡。
  3. 　前記照射位置検出部が、前記被写体における２次元的な前記照射位置を検出する２次元光検出装置を備える請求項２に記載の光走査型内視鏡。
  4. 　前記制御部が、等位相間隔で前記光が射出されるように前記光ファイバから前記光が射出されるタイミングを制御する請求項１から請求項３のいずれかに記載の光走査型内視鏡。
  5. 　前記光走査部が、前記光ファイバの振動振幅を時間変化させ、
    　前記位相補正部が、前記歪み補正量に加えて前記光ファイバの振動振幅の時間変化量に基づいて前記位相の補正量を算出する請求項１から請求項４のいずれかに記載の光走査型内視鏡。
  6. 　振動する光ファイバから、該光ファイバの振動の同一の位相において光を射出する射出ステップと、
    　被写体上における前記光の照射位置の列の形状に基づいて、歪み補正量を調整する調整ステップと、
    　該調整ステップによって調整された前記歪み補正量に基づいて、前記光ファイバから前記光が射出される位相を補正する補正ステップと、
    　該補正ステップによって補正された位相で前記光が射出されるように、前記光ファイバから光が射出されるタイミングを制御する制御ステップとを含む光走査型内視鏡の作動方法。
PCT/JP2015/086293 2015-12-25 2015-12-25 光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法 WO2017109958A1 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2015/086293 WO2017109958A1 (ja) 2015-12-25 2015-12-25 光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法
JP2017557636A JP6728236B2 (ja) 2015-12-25 2015-12-25 光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法
DE112015007133.4T DE112015007133T5 (de) 2015-12-25 2015-12-25 Lichtabtastendoskop und Verfahren zum Betreiben eines Lichtabtastendoskops
US16/010,608 US11375883B2 (en) 2015-12-25 2018-06-18 Light-scanning endoscope, correcting apparatus for light scanning endoscope and light-scanning-endoscope operating method

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2015/086293 WO2017109958A1 (ja) 2015-12-25 2015-12-25 光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US16/010,608 Continuation US11375883B2 (en) 2015-12-25 2018-06-18 Light-scanning endoscope, correcting apparatus for light scanning endoscope and light-scanning-endoscope operating method

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2017109958A1 true WO2017109958A1 (ja) 2017-06-29

Family

ID=59089810

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2015/086293 WO2017109958A1 (ja) 2015-12-25 2015-12-25 光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US11375883B2 (ja)
JP (1) JP6728236B2 (ja)
DE (1) DE112015007133T5 (ja)
WO (1) WO2017109958A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10859816B2 (en) 2016-12-22 2020-12-08 Olympus Corporation Scanning-type image acquisition device and scanning-type image acquisition system

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6609688B2 (ja) * 2016-02-29 2019-11-20 オリンパス株式会社 光走査型撮影投影装置および内視鏡システム
JP7339826B2 (ja) * 2019-09-19 2023-09-06 キヤノン株式会社 マーク位置決定方法、リソグラフィー方法、物品製造方法、プログラムおよびリソグラフィー装置

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5190267B2 (ja) * 2004-10-01 2013-04-24 ユニバーシティ・オブ・ワシントン イメージの歪みを減らす再マッピング法
WO2015162860A1 (ja) * 2014-04-23 2015-10-29 オリンパス株式会社 光走査型画像形成装置及び光走査型画像形成方法
WO2015182137A1 (ja) * 2014-05-27 2015-12-03 オリンパス株式会社 光走査型内視鏡装置

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5190267A (en) 1975-02-04 1976-08-07 Handotaihakumakuno seisakuhoho
US6845190B1 (en) * 2000-11-27 2005-01-18 University Of Washington Control of an optical fiber scanner
US7283247B2 (en) * 2002-09-25 2007-10-16 Olympus Corporation Optical probe system
US8757812B2 (en) * 2008-05-19 2014-06-24 University of Washington UW TechTransfer—Invention Licensing Scanning laser projection display devices and methods for projecting one or more images onto a surface with a light-scanning optical fiber
EP2808718B1 (en) * 2012-01-26 2018-05-16 Olympus Corporation Optical scanning observation apparatus
JP2013178417A (ja) * 2012-02-29 2013-09-09 Hoya Corp キャリブレーション装置

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5190267B2 (ja) * 2004-10-01 2013-04-24 ユニバーシティ・オブ・ワシントン イメージの歪みを減らす再マッピング法
WO2015162860A1 (ja) * 2014-04-23 2015-10-29 オリンパス株式会社 光走査型画像形成装置及び光走査型画像形成方法
WO2015182137A1 (ja) * 2014-05-27 2015-12-03 オリンパス株式会社 光走査型内視鏡装置

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10859816B2 (en) 2016-12-22 2020-12-08 Olympus Corporation Scanning-type image acquisition device and scanning-type image acquisition system

Also Published As

Publication number Publication date
DE112015007133T5 (de) 2018-08-02
JPWO2017109958A1 (ja) 2018-10-11
US11375883B2 (en) 2022-07-05
US20180303321A1 (en) 2018-10-25
JP6728236B2 (ja) 2020-07-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6877946B2 (ja) レーザスキャナ
US20160150948A1 (en) Optical scanning unit, optical scanning observation apparatus, and optical fiber scanning apparatus
JP6382297B2 (ja) 光の走査軌跡の算出方法及び光走査装置
JP6728236B2 (ja) 光走査型内視鏡および光走査型内視鏡の作動方法
CN107407802B (zh) 光扫描装置的驱动条件设定方法和驱动条件设定装置
US10758112B2 (en) Scanning endoscope and method for controlling the same
WO2015182137A1 (ja) 光走査型内視鏡装置
JP2016206534A (ja) レーザ走査型顕微鏡
JP5745922B2 (ja) 光走査型観察装置
JP6397191B2 (ja) 光走査型観察装置
JP2017187352A (ja) Ｘ線残留応力測定方法及びｘ線残留応力測定システム
US10025087B2 (en) Optical scanning observation apparatus
JP6553183B2 (ja) 光走査装置の駆動条件設定装置
JP6188669B2 (ja) 走査型内視鏡装置
JP6081679B1 (ja) 光走査型観察システム
JP2009258089A (ja) 形状計測装置
JP6961502B2 (ja) 光走査装置
JP6437808B2 (ja) 光走査型観察システム
WO2017203585A1 (ja) 補正値取得装置、画像処理装置、光走査型観察システム、補正値取得方法および画像処理方法
JP6382004B2 (ja) 光走査型観察装置
JP2018015110A (ja) 内視鏡プロセッサ
WO2017109814A1 (ja) 光走査型観察装置
JP2009145567A (ja) 走査顕微鏡
JP6072397B1 (ja) 走査型内視鏡装置
JP2020159823A (ja) 測定装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15911395

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2017557636

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 112015007133

Country of ref document: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15911395

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1