WO2017203711A1 - 走査型内視鏡システム - Google Patents

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WO2017203711A1
WO2017203711A1 PCT/JP2016/065807 JP2016065807W WO2017203711A1 WO 2017203711 A1 WO2017203711 A1 WO 2017203711A1 JP 2016065807 W JP2016065807 W JP 2016065807W WO 2017203711 A1 WO2017203711 A1 WO 2017203711A1
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scanning
light
unit
subject
endoscope system
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PCT/JP2016/065807
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English (en)
French (fr)
Inventor
遼佑 伊藤
Original Assignee
オリンパス株式会社
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    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a scanning endoscope system.
  • an optical fiber scanning observation apparatus and method for observing an observation target in a living body by irradiating a subject having light scattering properties such as a living body and measuring backscattered light by irradiating illumination light is known.
  • a subject having light scattering properties such as a living body and measuring backscattered light by irradiating illumination light.
  • Patent Document 1 and Patent Document 2 Since the observation apparatuses and methods of Patent Document 1 and Patent Document 2 detect the total amount of scattered light emitted in all directions from a wider range than the illumination spot of illumination light to the subject to be observed, There is an inconvenience that a signal based on a change in the local form of the surface layer is buried in surrounding scattered light components and is difficult to analyze.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and is a scanning endoscope capable of analyzing a signal based on a change in a local form of a subject while reducing the influence of surrounding scattered light components.
  • the purpose is to provide a system.
  • One embodiment of the present invention includes a light source unit that generates illumination light, an endoscope main body that irradiates a subject with the illumination light emitted from the light source unit, and detects return light from the subject, and the endoscope A fluctuation information extraction unit that extracts time fluctuation information of the subject based on an intensity signal of the return light detected by the mirror body, and the endoscope body illuminates the illumination light emitted from the light source unit.
  • a scanning unit that two-dimensionally scans the spot on the subject, a light receiving unit that is disposed in a part of the circumferential direction around the scanning unit, and that receives the return light from the subject, and is received by the light receiving unit
  • a light detection unit that detects the return light.
  • the illumination light emitted from the light source unit forms an illumination spot by the scanning unit of the endoscope body, is scanned two-dimensionally in the subject, and the return light that returns from each scanning position in the subject is received.
  • the light is received by the light detection unit and detected by the light detection unit.
  • the variation information extraction unit extracts time variation information of the subject. This makes it possible to observe local changes in the shape of the subject.
  • laser light may be used as the illumination light.
  • low-coherent laser light composed of partially coherent light having a coherence distance that is equal to or larger than the reciprocal of the scattering coefficient of the subject and shorter than half of the reciprocal of the equivalent scattering coefficient may be used as the illumination light.
  • the image representing the local dynamics of the subject by associating the time variation information of the subject extracted by the variation information extraction unit with the scanning position of the illumination spot by the scanning unit.
  • a dynamic image generation unit for generating the image may be provided. In this way, it is possible to visualize and easily observe local changes in the shape of the subject.
  • the diameter dimension of the said illumination spot is smaller than the magnitude
  • the variation information extraction unit is configured to observe the subject from the intensity signal sequence of return light from each scanning position arranged in a direction along the scanning locus of the illumination spot by the scanning unit.
  • the intensity signal that fluctuates within a frequency range based on a typical form may be extracted.
  • the frequency at which the intensity signal of the return light detected based on the local form of the subject fluctuates is limited to a predetermined frequency range. Therefore, by extracting intensity signals within a predetermined frequency range from all the acquired intensity signal sequences of return light, intensity signals that do not contribute to the local form are excluded, and the local form is more accurately obtained. Changes can be detected.
  • the variation information extraction unit configures two intensity signal sequences of return light from each scanning position arranged in a direction along a scanning locus of the illumination spot by the scanning unit acquired at different times.
  • An intensity signal sequence in which the correlation between corresponding partial signal sequences is equal to or greater than a predetermined value may be extracted.
  • the relative positional relationship between the subject and the endoscope body may change. In such a case, if the analysis is performed in consideration of all the intensity signal sequences, the accuracy is lowered. Therefore, the correlation between the corresponding partial signal sequences constituting the two intensity signal sequences acquired at different times is calculated. The analysis accuracy can be improved by extracting only the intensity signal sequence having a high correlation.
  • the variation information extraction unit associates different wavelengths with the intensity signal sequence of the return light from each scanning position arranged in a direction along the scanning locus of the illumination spot by the scanning unit, and locally The varying intensity signal may be extracted.
  • the reliability of information can be improved by integrating the information of the local fluctuation
  • the present invention it is possible to analyze the signal based on the change in the local form of the object by reducing the influence of the return light component other than the local form.
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram showing a scanning endoscope system according to an embodiment of the present invention. It is a front view which shows the front end surface of the insertion part of the scanning endoscope system of FIG. It is a front view which shows the modification of the front end surface of the insertion part of the scanning endoscope system of FIG. It is a figure which shows the illumination light condensed on a to-be-photographed object by the scanning endoscope system of FIG. It is a figure which shows the relationship between the illumination spot of the illumination light of FIG. 2, and the local form which observes a to-be-photographed object.
  • FIG. 2 It is a perspective view which shows an example of the scanning locus
  • FIG. 6A It is a figure which shows an example of matching with the return light and frequency band for imaging the temporal change of a to-be-photographed object in the procedure of FIG. 6A. It is a flowchart which shows the modification of the procedure of FIG. 6A. It is a figure which shows an example of matching with the return light and frequency for imaging the temporal change of a to-be-photographed object in the procedure of FIG. 7A. It is a flowchart which shows the other modification of the procedure of FIG. 6A. It is a flowchart which shows the other modification of the procedure of FIG. 6A. It is a flowchart which shows the other modification of the procedure of FIG. 6A. It is a flowchart which shows the other modification of the procedure of FIG. 6A. It is a flowchart which shows the other modification of the procedure of FIG.
  • FIG. 6A It is a perspective view which shows the concept of the scanning locus
  • FIG. 15A It is a figure which shows the dynamic observation state which mounted
  • FIG. 20 is a front view showing a modification of the distal end surface of the insertion portion of the scanning endoscope system of FIG. 19.
  • FIG. 21A shows the front end surface of the insertion part of the scanning endoscope system of FIG. 21A.
  • a scanning endoscope system 1 according to an embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
  • the scanning endoscope system 1 irradiates the subject O with illumination light from the light source unit 2 and the light source unit 2 and detects return light returning from the subject O.
  • An endoscope main body 3 that performs detection, a fluctuation information extraction unit 4 that extracts temporal fluctuation information of the subject O based on the intensity signal of the return light detected by the endoscope main body 3, and the extracted fluctuation information.
  • An image generation unit 5 that generates an image based on the image generation unit 5 and a display unit 6 that displays an image generated by the image generation unit 5 are provided.
  • the light source unit 2 is a laser light source that generates low-coherent laser light (low-coherent light) as illumination light.
  • low coherent means that the convex peak of the envelope of the interference component in the spatial intensity pattern generated on the surface of the subject O when the representative point of the subject O is point-irradiated is a unit of irregularities of the fine structure of the subject O. This means that the coherence distance is adjusted so as to be approximately within the size range (within an area of about 90%).
  • the low coherent laser light is more than the reciprocal of the scattering coefficient ⁇ s of the subject O made of a light scatterer and half the reciprocal of the equivalent scattering coefficient ⁇ s ′, as shown in the following equation (1). It means a laser beam having a short coherence distance Lc. 1 / ⁇ s ⁇ Lc ⁇ 1/2 ⁇ s ′ (1)
  • the endoscope body 3 includes a scanning unit 7 that two-dimensionally scans an illumination spot of illumination light emitted from the light source unit 2 on the subject O, a scanning control unit 8 that controls the scanning unit 7, and FIG.
  • a light receiving portion 9 that is arranged in a part of the circumferential direction around the scanning portion 7 and receives the return light reflected from the subject O, and a light that detects the return light received by the light receiving portion 9.
  • a detection unit 10 As shown in FIG. 1B, as a part in the circumferential direction centering on the scanning unit 7, in addition to the case of one light receiving unit 9 in the circumferential direction, as shown in FIG. In some cases, a plurality of (for example, three) light receiving portions 9 gathered in one place.
  • the endoscope main body 3 is attached and detached by a connector 13 with an insertion unit 11 including a scanning unit 7 and a light receiving unit 9 and a main body unit 12 including a scanning control unit 8 and a light detection unit 10. Can be done.
  • the scanning unit 7 includes an optical fiber 14 that guides illumination light, a driving unit 15 that vibrates a tip 14 a of the optical fiber 14, and an optical fiber 14 that is vibrated by the driving unit 15.
  • a condensing lens 16 that condenses the illumination light emitted from the tip 14a and forms an illumination spot of a predetermined diameter on the subject O is provided. As shown in FIGS. 2 and 3, the diameter size of the illumination spot is set to be smaller than the local form on the subject O to be observed.
  • the local form is a small cell that is placed on the mucosal epithelial layer of the respiratory system (trachea, bronchi, nasal cavity, sinus), fallopian tube, ventricle, etc.
  • a metachronal wave formed as a group by the whipping motion actively performed by the pili as an organ can be exemplified.
  • the diameter dimension of the illumination spot is set to be smaller than the one-wave interval d of the metachronal wave.
  • the local form is not limited to the ciliary metachronal wave, but means a form that varies in a partial region within the entire scanning range. For example, the movement of red blood cells in the superficial blood vessel, the recovery of the form after the subject O is partially pushed, and the like can be mentioned.
  • the drive unit 15 includes, for example, two or more piezoelectric elements (not shown) that bend the optical fiber 14 in two directions orthogonal to the longitudinal direction of the optical fiber 14 and orthogonal to each other.
  • the scanning control unit 8 vibrates at a predetermined frequency to two or more piezoelectric elements constituting the driving unit 15 of the scanning unit 7 in synchronization with the illumination light from the light source unit 2, and is sufficiently higher than the frequency.
  • a drive signal having an amplitude that increases / decreases in a large cycle is input with different phases.
  • the tip 14a of the optical fiber 14 is vibrated in a spiral shape, and as shown in FIG. 4A, the illumination spot is scanned along the spiral trajectory on the surface of the subject O.
  • the light receiving unit 9 is configured by an optical fiber 9b in which a light receiving end 9a is disposed at one place in the circumferential direction near the outer periphery of the condenser lens 16.
  • the return light received at the light receiving end 9a of the optical fiber 9b is guided through the optical fiber 9b, detected by the light detection unit 10 including a photomultiplier tube, and the intensity signal is output. It has become.
  • the intensity signal Si of the return light detected by the light detection unit 10 by the scanning along the one-time winding scanning locus by the scanning unit 7 is an intensity signal that changes in the time axis direction. Acquired as Si.
  • the variation information extraction unit 4 generates an intensity signal sequence S (p, i) acquired by scanning a plurality of times at different times in the same scanning range of the same subject O. .
  • the generation of the intensity signal sequence S (p, i) initializes the number of scans i (step S1), and acquires the intensity signal Si (p) at the number of scans i and the detection point p (
  • the acquired intensity signal Si (p) is stored in a matrix representing the intensity signal sequence S (p, i) (step S3).
  • the update rate of the multiple scans is performed at a frequency fs that is at least twice as high as the analysis frequency upper limit fc.
  • step S4 It is determined whether or not the number of scans i is equal to or greater than the predetermined number N (step S4). If it is smaller than N, the number of scans i is incremented (step S5), and the processes from step S2 are repeated.
  • the intensity signal sequence S (p, i) is converted into a temporal variation component M (p, i) and non-variation component C (p, i) for each detection point p. (Step S6).
  • MF (p, f) is obtained by frequency analysis of the fluctuation component M (p, i) (step S7).
  • f is a frequency.
  • a frequency component MF (x, y, f) is obtained (step S8).
  • luminance information corresponding to frequency bands f1, f2, and f3 for example, average intensities MFf1 (x, y), MFf2 (x, y), and MFf3 ( x, y) are associated with the numerical values of the respective axes of the image output color system to form an image as follows (step S9).
  • R (x, y) MFf1 (x, y)
  • G (x, y) MFf2 (x, y)
  • B (x, y) MFf3 (x, y)
  • illumination light composed of low-coherent laser light emitted from the light source unit 2 is guided by the optical fiber 14 of the scanning unit 7, and the tip of the optical fiber 14. After being emitted from 14a, the light is condensed by the condensing lens 16, and an illumination spot having a predetermined diameter is formed on the surface of the subject O and irradiated.
  • the illumination light is scattered by the subject O made of a scatterer and emitted from the surface of the subject O in all directions, and a part of the illumination light is received by the light receiving end 9a of the optical fiber 9b disposed on the outer periphery of the condenser lens 16.
  • the light is guided through the optical fiber 9 b and detected by the light detection unit 10. In this case, since the diameter dimension of the illumination spot is set smaller than the local form of the subject O to be observed, return light reflecting the local form can be generated.
  • the light receiving end 9a of the optical fiber 9b that receives the return light from the subject O is disposed at a part of the circumferential direction of the condenser lens 16. Therefore, only the light emitted in one direction among the return lights emitted from the subject O is received. As a result, when the subject O has a fine structure in a local form, only return light emitted in a direction corresponding to the shape of the fine structure at the scanning position is obtained at each scanning position irradiated with the illumination light. It can be detected by receiving light.
  • the scanning endoscope system 1 by using low-coherent laser light as illumination light, scattered light reaching the deep part of the subject O and scattering scattered at the surface layer portion of the subject O. Interference with light can be reduced, return light can be detected, and return light that well represents the local form of the surface layer of the subject O can be detected. Thereby, there is an advantage that a local form in the subject O can be detected more accurately.
  • the intensity signal of the return light acquired at the same scanning position at different times is separated into a temporal variation component M (p, i) and a non-variation component C (p, i).
  • the frequency analysis of the fluctuation component M (p, i) is performed for each detection point p.
  • the frequency component MF (p, f) is obtained by frequency analysis of the fluctuation component M (p, i)
  • the frequency component MF (x, y, f) associated with each scanning position is obtained. Since the obtained frequency component MF (x, y, f) is imaged by assigning a color for each frequency band, local variation in the subject O can be visually displayed.
  • the frequency component MF (x, y, f) for each detection point on the scanning trajectory is imaged by assigning a color for each frequency band, but instead of this, FIG. 7A and FIG. As shown in FIG. 7B, the frequency fmax at which the frequency component (x, y, f) at each detection point p becomes the maximum value may be imaged in association with an arbitrary color map (step S10). .
  • the separated non-variable component C (p, i) is also imaged as a non-variable component C (x, y, i) associated with each detection point (step S11), and the frequency component MF (You may decide to display with the image of x, y, f).
  • the appearance of the subject O can be observed from the image of the non-variable component C (x, y.i), and is observed in correspondence with the image of the frequency component MF (x, y, f) displayed together. be able to.
  • the intensity signal at the detection point p instead of the step of generating the intensity signal sequence S (p, i) of the intensity signal Si (p) at the detection point p, the intensity signal at the detection point p.
  • the signal component in the frequency range not related to the local form of the subject O is removed from Si (p), and the intensity signal SCi (p) in the frequency range fm related to the local form is extracted (step S12).
  • the intensity signal sequence SC (p, i) may be generated (step S3 ′). Then, the generated intensity signal sequence SC (p, i) may be separated into a fluctuation component M (p, i) and a non-fluctuation component C (p, i) (step S6 ′).
  • the fluctuation component M (p, i) may be subjected to frequency analysis (step S7), and as shown in FIG. 10, the intensity of the frequency range fm related to the local form without scanning a plurality of times.
  • Luminance information corresponding to the signal SC1 (p) may be associated with each scanning position and presented as a continuous image SC1 (x, y).
  • the frequency range fm related to the local form is that the scanning speed v of the illumination light along the scanning locus, and the pitch of the local form is d1 to d2, v / d1 ⁇ fm ⁇ v / d2 It is.
  • corresponding partial signal sequences Sti (p) and Sti ⁇ corresponding to two intensity signals Si (p) and Si ⁇ 1 (p) detected at adjacent times. 1 (p) is calculated (step S13), it is determined whether or not there is a correlation (step S14), and if the correlation is low, Si (p) is converted to the matrix constituting the intensity signal sequence. It may be excluded from storage. Thereby, there is an advantage that it is possible to prevent a decrease in accuracy due to the intensity signal Sti (p) having a low correlation being used for frequency analysis.
  • the scanning endoscope system 1 including the fluctuation information extraction unit 4 in the main body unit 12 is illustrated, but instead, as shown in FIGS. 15A and 15B, dynamic observation is performed.
  • the unit 17 is provided separately from the main body 12, and the return light is detected via the adapter 18 that is detachably mounted between the main body 12 and the insertion portion 11, and fluctuation information is extracted. Good.
  • the dynamic observation unit 17 includes a bandpass filter (BPF) 19 that extracts a wavelength band to be detected, and a light detection unit 10 that detects return light that has passed through the bandpass filter 19. And a fluctuation information extraction unit (dynamic image generation unit) 4 that extracts local fluctuations of the subject O based on the intensity of the return light detected by the light detection unit 10.
  • An output from the fluctuation information extraction unit 4 is supplied to a processing circuit (dynamic image generation unit) 21 of the main body unit 12.
  • the processing circuit 21 includes the scanning control unit 8 and the image generation unit 5 shown in FIG. 1A. In FIG. 15A to FIG. 17, the wiring connecting the scanning control unit 8 and the driving unit 15 is omitted.
  • the light source unit 23 includes laser diodes (LD) 23a, 23b, and 23c for each imaging wavelength (R, G, and B). Illumination light from each of the laser diodes 23 a, 23 b, and 23 c is multiplexed by the RGB multiplexer 24 and guided to the optical fiber 14.
  • LD laser diodes
  • the insertion unit 11 is directly connected to the main body unit 12 as shown in FIG. 15A.
  • a plurality of light receiving optical fibers 9 b are arranged around the condenser lens 16 over the entire circumference, and the return light received by all the optical fibers 9 b is spectrally separated by the RGB demultiplexer 20 and imaged. Detection is performed by the light receivers (light detection units) 22a, 22b, and 22c for each of the conversion wavelengths (R, G, and B), and a normal observation image is generated.
  • the lighting timing of the laser diodes (LD) 21a, 21b, and 21c for each imaging wavelength (R, G, B) is shifted, and a signal detected by one light receiver (detection unit) is detected. You may use the system which image-forms according to the lighting timing for every wavelength.
  • the adapter 18 when observing the local variation of the subject O, as shown in FIG. 15B, the adapter 18 is inserted between the main body portion 12 and the insertion portion 11, and the main body portion 12, the adapter 18, and the insertion portion. 11, and a part of the optical fiber 9 b in the circumferential direction of the condenser lens 16 in the optical fiber 9 b for light reception provided in the insertion portion 11 is connected to the dynamic observation unit 17. Accordingly, there is an advantage that normal observation using all the optical fibers 9b and dynamic observation using only some of the optical fibers 9b can be performed simultaneously.
  • the optical fiber 25 for dynamic observation when performing normal observation and dynamic observation at the same time is an optical fiber for normal observation as shown in FIG. 18A or 18B. What is necessary is just to be arrange
  • an optical fiber (light receiving unit) 25 dedicated to dynamic observation is provided in the insertion unit 11 in advance, and an adapter 18 is attached, so that the entire circumference is arranged around the condenser lens 16.
  • the normal observation optical fiber 9 b may be connected to the main body 12, and the dynamic observation dedicated optical fiber 25 may be connected to the dynamic observation unit 17.
  • the optical fiber 26 connected to the dynamic observation unit 17 and the optical fiber 27 connected to the main body portion 12 are connected to any one of the optical fibers 9 b of the insertion portion 11. Ordinary observation and dynamic observation may be performed simultaneously by coupling to the optical fiber 28 and attaching the adapter 18.
  • two images may be displayed in a superimposed manner.
  • a cursor for designating a position may be displayed on the image, and the frequency at the position where the cursor is displayed may be displayed by a number.
  • the scanning unit 7 including the optical fiber scanner that scans the illumination light by vibrating the tip 14a of the optical fiber 14 is illustrated, but instead of this, any other scanning unit, for example, Alternatively, a structure in which illumination light is scanned by swinging two galvanometer mirrors close to each other may be employed.
  • the frequency analysis is performed after extracting the local fluctuation component M (p, i) of the subject O.
  • two images acquired at different times are used. The difference between them may be calculated.
  • the standard deviation may be calculated using a plurality of acquired images instead of the frequency.
  • a part of the region may be scanned or a part of the region may be analyzed.
  • the return light is received at the light receiving end 9a of the optical fiber 9b fixed at one place in the circumferential direction around the condensing lens 16.
  • the insertion part of the scanning endoscope may be inserted through one channel, and the return light may be received by an optical fiber inserted through another channel.
  • the insertion portion of the scanning endoscope may be inserted into the insertion port of the guide tube 29 in which the optical fiber 25 dedicated to dynamic observation is provided.
  • the dynamic observation optical fiber 25 may be arranged in a part of the circumferential direction of the normal observation optical fiber 9b.
  • the dynamic observation optical fibers 25a, 25b, and 25c have different orientations in the circumferential direction of the normal observation optical fiber 9b for each imaging wavelength (R, G, and B). It is also possible to calculate local fluctuations for each wavelength by arranging them in the respective sections.
  • the dynamic observation unit 17 includes bandpass filters (BPF) 30a, 30b, 30c for selecting wavelengths for each imaging wavelength (R, G, B), and a light receiver 31a. , 31b, 31c are provided.
  • Optical receivers 25a, 25b, and 25c for dynamic observation provided on the guide tube 29 are attached to the light receivers 31a, 31b, and 31c, respectively.
  • the configuration for calculating the local variation by associating different wavelengths with a plurality of different directions is the configuration dedicated to dynamic observation shown in FIG. 1A and the configuration used in combination with the normal observation shown in FIGS. 15B to 17. It can also be applied to.
  • the timing may be shifted for each azimuth instead of associating wavelengths with different azimuths in the circumferential direction of the optical fiber 9b for normal observation.
  • the band-pass filter (BPF) 19 and the light receivers 22a, 22b, and 22c may remain as a pair, but the fluctuation information extraction unit 4 executes a local fluctuation calculation process in synchronization with the timing for each direction. To do. Thereby, the reliability of information can be improved by integrating the information of the local fluctuation

Abstract

周囲の散乱光成分による影響を低減して物体の局所的な形態の変化に基づく信号を解析することを目的として、照明光を発生する光源部（２）と、光源部（２）から発せられた照明光を被写体（Ｏ）に照射し、被写体（Ｏ）からの戻り光を検出する内視鏡本体（３）と、内視鏡本体（３）により検出された戻り光の強度信号に基づいて被写体（Ｏ）の時間変動情報を抽出する変動情報抽出部（４）とを備え、内視鏡本体（３）が、光源部（２）から発せられた照明光の照明スポットを被写体（Ｏ）において２次元的に走査する走査部（７）と、走査部（７）を中心とした周方向の一部に配置され、被写体（Ｏ）において反射した戻り光を受光する受光部（９）と、受光部（９）において受光された戻り光を検出する光検出部（１０）とを備える。

Description

走査型内視鏡システム
　本発明は、走査型内視鏡システムに関するものである。
　例えば、生体などの光散乱性を有する被写体に対し、照明光を照射してその後方散乱光を計測することにより、生体内の観察対象を観測する光ファイバ走査型観察装置および方法が知られている（例えば、特許文献１および特許文献２参照。）。
特開２０１４－９４１５８号公報 特開２０１５－１３６５８０号公報
　特許文献１および特許文献２の観察装置および方法は、観察しようとする被写体への照明光の照明スポットよりも広い範囲から全方位に発せられる散乱光の総光量を検出するものであるため、被写体表層の局所的な形態の変化に基づく信号が周囲の散乱光成分に埋もれてしまい、解析することが困難であるという不都合がある。
　本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、周囲の散乱光成分による影響を低減して被写体の局所的な形態の変化に基づく信号を解析することができる走査型内視鏡システムを提供することを目的としている。
　本発明の一態様は、照明光を発生する光源部と、該光源部から発せられた前記照明光を被写体に照射し、該被写体からの戻り光を検出する内視鏡本体と、該内視鏡本体により検出された戻り光の強度信号に基づいて前記被写体の時間変動情報を抽出する変動情報抽出部とを備え、前記内視鏡本体が、前記光源部から発せられた前記照明光の照明スポットを前記被写体において２次元的に走査する走査部と、該走査部を中心とした周方向の一部に配置され、前記被写体からの戻り光を受光する受光部と、該受光部において受光された戻り光を検出する光検出部とを備える走査型内視鏡システムである。
　本態様によれば、光源部から発せられた照明光が、内視鏡本体の走査部によって照明スポットを形成して被写体において２次元的に走査され、被写体における各走査位置から戻る戻り光が受光部において受光され光検出部により検出される。そして、検出された戻り光の強度信号に基づいて、変動情報抽出部により被写体の時間変動情報が抽出される。これにより、被写体における局所的な形態の変化を観察することが可能となる。
　この場合において、被写体に微細構造が存在する場合に、照明光が照射された各走査位置においては、当該走査位置における微細構造の形状に応じた方向に戻り光が発せられるので、走査部を中心とした周方向の一部に受光部を配置しておくことにより、受光部の方向に戻る戻り光のみを受光して検出することができる。これにより、照明スポットに対して被写体の微細構造が変化することで受光部より受光される戻り光の強度が変化するので、被写体における局所的な形態の変化が検出可能になる。
　上記態様においては、前記照明光としてレーザ光が用いられてもよい。
　また、上記態様においては、前記照明光として前記被写体の散乱係数の逆数以上かつ等価散乱係数の逆数の半分より短い可干渉距離を有する部分コヒーレント光からなる低コヒーレントレーザ光を用いてもよい。
　このようにすることで、可干渉距離が短い低コヒーレント光を散乱体からなる被写体に照射することにより、ノイズとなる被写体深部まで達した散乱光の影響を低減し、被写体の表層で散乱した戻り光のみに基づく干渉成分を取得することができる。さらに、照明スポットよりも広い範囲に発生するスペックルノイズに邪魔されることなく局所的な形態の変化を示す信号を検出することができる。
　また、上記態様においては、前記変動情報抽出部により抽出された前記被写体の時間変動情報と、前記走査部による前記照明スポットの走査位置とを対応づけて、前記被写体の局所的な動態を表す画像を生成する動態画像生成部を備えていてもよい。
　このようにすることで、被写体における局所的な形態の変化を可視化して、容易に観察することができる。
　また、上記態様においては、前記照明スポットの径寸法が、前記被写体の観察しようとする局所的な形態の大きさよりも小さいことが好ましい。
　このようにすることで、被写体における局所的な形態の変化をより正確に検出することができる。
　また、上記態様においては、前記変動情報抽出部が、前記走査部による前記照明スポットの走査軌跡に沿う方向に並ぶ各走査位置からの戻り光の強度信号列から、前記被写体の観察しようとする局所的な形態に基づく周波数範囲内で変動する前記強度信号を抽出してもよい。
　この場合において、所定の走査速度で照明スポットを走査すると、被写体の局所的な形態に基づいて検出される戻り光の強度信号の変動する周波数が所定の周波数範囲内に限られる。したがって、取得された全ての戻り光の強度信号列から、所定の周波数範囲内の強度信号を抽出することで、局所的な形態に寄与しない強度信号を除外して、さらに精度よく局所的な形態の変化を検出することができる。
　また、上記態様においては、前記変動情報抽出部が、異なる時刻に取得された前記走査部による前記照明スポットの走査軌跡に沿う方向に並ぶ各走査位置からの戻り光の２つの強度信号列を構成する対応する部分信号列どうしの相関が所定以上である強度信号列を抽出してもよい。
　同じ走査範囲を異なる時刻に走査して戻り光を検出する場合に、被写体と内視鏡本体との相対位置関係が変化することがある。このような場合に、全ての強度信号列を考慮して解析を行うと精度が低下するので、異なる時刻に取得された２つの強度信号列を構成する対応する部分信号列どうしの相関を算出し、相関が高い強度信号列のみを抽出することで、解析精度を向上することができる。
　また、上記態様においては、前記変動情報抽出部が、前記走査部による前記照明スポットの走査軌跡に沿う方向に並ぶ各走査位置からの戻り光の強度信号列に異なる波長を対応付け、局所的に変動する前記強度信号を抽出するようにしてもよい。
　これにより、異なる走査位置における局所的な変動の情報を総合することで情報の信頼性を向上することができる。
　本発明によれば、局所的な形態以外の戻り光成分による影響を低減して物体の局所的な形態の変化に基づく信号を解析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走査型内視鏡システムを示す全体構成図である。 図１の走査型内視鏡システムの挿入部の先端面を示す正面図である。 図１の走査型内視鏡システムの挿入部の先端面の変形例を示す正面図である。 図１の走査型内視鏡システムにより被写体に集光される照明光を示す図である。 図２の照明光の照明スポットと、被写体の観察しようとする局所的な形態との関係を示す図である。 図１の走査型内視鏡システムにより被写体において走査される照明光の走査軌跡の一例を示す斜視図である。 図４Ａの走査軌跡に沿って取得される戻り光の強度信号の時間変化の一例を示す図である。 図１の走査型内視鏡システムにより時刻を異ならせて被写体において走査される照明光の走査軌跡の概念を示す斜視図である。 図１の走査型内視鏡システムを用いて被写体の時間的な変動を示す画像を生成する手順を説明するフローチャートである。 図６Ａの手順において被写体の時間的な変動を画像化するための戻り光と周波数帯域との対応付けの一例を示す図である。 図６Ａの手順の変形例を示すフローチャートである。 図７Ａの手順において被写体の時間的な変動を画像化するための戻り光と周波数との対応付けの一例を示す図である。 図６Ａの手順の他の変形例を示すフローチャートである。 図６Ａの手順の他の変形例を示すフローチャートである。 図６Ａの手順の他の変形例を示すフローチャートである。 図６Ａの手順の他の変形例を示すフローチャートである。 図１１のフローチャートに示す手順において時刻を異ならせて被写体において走査される照明光の走査軌跡の概念を示す斜視図である。 図１２のフローチャートに示す手順において取得された戻り光の強度信号列の内の部分的な信号列を説明する図である。 図１３の部分的な信号列が相関を有する場合を示す図である。 図１３の部分的な信号列が相関を有しない場合を示す図である。 アダプタにより動態観察ユニットを着脱する図１の走査型内視鏡システムの変形例であって、アダプタを取り外した通常観察状態を示す図である。 図１５Ａの走査型内視鏡システムにおいてアダプタにより動態観察ユニットを装着した動態観察状態を示す図である。 アダプタにより動態観察ユニットを着脱する図１の走査型内視鏡システムの他の変形例を示す図である。 アダプタにより動態観察ユニットを着脱する図１の走査型内視鏡システムの他の変形例を示す図である。 図１５Ｂ、図１６の走査型内視鏡システムの挿入部の先端面を示す正面図である。 図１５Ｂ、図１６の走査型内視鏡システムの挿入部の先端面の変形例を示す正面図である。 アダプタにより動態観察ユニットを着脱する図１の走査型内視鏡システムの他の変形例を示す図である。 図１９の走査型内視鏡システムの挿入部の先端面を示す正面図である。 図１９の走査型内視鏡システムの挿入部の先端面の変形例を示す正面図である。 アダプタにより動態観察ユニットを着脱する図１の走査型内視鏡システムの他の変形例を示す図である。 図２１Ａの走査型内視鏡システムの挿入部の先端面を示す正面図である。
　本発明の一実施形態に係る走査型内視鏡システム１について、図面を参照して以下に説明する。
　本実施形態に係る走査型内視鏡システム１は、図１Ａに示されるように、光源部２と、該光源部２からの照明光を被写体Ｏに照射し、被写体Ｏから戻る戻り光を検出する内視鏡本体３と、該内視鏡本体３により検出された戻り光の強度信号に基づいて被写体Ｏの時間的な変動情報を抽出する変動情報抽出部４と、抽出された変動情報に基づく画像を生成する画像生成部５と、該画像生成部５により生成された画像を表示する表示部６とを備えている。
　光源部２は、照明光として低コヒーレントレーザ光（低コヒーレント光）を発生するレーザ光源である。
　ここで、低コヒーレントとは、被写体Ｏの代表点に点照射した際に被写体Ｏ表層に生じる空間的な強度パターンのうち干渉成分の包絡線の凸のピークが被写体Ｏの微細構造の凹凸の単位サイズの範囲にほぼ（面積で９０％程度内に）収まるように可干渉距離が調整されていることを意味している。
　さらに具体的には、低コヒーレントレーザ光とは、下式（１）に示すように、光散乱体からなる被写体Ｏの散乱係数μｓの逆数以上かつ等価散乱係数μｓ′の逆数の半分より短い可干渉距離Ｌｃを有するレーザ光を意味している。
　１／μｓ≦Ｌｃ＜１／２μｓ′　　　（１）
　内視鏡本体３は、光源部２から発せられた照明光の照明スポットを被写体Ｏにおいて２次元的に走査する走査部７と、該走査部７を制御する走査制御部８と、図１Ｂに示されるように、走査部７を中心とした周方向の一部に配置され、被写体Ｏにおいて反射した戻り光を受光する受光部９と、該受光部９において受光された戻り光を検出する光検出部１０とを備えている。走査部７を中心とした周方向の一部としては、図１Ｂに示されるように、周方向の１カ所の受光部９をいう場合の他、図１Ｃに示されるように、周方向の１カ所にまとまった複数個（例えば３個）の受光部９をいう場合もある。
　図１Ａに示す例では、内視鏡本体３は、走査部７および受光部９を備える挿入部１１と、走査制御部８および光検出部１０を備える本体部１２とをコネクタ１３により着脱することができるようになっている。
　走査部７は、図１Ａに示す例では、照明光を導光する光ファイバ１４と、該光ファイバ１４の先端１４ａを振動させる駆動部１５と、該駆動部１５により振動させられる光ファイバ１４の先端１４ａから射出された照明光を集光して、被写体Ｏ上において所定の径寸法の照明スポットを形成する集光レンズ１６とを備えている。図２および図３に示されるように、照明スポットの径寸法は、観察しようとする被写体Ｏ上の局所的な形態より小さくなるように設定されている。
　ここで、局所的な形態とは、例えば、図３に示されるように、呼吸器系（気管、気管支、鼻腔、副鼻腔）、卵管、脳室等の粘膜上皮層にそんざいする細胞小器官である線毛が能動的に行う鞭打ち運動によって、集団をなして形成するメタクロナールウェーブ等を挙げることができる。この場合、照明スポットの径寸法は、このメタクロナールウェーブの一波形間隔ｄより小さい寸法に設定されている。
　なお、局所的な形態は、線毛のメタクロナールウェーブに限定されるものではなく、走査範囲の全域の内の部分的な領域で変動する形態を意味している。例えば、表層血管内の赤血球の動きや、被写体Ｏを部分的に押した後の形態の回復、なども挙げられる。
　駆動部１５は、例えば、光ファイバ１４の長手方向に直交し、相互に直交する２方向に光ファイバ１４を屈曲させる２以上の圧電素子（図示略）を備えている。
　走査制御部８は、光源部２からの照明光に同期して走査部７の駆動部１５を構成している２以上の圧電素子に、所定の周波数で振動し、かつ、当該周波数より十分に大きい周期で増減する振幅を有する駆動信号を、位相を異ならせて入力するようになっている。これにより、光ファイバ１４の先端１４ａを渦巻き状に振動させて、図４Ａに示されるように、被写体Ｏ表面において渦巻き状の軌跡に沿って照明スポットを走査させるようになっている。
　受光部９は、集光レンズ１６の外周近傍に周方向の１箇所に受光端９ａが配置された光ファイバ９ｂにより構成されている。光ファイバ９ｂの受光端９ａにおいて受光された戻り光は、光ファイバ９ｂを経由して導光され、光電子増倍管等からなる光検出部１０によって検出され、その強度信号が出力されるようになっている。走査部７による１回の巻き状の走査軌跡に沿った走査により、光検出部１０によって検出される戻り光の強度信号Ｓｉは、図４Ｂに示されるように、時間軸方向に変化する強度信号Ｓｉとして取得されるようになっている。
　変動情報抽出部４は、図５に示されるように、同一被写体Ｏの同一の走査範囲において時刻を異ならせて複数回走査することにより取得された強度信号列Ｓ（ｐ，ｉ）を生成する。
　強度信号列Ｓ（ｐ，ｉ）の生成は、図６Ａに示されるように、走査回数ｉを初期化し（ステップＳ１）、走査回数ｉ、検出点ｐにおける強度信号Ｓｉ（ｐ）を取得し（ステップＳ２）、取得された強度信号Ｓｉ（ｐ）を強度信号列Ｓ（ｐ，ｉ）を表す行列に格納する（ステップＳ３）。
　複数回走査の更新レートは、解析周波数上限ｆｃよりも２倍以上の高い周波数ｆｓで行われるようになっている。
　走査回数ｉが所定回数Ｎ以上であるか否かを判定し（ステップＳ４）、Ｎより小さければ、走査回数ｉをインクリメントして（ステップＳ５）、ステップＳ２からの工程を繰り返す。走査回数が所定回数Ｎ以上である場合には、強度信号列Ｓ（ｐ，ｉ）を各検出点ｐ毎に、時間的な変動成分Ｍ（ｐ，ｉ）と非変動成分Ｃ（ｐ，ｉ）とに分離する（ステップＳ６）。そして、各検出点ｐ毎に、変動成分Ｍ（ｐ，ｉ）を周波数解析することによりＭＦ（ｐ，ｆ）を得る（ステップＳ７）。ここで、ｆは周波数である。
　各検出点ｐは、被写体Ｏ上における各走査位置（ｘ，ｙ）に対応づけられるので、周波数成分ＭＦ（ｘ，ｙ，ｆ）を得る（ステップＳ８）。そして、例えば、図６Ｂに示されるように、周波数帯域ｆ１，ｆ２，ｆ３それぞれに相当する輝度情報、例えば、各周波数帯域の平均強度ＭＦｆ１（ｘ，ｙ）、ＭＦｆ２（ｘ，ｙ）、ＭＦｆ３（ｘ，ｙ）、をそれぞれ画像出力表色系の各軸の数値に対応づけることにより、以下のように画像化する（ステップＳ９）。
　Ｒ（ｘ，ｙ）＝ＭＦｆ１（ｘ，ｙ）
　Ｇ（ｘ，ｙ）＝ＭＦｆ２（ｘ，ｙ）
　Ｂ（ｘ，ｙ）＝ＭＦｆ３（ｘ，ｙ）
　このように構成された本実施形態に係る走査型内視鏡システム１の作用について、以下に説明する。
　本実施形態に係る走査型内視鏡システム１によれば、光源部２から発せられた低コヒーレントレーザ光からなる照明光は、走査部７の光ファイバ１４によって導光され、光ファイバ１４の先端１４ａから射出された後に、集光レンズ１６によって集光されることにより、被写体Ｏの表面に所定の径寸法の照明スポットを形成して照射される。
　照明光は、散乱体からなる被写体Ｏにおいて散乱され被写体Ｏの表面から全方位に射出され、その一部が集光レンズ１６の外周に配置されている光ファイバ９ｂの受光端９ａにおいて受光され、光ファイバ９ｂを導光されて光検出部１０により検出される。
　この場合において、照明スポットの径寸法が観察しようとする被写体Ｏの局所的な形態より小さく設定されているので、局所的な形態を反映する戻り光を発生させることができる。
　そして、本実施形態に係る走査型内視鏡システム１によれば、被写体Ｏからの戻り光を受光する光ファイバ９ｂの受光端９ａが、集光レンズ１６の周方向の一部に配置されているので、被写体Ｏから発せられる戻り光のうち、一方向に発せられる光のみが受光される。その結果、被写体Ｏに局所的な形態となる微細構造が存在する場合に、照明光が照射された各走査位置において、当該走査位置における微細構造の形状に応じた方向に発せられる戻り光のみを受光して検出することができる。
　すなわち、被写体Ｏの照明スポットより広い範囲から戻る戻り光の総光量を検出していた従来の方法と異なり、被写体Ｏから発せられる戻り光の方向が異なれば、異なる強度の戻り光が検出されるので、局所的な形態によって異なる方向に戻る戻り光を区別して検出することができる。したがって、被写体Ｏにおける局所的な形態を観察することができるという利点がある。
　また、本実施形態に係る走査型内視鏡システム１によれば、照明光として低コヒーレントレーザ光を使用することにより、被写体Ｏの深部まで到達する散乱光と被写体Ｏの表層部において散乱する散乱光との干渉を低減し、ノイズが少なく、被写体Ｏの表層部の局所的な形態を良好に表す戻り光を検出することができる。これにより、被写体Ｏにおける局所的な形態をより正確に検出することができるという利点がある。
　さらに、本実施形態によれば、異なる時刻に同じ走査位置において取得された戻り光の強度信号を時間的な変動成分Ｍ（ｐ，ｉ）と非変動成分Ｃ（ｐ，ｉ）とに分離し、各検出点ｐ毎に、変動成分Ｍ（ｐ，ｉ）を周波数解析する。これにより、局所的な形態をより鮮明に観察することができるという利点がある。
　また、さらに変動成分Ｍ（ｐ，ｉ）を周波数解析することにより、周波数成分ＭＦ（ｐ，ｆ）を得るとともに、各走査位置に対応づけた周波数成分ＭＦ（ｘ，ｙ，ｆ）を得て、得られた周波数成分ＭＦ（ｘ，ｙ，ｆ）に周波数帯域毎に色を割り当てて画像化するので、被写体Ｏにおける局所的な形態の変動を視覚的に表示することができる。
　なお、本実施形態においては、走査軌跡上の各検出点毎の周波数成分ＭＦ（ｘ，ｙ，ｆ）に周波数帯域毎に色を割り当てて画像化したが、これに代えて、図７Ａおよび図７Ｂに示されるように、各検出点ｐ毎の周波数成分（ｘ，ｙ，ｆ）が最大値となる周波数ｆｍａｘを任意のカラーマップに対応づけて画像化することにしてもよい（ステップＳ１０）。
　また、走査軌跡上の各検出点毎の周波数成分ＭＦ（ｘ，ｙ，ｆ）に周波数帯域毎に色を割り当てて画像化する（ステップＳ９）ことに加えて、図８に示されるように、分離された非変動成分Ｃ（ｐ，ｉ）についても、各検出点に対応づけた非変動成分Ｃ（ｘ，ｙ，ｉ）として、その平均値を画像化し（ステップＳ１１）、周波数成分ＭＦ（ｘ，ｙ，ｆ）の画像と共に表示することにしてもよい。非変動成分Ｃ（ｘ，ｙ．ｉ）の画像により、被写体Ｏの外観を観察することができ、併せて表示されている周波数成分ＭＦ（ｘ，ｙ，ｆ）の画像と対応させて観察することができる。
　また、本実施形態においては、図９に示されるように、検出点ｐにおける強度信号Ｓｉ（ｐ）の強度信号列Ｓ（ｐ，ｉ）を生成する工程に代えて、検出点ｐにおける強度信号Ｓｉ（ｐ）から被写体Ｏの局所的な形態に関連しない周波数範囲の信号成分を除去して、局所的な形態に関連する周波数範囲ｆｍの強度信号ＳＣｉ（ｐ）を抽出し（ステップＳ１２）、その強度信号列ＳＣ（ｐ，ｉ）を生成することにしてもよい（ステップＳ３′）。そして、生成された強度信号列ＳＣ（ｐ，ｉ）を変動成分Ｍ（ｐ，ｉ）と非変動成分Ｃ（ｐ，ｉ）とに分離してもよい（ステップＳ６′）。この場合、変動成分Ｍ（ｐ，ｉ）を周波数解析してもよい（ステップＳ７）し、図１０に示されるように、複数回走査せずに局所的な形態に関連する周波数範囲ｆｍの強度信号ＳＣ１（ｐ）に対応した輝度情報を各走査位置に対応づけＳＣ１（ｘ，ｙ）、連続画像として提示してもよい。
　ここで、局所的な形態に関連する周波数範囲ｆｍは、走査軌跡に沿う照明光の走査速度ｖ、局所的な形態のピッチをｄ１からｄ２として、
　ｖ／ｄ１≦ｆｍ＜ｖ／ｄ２
である。
　このようにすることで、解析に不要な強度信号を省いて、解析精度を向上することができるという利点がある。
　また、図１１から図１４Ｂに示されるように、隣接する時刻に検出された２つの強度信号Ｓｉ（ｐ），Ｓｉ－１（ｐ）の対応する部分的な信号列Ｓｔｉ（ｐ）とＳｔｉ－１（ｐ）との相関を算出し（ステップＳ１３）、相関があるか否かを判定し（ステップＳ１４）、相関が低い場合にはＳｉ（ｐ）を、強度信号列を構成する行列への格納から除外することにしてもよい。
　これにより、相関の低い強度信号Ｓｔｉ（ｐ）が周波数解析に使用されることによる精度の低下を防止することができるという利点がある。
　また、本実施形態においては、本体部１２内に変動情報抽出部４を備える走査型内視鏡システム１を例示したが、これに代えて、図１５Ａおよび図１５Ｂに示されるように、動態観察ユニット１７を本体部１２とは別体として設け、本体部１２と挿入部１１との間に着脱可能に装着するアダプタ１８を経由して戻り光を検出し、変動情報を抽出することにしてもよい。
　動態観察ユニット１７は、図１５Ａおよび図１５Ｂに示す例では、検出すべき波長帯域を抽出するバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）１９と、該バンドパスフィルタ１９を通過した戻り光を検出する光検出部１０と、該光検出部１０により検出された戻り光の強度に基づいて、被写体Ｏの局所的な変動を抽出する変動情報抽出部（動態画像生成部）４とを備えている。変動情報抽出部４からの出力は本体部１２の処理回路（動態画像生成部）２１に供給されるようになっている。処理回路２１は、図１Ａの走査制御部８および画像生成部５を含んでいる。図１５Ａから図１７において走査制御部８と駆動部１５をつなぐ配線は省略している。光源部２３は、画像化波長（Ｒ，Ｇ，Ｂ）毎のレーザダイオード（ＬＤ）２３ａ，２３ｂ，２３ｃを備えている。各レーザダイオード２３ａ，２３ｂ，２３ｃからの照明光は、ＲＧＢ合波器２４により合波されて光ファイバ１４に導光されるようになっている。
　すなわち、被写体Ｏの局所的な変動を観察しない場合には、図１５Ａに示すように、本体部１２に直接挿入部１１を接続する。挿入部１１には、集光レンズ１６の周囲に全周にわたって複数の受光用の光ファイバ９ｂが配置され、全ての光ファイバ９ｂによって受光された戻り光をＲＧＢ分波器２０によって分光して画像化波長（Ｒ，Ｇ，Ｂ）毎の受光器（光検出部）２２ａ，２２ｂ，２２ｃにより検出し、通常観察用画像を生成する。
　また、通常観察用画像生成において、画像化波長（Ｒ，Ｇ，Ｂ）毎のレーザダイオード（ＬＤ）２１ａ，２１ｂ，２１ｃの点灯タイミングをずらし、一つの受光器（検出部）で検出した信号を波長毎の点灯タイミングに応じて画像化処理する方式を用いてもよい。
　一方、被写体Ｏの局所的な変動を観察する場合には、図１５Ｂに示されるように、本体部１２と挿入部１１との間にアダプタ１８を挿入して本体部１２、アダプタ１８および挿入部１１を連結し、挿入部１１に備えられている受光用の光ファイバ９ｂの内の集光レンズ１６の周方向の一部の光ファイバ９ｂを動態観察ユニット１７に接続する。これにより、全ての光ファイバ９ｂを用いた通常観察と、一部の光ファイバ９ｂのみを用いた動態観察とを同時に行うことができるという利点がある。
　図１５Ｂの走査型内視鏡システム１においては、通常観察と動態観察とを同時に行う場合の動態観察用の光ファイバ２５は、図１８Ａあるいは図１８Ｂに示されるように、通常観察用の光ファイバ９ｂの周方向の並びの一部に配置されていればよい。
　また、図１６に示されるように、挿入部１１に予め動態観察専用の光ファイバ（受光部）２５を設けておき、アダプタ１８を取り付けることにより、集光レンズ１６の周囲に全周にわたって配置されている通常観察用の光ファイバ９ｂを本体部１２に接続し、動態観察専用の光ファイバ２５を動態観察ユニット１７に接続することにしてもよい。
　また、図１７に示されるように、アダプタ１８内において、動態観察ユニット１７に接続する光ファイバ２６と本体部１２に接続する光ファイバ２７とを挿入部１１のいずれかの光ファイバ９ｂに接続する光ファイバ２８に結合しておき、アダプタ１８を取り付けることで、通常観察と動態観察とを同時に行うことにしてもよい。
　また、同時に取得された通常観察用の画像と動態観察用の画像とを表示する場合に、２つの画像を重畳表示してもよい。
　また、画像上に位置を指定するためのカーソルを表示し、カーソルが表示されている位置における周波数を数字により表示することにしてもよい。
　また、本実施形態においては、光ファイバ１４の先端１４ａを振動させることにより照明光を走査させる光ファイバスキャナからなる走査部７を例示したが、これに代えて、他の任意の走査部、例えば、近接させた２つのガルバノミラーを揺動させることにより照明光を走査させる構造のものを採用してもよい。
　また、本実施形態においては、被写体Ｏの局所的な変動成分Ｍ（ｐ，ｉ）を抽出後に、周波数解析を行ったが、これに代えて、時刻を異ならせて取得された２枚の画像間の差分を演算することにしてもよい。また、周波数に代えて、複数枚取得された画像を用いて標準偏差を算出してもよい。
　また、走査領域全体について局所的な変動を算出することに代えて、一部の領域について走査してもよいし、一部の領域について解析することにしてもよい。
　また、本実施形態においては、集光レンズ１６の周囲の周方向の１カ所に固定された光ファイバ９ｂの受光端９ａにおいて戻り光を受光することとしたが、これに代えて、ガイドチューブの１つのチャネルを介して走査型内視鏡の挿入部を挿入し、他のチャネルを介して挿入した光ファイバによって戻り光を受光することにしてもよい。
　また、図１９に示されるように、内部に動態観察専用の光ファイバ２５を設けたガイドチューブ２９の挿入口に走査型内視鏡の挿入部を挿入するようにしてもよい。この場合、動態観察用の光ファイバ２５は、図２０Ａおよび図２０Ｂに示されるように、通常観察用の光ファイバ９ｂの周方向の並びの一部に配置されていればよい。
　また、図２１Ｂに示すように、動態観察用の光ファイバ２５ａ，２５ｂ，２５ｃを、画像化波長（Ｒ，Ｇ，Ｂ）毎に、通常観察用の光ファイバ９ｂの周方向における異なる方位の一部にそれぞれ配置して、波長毎に局所的な変動を算出してもよい。この場合、図２１Ａに示されるように、動態観察ユニット１７には、画像化波長（Ｒ，Ｇ，Ｂ）毎に波長を選択するバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）３０ａ，３０ｂ，３０ｃ、および受光器３１ａ，３１ｂ，３１ｃが設けられる。各受光器３１ａ，３１ｂ，３１ｃには、ガイドチューブ２９に設けられた動態観察用の光ファイバ２５ａ，２５ｂ，２５ｃがそれぞれ取り付けられるようになっている。
　このように複数の異なる方位に異なる波長を対応付けて局所的な変動を算出する構成は、図１Ａに示す動態観察専用の構成、および図１５Ｂから図１７に示す通常観察と併用する場合の構成にも応用可能である。
　また、図１Ａの動態観察専用の構成を用いる場合には、通常観察用の光ファイバ９ｂの周方向における異なる方位毎に波長を対応付けるのでなく、方位毎にタイミングをずらすようにしてもよい。この場合、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）１９、および受光器２２ａ，２２ｂ，２２ｃは一対のままでよいが、変動情報抽出部４において方位毎のタイミングと同期させて局所的な変動の算出処理を実行する。これにより、複数の異なる方位の局所的な変動の情報を総合することで情報の信頼性を向上することができる。
　１　走査型内視鏡システム
　２，２３　光源部
　３　内視鏡本体
　４　変動情報抽出部（動態画像生成部）
　７　走査部
　９　受光部
　９ｂ，２５，２５ａ，２５ｂ，２５ｃ　光ファイバ（受光部）
　１０　光検出部
　２１　処理回路（動態画像生成部）
　２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，３１ａ，３１ｂ，３１ｃ　受光器（光検出部）
　Ｏ　被写体
　Ｌｃ　可干渉距離
　μｓ　散乱係数
　μｓ′　等価散乱係数
 

Claims (8)

  1. 　照明光を発生する光源部と、
    　該光源部から発せられた前記照明光を被写体に照射し、該被写体からの戻り光を検出する内視鏡本体と、
    　該内視鏡本体により検出された戻り光の強度信号に基づいて前記被写体の時間変動情報を抽出する変動情報抽出部とを備え、
    　前記内視鏡本体が、前記光源部から発せられた前記照明光の照明スポットを前記被写体において２次元的に走査する走査部と、該走査部を中心とした周方向の一部に配置され、前記被写体からの戻り光を受光する受光部と、該受光部において受光された戻り光を検出する光検出部とを備える走査型内視鏡システム。
  2. 　前記照明光としてレーザ光が用いられる請求項１に記載の走査型内視鏡システム。
  3. 　前記照明光として前記被写体の散乱係数の逆数以上かつ等価散乱係数の逆数の半分より短い可干渉距離を有する部分コヒーレント光からなる低コヒーレントレーザ光を用いる請求項２に記載の走査型内視鏡システム。
  4. 　前記変動情報抽出部により抽出された前記被写体の時間変動情報と、前記走査部による前記照明スポットの走査位置とを対応づけて、前記被写体の局所的な動態を表す画像を生成する動態画像生成部を備える請求項１から請求項３のいずれかに記載の走査型内視鏡システム。
  5. 　前記照明スポットの径寸法が、前記被写体の観察しようとする局所的な形態の大きさよりも小さい請求項１から請求項４のいずれかに記載の走査型内視鏡システム。
  6. 　前記変動情報抽出部が、前記走査部による前記照明スポットの走査軌跡に沿う方向に並ぶ各走査位置からの戻り光の強度信号列から、前記被写体の観察しようとする局所的な形態に基づく周波数範囲内で変動する前記強度信号を抽出する請求項１から請求項５のいずれかに記載の走査型内視鏡システム。
  7. 　前記変動情報抽出部が、異なる時刻に取得された前記走査部による前記照明スポットの走査軌跡に沿う方向に並ぶ各走査位置からの戻り光の２つの強度信号列を構成する対応する部分信号列どうしの相関が所定以上である強度信号列を抽出する請求項１から請求項６のいずれかに記載の走査型内視鏡システム。
  8. 　前記変動情報抽出部が、前記走査部による前記照明スポットの走査軌跡に沿う方向に並ぶ各走査位置からの戻り光の強度信号列に異なる波長を対応付け、局所的に変動する強度信号を抽出する請求項１から請求項５のいずれかに記載の走査型内視鏡システム。
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Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0518717A (ja) * 1991-07-10 1993-01-26 Anritsu Corp 外径測定機
JP2006267034A (ja) * 2005-03-25 2006-10-05 Osaka Univ 断層計測装置及び断層計測方法
JP2013244045A (ja) * 2012-05-23 2013-12-09 Olympus Corp 走査型内視鏡装置
JP2015120090A (ja) * 2015-04-02 2015-07-02 キヤノン株式会社 眼科装置、眼科装置の作動方法、及びプログラム
WO2015182198A1 (ja) * 2014-05-28 2015-12-03 オリンパス株式会社 光走査型観察装置及び光走査型観察装置の作動方法
WO2016079768A1 (ja) * 2014-11-17 2016-05-26 オリンパス株式会社 光走査型内視鏡装置

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0518717A (ja) * 1991-07-10 1993-01-26 Anritsu Corp 外径測定機
JP2006267034A (ja) * 2005-03-25 2006-10-05 Osaka Univ 断層計測装置及び断層計測方法
JP2013244045A (ja) * 2012-05-23 2013-12-09 Olympus Corp 走査型内視鏡装置
WO2015182198A1 (ja) * 2014-05-28 2015-12-03 オリンパス株式会社 光走査型観察装置及び光走査型観察装置の作動方法
WO2016079768A1 (ja) * 2014-11-17 2016-05-26 オリンパス株式会社 光走査型内視鏡装置
JP2015120090A (ja) * 2015-04-02 2015-07-02 キヤノン株式会社 眼科装置、眼科装置の作動方法、及びプログラム

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