(57)【要約】【課題】高解像度の通常画像および近赤外画像を同時に取得可能な医療用観察システムを提供することを目的とする。【解決手段】  可視レーザー光を射出する可視レーザー光源と、第一の近赤外レーザー光を射出する第一近赤外レーザー光源と、第二の近赤外レーザー光を射出する第二近赤外レーザー光源と、上記各レーザー光を結合する結合手段と、結合されたレーザー光を導光して対象物に射出する導光手段と、レーザー光を対象物上で走査させるために導光手段の射出端近傍を振動させる振動手段と、対象物の反射光を受光する受光手段と、受光された反射光を、各レーザー光に対応する反射光に分離する分離手段と、分離された反射光の各々に対応する複数の画像を生成する画像生成手段と、生成された複数の画像の少なくともいずれか一つを表示する表示手段とからなる医療用観察システムが提供される。【選択図】  図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
可視レーザー光を射出する可視レーザー光源と、
第一の近赤外レーザー光を射出する第一近赤外レーザー光源と、
第二の近赤外レーザー光を射出する第二近赤外レーザー光源と、
前記可視レーザー光、第一の近赤外レーザー光、および第二の近赤外レーザー光を結合する結合手段と、
前記結合手段によって結合されたレーザー光を導光して対象物に射出するためのシングルモードファイバからなる導光手段と、
前記レーザー光を対象物上で走査させるために前記導光手段の射出端近傍を振動させる振動手段と、
前記対象物の反射光を受光する受光手段と、
前記受光手段によって受光された反射光を、前記可視レーザー光、第一の近赤外レーザー光、および第二の近赤外レーザー光に対応する反射光に分離する分離手段と、
前記分離手段によって分離された反射光の各々に対応する複数の画像を生成する画像生成手段と、
前記画像生成手段によって生成された複数の画像の少なくともいずれか一つを表示する表示手段と、
からなる医療用観察システム。
【請求項２】
前記第一の近赤外レーザー光の波長は、酸化ヘモグロビンの吸収が小さい波長であり、
前記第二の近赤外レーザー光の波長は、還元ヘモグロビンの吸収が小さい波長であることを特徴とする請求項１に記載の医療用観察システム。
【請求項３】
前記第一の近赤外レーザー光の波長は、６００ｎｍ以上８００ｎｍ以下の単波長であり、
前記第二の近赤外レーザー光の波長は、８００ｎｍより大きく１０００ｎｍ以下の単波長であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の医療用観察システム。
【請求項４】
前記第一の近赤外レーザー光の波長は、７００ｎｍであり、
前記第二の近赤外レーザー光の波長は、９８０ｎｍであることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の医療用観察システム。
【請求項５】
前記画像生成手段によって、
前記可視レーザー光に対応する反射光に基づいて生成された通常画像を記憶する第一のメモリと、
前記第一の近赤外レーザー光に対応する反射光に基づいて生成された第一の近赤外画像を記憶する第二のメモリと、
前記第二の近赤外レーザー光に対応する反射光に基づいて生成された第二の近赤外画像を記憶する第三のメモリと、を更に備えることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の医療用観察システム。
【請求項６】
前記表示手段における表示設定の入力を受け付ける入力手段を更に備え、
前記表示手段は、前記入力手段において入力される表示設定に基づいて、前記通常画像、第一の近赤外画像、および第二の近赤外画像の少なくともいずれか一つを表示させることを特徴とする請求項５に記載の医療用観察システム。
【請求項７】
前記表示手段は、前記第一の近赤外画像または第二の近赤外画像の少なくともいずれか一方と、前記通常画像とを同一画面上に表示させることを特徴とする請求項５または請求項６に記載の医療用観察システム。
【請求項８】
前記表示手段は、前記第一の近赤外画像または第二の近赤外画像の少なくともいずれか一方を、前記通常画像に重畳表示させることを特徴とする請求項５から請求項７のいずれか１項に記載の医療用観察システム。
【請求項９】
前記画像生成手段は、前記第一の近赤外画像および第二の近赤外画像に対して擬似カラー表示処理を行うことを特徴とする請求項５から請求項８のいずれか１項に記載の医療用観察システム。
【請求項１０】
前記画像生成手段は、前記第一の近赤外画像および第二の近赤外画像に対して明暗表示処理を行うことを特徴とする請求項５から請求項８のいずれか１項に記載の医療用観察システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、対象物を走査して画像情報を取得する走査型医療用プローブにより取得された画像を観察する医療用観察システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来より、先端部に備えられたＣＣＤなどの撮像素子で体腔内を撮像する内視鏡と、内視鏡により撮像された画像を処理してモニタに出力するビデオプロセッサと、体腔内の観察部位を照明するための光を内視鏡に供給する光源装置とからなる内視鏡システムが広く実用に供されている。また、近年、白色光による通常光観察の他に、狭帯域光、蛍光、赤外光等などの特定波長の光による特殊光観察を行なう内視鏡システムも知られている。
【０００３】
このような特殊光観察を行なう内視鏡システムの一例として、特許文献１には、複数の波長の近赤外光を用いて、血液中のヘモグロビンの酸素飽和度の変化を観察するシステムが記載されている。特許文献１に記載される内視鏡システムでは、術者が観察を希望する画像の種類に応じて、白色光または近赤外光がプロセッサから内視鏡に供給される。そして、該白色光および近赤外光に応じた可視カラー画像およびヘモグロビンの状態を表す画像が撮像素子によって取得され、モニタに表示される。特許文献１の内視鏡システムでは、ヘモグロビンの酸素飽和度による吸収スペクトルの違いに基づき、複数の異なる波長の近赤外光によるヘモグロビン画像を取得することで、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を観察することができる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特許２６４８４９４号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ここで、特許文献１に記載の内視鏡システムでは、内視鏡が備えるライトガイドによって近赤外領域のレーザー光を体腔内まで伝送する構成となっている。一般的にライトガイドは、マルチモードファイバによって構成されているため、伝送損率が高いという欠点がある。また、マルチモードファイバのように導光モードが複数ある場合には、導光される光のパワー分布形状がガウス形状から大きく逸脱してしまい、体腔内に射出される光の集光性が低下してしまうといった問題もある。そのため、特許文献１に記載の内視鏡システムにおいて、近赤外領域のレーザー光をライトガイドによって体腔内へ伝送した場合、上述のような伝送損率や集光性の問題により、得られるヘモグロビン画像の明るさや解像度が低下してしまうことがある。
【０００６】
また、特許文献１に記載の内視鏡システムでは、術者が希望する画像の種類に応じて、可視カラー画像のための光源と、ヘモグロビン画像のための光源とを切換える構成となっている。そのため、切換えのための帯域制限フィルタやミラーなどの部品を備える必要があり、結果として部品点数の増加、ならびにプロセッサの構成および制御の複雑化を招いてしまう。さらに、特許文献１に記載の内視鏡システムでは、可視カラー画像とヘモグロビン画像とを同時に表示させることができない。そのため、可視カラー画像によって体腔内における内視鏡の位置等を確認しながら、ヘモグロビンの状態を観察することができないといった問題もある。
【０００７】
本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、高解像度の通常画像および近赤外画像を同時に取得可能な医療用観察システムを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記の課題を解決するため、本発明により、可視レーザー光を射出する可視レーザー光源と、第一の近赤外レーザー光を射出する第一近赤外レーザー光源と、第二の近赤外レーザー光を射出する第二近赤外レーザー光源と、可視レーザー光、第一の近赤外レーザー光、および第二の近赤外レーザー光を結合する結合手段と、結合手段によって結合されたレーザー光を導光して対象物に射出するためのシングルモードファイバからなる導光手段と、レーザー光を対象物上で走査させるために導光手段の射出端近傍を振動させる振動手段と、対象物の反射光を受光する受光手段と、受光手段によって受光された反射光を、可視レーザー光、第一の近赤外レーザー光、および第二の近赤外レーザー光に対応する反射光に分離する分離手段と、分離手段によって分離された反射光の各々に対応する複数の画像を生成する画像生成手段と、画像生成手段によって生成された複数の画像の少なくともいずれか一つを表示する表示手段とからなる医療用観察システムが提供される。
【０００９】
このような医療用観察システムによれば、体腔内に射出される各レーザー光の伝送損率を抑え、集光性を高く保つことができる。これにより、高解像度の通常画像および近赤外画像を取得することができる。また、本発明では、可視レーザー光と近赤外レーザー光とが結合されて伝送されるため、従来のように可視光と近赤外光との光源を切り換える必要がない。これにより、切換えのための部品点数の増加や、装置構成の複雑化を防ぐことができる。
【００１０】
また、上記第一の近赤外レーザー光の波長は、酸化ヘモグロビンの吸収が小さい波長であり、第二の近赤外レーザー光の波長は、還元ヘモグロビンの吸収が小さい波長であっても良い。具体的には、第一の近赤外レーザー光の波長は、６００ｎｍ以上８００ｎｍ以下の単波長であり、第二の近赤外レーザー光の波長は、８００ｎｍより大きく１０００ｎｍ以下の単波長であっても良い。また、第一の近赤外レーザー光の波長は、７００ｎｍであり、第二の近赤外レーザー光の波長は、９８０ｎｍであっても良い。このように構成することにより、ヘモグロビンが含む酸素量の違いを把握することができ、病変部の状態をより詳細に観察することが可能となる。
【００１１】
また、上記医療用観察システムは、画像生成手段によって、可視レーザー光に対応する反射光に基づいて生成された通常画像を記憶する第一のメモリと、第一の近赤外レーザー光に対応する反射光に基づいて生成された第一の近赤外画像を記憶する第二のメモリと、第二の近赤外レーザー光に対応する反射光に基づいて生成された第二の近赤外画像を記憶する第三のメモリと、を更に備える構成であっても良い。このように構成することにより、各レーザー光に対応する反射光に基づいて生成された複数の画像を、同時に記憶することが可能となる。
【００１２】
また、上記医療用観察システムは、表示手段における表示設定の入力を受け付ける入力手段を更に備え、表示手段は、入力手段において入力される表示設定に基づいて、通常画像、第一の近赤外画像、および第二の近赤外画像の少なくともいずれか一つを表示させるものであっても良い。このように構成することにより、各レーザー光に対応して取得された複数の画像のいずれを表示させるかを、術者が適宜設定することができる。
【００１３】
また、表示手段は、第一の近赤外画像または第二の近赤外画像の少なくともいずれか一方と、通常画像とを同一画面上に表示させるものであっても良い。また、表示手段は、第一の近赤外画像または第二の近赤外画像の少なくともいずれか一方を、通常画像に重畳表示させるものであっても良い。このように構成することにより、観察中の部位の位置や全体的な状態を通常画像によって確認しながら、当該部位におけるヘモグロビンの状態を近赤外画像によって観察することが可能となる。
【００１４】
また、画像生成手段は、第一の近赤外画像および第二の近赤外画像に対して擬似カラー表示処理、または明暗表示処理を行うものであっても良い。このように構成することで、ヘモグロビンの状態を視覚的に容易に把握することが可能となる。
【発明の効果】
【００１５】
本発明の医療用観察システムによれば、高解像度の通常画像および近赤外画像を同時に取得することができ、体腔内のより詳細な観察が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明の実施形態における走査型医療用プローブの先端部の内部構成を模式的に示す図である。
【図２】本発明の実施形態におけるプロセッサの構成を示すブロック図である。
【図３】酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸収スペクトルを示す図である。
【図４】本発明の実施形態における走査型医療用プローブによる走査パターンを示す図である。
【図５】本発明の実施形態におけるプロセッサの信号処理回路による画素位置補正処理の具体例を説明するための図である。
【図６】本発明の実施形態における画像選択処理を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、図面を参照して、本発明の実施形態について説明する。図１は、本発明の実施形態における走査型医療用プローブ１０における先端部の内部構成を模式的に示す図である。また、図２は、走査型医療用プローブ１０に接続されるプロセッサ２０の構成を示すブロック図である。なお、図２においては、走査型医療用プローブ１０とプロセッサ２０との接続関係等を明確にするため、走査型医療用プローブ１０の一部の構成も模式的に示している。また、モニタ３０は周知の構成を有した受像装置であるため、図２においてモニタ３０の詳細な構成は図示省略している。これらの走査型医療用プローブ１０、プロセッサ２０、およびモニタ３０によって、本実施形態の医療用観察システム１が構成される。
【００１８】
まず、図１を参照して、本実施形態の走査型医療用プローブ１０の構成について説明する。走査型医療用プローブ１０は、患者の体内に挿入される長尺の可撓管からなる挿入部と、プロセッサ２０と電気的および光学的に接続される接続部とを備える。図１は、走査型医療用プローブ１０の挿入部先端を示すものであり、該挿入部先端には、シングルモードファイバ１１０（以下、「ＳＭＦ１１０」という）、アクチュエータ１１２、支持体１１４、筒体１１６、およびレンズユニット１１８が配置されている。また、これらの部材は可撓性を有する保護チューブであるシース１３０に収容されており、シース１３０の内部には、さらに複数の受光ファイバ１２０が円環状に埋設されている。
【００１９】
ＳＭＦ１１０は、プロセッサ２０から供給される走査光を体腔内まで伝送するためのファイバであり、走査型医療用プローブ１０の接続部から、挿入部先端まで延在している。また、ＳＭＦ１１０の先端付近は、円筒型のアクチュエータ１１２の長軸方向に設けられた貫通孔に通され、アクチュエータ１１２に接着材などで固定されている。
【００２０】
アクチュエータ１１２は、圧電素子などで形成され、複数の電極１１３を有している。そして、アクチュエータ１１２は、後述するプロセッサ２０のＸ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙから、各電極１１３に接続された電線（不図示）を通じて所定の駆動電圧が供給されることにより、所定の振動を開始する。また、アクチュエータ１１２は、支持体１１４に設けられた貫通孔に通されて支持される。これにより、ＳＭＦ１１０の先端部が、支持体１１４に片持ち梁の状態で支持される。尚、以降の説明について、便宜上、走査型医療用プローブ１０の長手方向をＺ方向、Ｚ方向に直交しかつ互いに直交する二方向をＸ方向、Ｙ方向と定義する。
【００２１】
筒体１１６は、ステンレスなどの金属で形成される円筒上の部品であり、レンズユニット１１８および支持体１１４の固定に用いられる他、走査型医療用プローブ１０の先端部近傍に配置される部品を保護する役割を備えている。また、レンズユニット１１８は、複数のレンズから構成され、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａから射出される走査光を観察対象上に集光するための光学系である。
【００２２】
また、シース１３０内部に埋設される複数の受光ファイバ１２０は、観察対象によって反射された光を入射端１２０ａから受光するためのファイバであり、走査型医療用プローブ１０の接続部から挿入部先端まで延在している。複数の受光ファイバ１２０にて受光された反射光は、受光ファイバ１２０内を伝送され、走査型医療用プローブ１０の接続部にて結合され、プロセッサ２０へ送られる。
【００２３】
なお、本実施形態においては、体腔内を観察するために走査型医療用プローブ１０単体が体腔内に直接挿入される。別の実施形態においては、例えば走査型医療用プローブ１０の挿入部先端を観察対象近傍にスムーズに導くために挿入部にガイドワイヤ等を添えて挿入するようにしてもよい。また、例えば電子スコープ等が有する鉗子チャンネルに挿入部を挿入し通して挿入部先端を観察対象近傍に近接させるようにしてもよい。
【００２４】
次に、図２を参照して、本実施形態のプロセッサ２０の構成について説明する。プロセッサ２０は、走査型医療用プローブ１０に走査光を供給するための光源部、走査型医療用プローブ１０を駆動制御するための駆動部、および走査型医療用プローブ１０により取得される反射光を検出し、モニタ３０での表示に適した画像信号を生成するための信号処理部を備える。なお、本実施形態においては、プロセッサ２０は、光源部、駆動部、信号処理部を備えた一体型のプロセッサであるが、別の実施形態では各部を別装置として構成してもよい。
【００２５】
プロセッサ２０の光源部は、レーザー光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂ、２３０ＩＲ１および２３０ＩＲ２、ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂ、２３２ＩＲ１および２３２ＩＲ２、ならびにレーザー結合器２３４から構成される。レーザー光源２３０Ｒ、２３０Ｇおよび２３０Ｂは、可視領域のカラー画像を取得するため、Ｒ、Ｇ、Ｂに対応する可視領域における単一波長の光をそれぞれ射出する半導体レーザーである。また、レーザー光源２３０ＩＲ１および２３０ＩＲ２は、体腔内におけるヘモグロビンの状態を表す画像を取得するため、近赤外領域における単一波長の光をそれぞれ射出する半導体レーザーである。ここで、本実施形態においては、レーザー光源２３０ＩＲ１からは、７００ｎｍのレーザー光が射出され、レーザー光源２３０ＩＲ２からは９８０ｎｍのレーザー光が射出される。
【００２６】
このＩＲ１（７００ｎｍ）およびＩＲ２（９８０ｎｍ）の波長の選定について、図３を参照して説明する。図３は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸収スペクトルを示す図である。図３のグラフにおいて、縦軸は各ヘモグロビンの分子吸収係数を示し、横軸は波長を示す。酸化ヘモグロビンは、酸素を多く含むヘモグロビンであり、還元ヘモグロビンは、酸素をあまり含まないヘモグロビンである。このように、含まれる酸素量の異なるヘモグロビンが体腔内でどのように分布されているかを観察することによって、病変部の状態を知ることができる。図３に示すように、酸化ヘモグロビンと、還元ヘモグロビンは、異なる吸収スペクトルを有している。具体的には、酸化ヘモグロビンは、６００〜８００ｎｍにおいて吸収が小さいのに対し、還元ヘモグロビンは８００ｎｍより長波長において吸収が小さい。このことを利用し、レーザー光源２３０ＩＲ１からは、酸化ヘモグロビンの吸収が小さい７００ｎｍのレーザー光を射出し、レーザー光源２３０ＩＲ２から、還元ヘモグロビンの吸収が小さい９８０ｎｍのレーザー光を射出することで、それぞれの反射光から酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの分布や量を観察することができる。ここで、本実施形態におけるＩＲ１（７００ｎｍ）およびＩＲ２（９８０ｎｍ）は一例であり、酸化ヘモグロビンを観察するためには６００以上かつ８００ｎｍ以下の間の何れかの波長、および還元ヘモグロビンを観察するためには８００ｎｍより大きく１０００ｎｍ以下の何れかの波長をそれぞれ用いることができる。
【００２７】
ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂ、２３２ＩＲ１および２３２ＩＲ２は、後述するタイミングコントローラ２４０の制御に基づき、各レーザー光源を駆動するための駆動電圧を印加する。また、レーザー結合器２３４は、各レーザー光源から射出される各レーザー光を結合して走査型医療用プローブ１０に供給する。
【００２８】
また、プロセッサ２０の駆動部は、走査型医療用プローブ１０のアクチュエータ１１２を駆動するためのＸ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙから構成される。Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙは、タイミングコントローラ２４０の制御に基づき、図示しない電線を介してアクチュエータ１１２へ駆動電圧を印加する。
【００２９】
さらに、プロセッサ２０の信号処理部は、レーザー分離器２５４、検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂ、２５０ＩＲ１および２５０ＩＲ２、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇ、２５２Ｂ、２５２ＩＲ１および２５２ＩＲ２、信号処理回路２６０、第１メモリ２６１、第２メモリ２６２および第３メモリ２６３、エンコーダ２７０、フロントパネル２８０、ならびに画像選択回路２８５から構成される。
【００３０】
レーザー分離器２５４は、受光ファイバ１２０によって伝送される反射光をＲ、Ｇ、Ｂ、ＩＲ１およびＩＲ２に対応する各波長の光へと分離するための光分離部である。また、検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂ、２５０ＩＲ１および２５０ＩＲ２は、レーザー分離器２５４によって分離された反射光を検出し、電気信号へと変換する。また、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇ、２５２Ｂ、２５２ＩＲ１および２５２ＩＲ２は、各検出器によって生成された信号をＡ／Ｄ変換する。
【００３１】
また、信号処理回路２６０は、各Ａ／ＤコンバータによってＡ/Ｄ変換された信号に対して所定の処理を行い、画像データを生成するための処理部である。第１メモリ２６１、第２メモリ２６２および第３メモリ２６３は、信号処理回路２６０において生成された画像データを一時的に記憶するための記憶部である。また、エンコーダ２７０は、信号処理回路２６０によって生成された画像データを映像信号へと変換してモニタ３０に出力する。
【００３２】
また、フロントパネル２８０は、プロセッサ２０の外装正面に設けられており、術者による操作を受け付けるための各種の操作ボタンやプロセッサ２０の動作状況を表示するインジケータ等からなる操作部である。本実施形態においては、フロントパネル２８０を操作することによって、モニタ３０における画像の表示設定が行われる。さらに、画像選択回路２８５は、フロントパネル２８０において設定された表示設定に基づいて、信号処理回路２６０へ、画像選択の指示を行う。
【００３３】
また、上記光源部、駆動部および信号処理部における各部は、同じくプロセッサ２０が備えるタイミングコントローラ２４０によって、そのタイミングが統括的にコントロールされる。
【００３４】
次に、上述のような構成を備えた医療用観察システム１における体腔内観察の流れについて、各部の具体的な動作とともに説明する。まず、走査型医療用プローブ１０の挿入部が患者の体腔内に挿入され、プロセッサ２０に電源が投入されると、タイミングコントローラ２４０からドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂ、２３２ＩＲ１および２３２ＩＲ２に駆動信号が出力される。タイミングコントローラ２４０からの駆動信号を受けた各ドライバは、該駆動信号に従ってレーザー光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂ、２３０ＩＲ１および２３０ＩＲ２に駆動電圧を印加する。そして、各レーザー光源は、それぞれ同じタイミングで、Ｒ、Ｇ、Ｂ、ＩＲ１およびＩＲ２のそれぞれに対応した波長の連続光を射出する。
【００３５】
各レーザー光源から射出されたレーザー光は、レーザー結合器２３４に入射する。そして、レーザー結合器２３４が備えるダイクロイックミラー等によって、Ｒ、Ｇ、Ｂ、ＩＲ１およびＩＲ２に対応する波長のレーザー光が一つに結合される。なお、図２においてレーザー結合器２３４内を進行する各レーザー光の光路長が異なるように見えるが、実際には、各光の光路長は同一となるように構成される。そして、結合されたレーザー光（以下、「走査光」という）は、カップリングレンズ２３４ａによって収束され、ＳＭＦ１１０に入射される。なお、レーザー光結合器２３４は、ダイクロイックミラーを使用した光結合器でなく、光ファイバ結合された各レーザー光源を光コンバイナに接続した構成としてもよい。
【００３６】
ＳＭＦ１１０に入射した走査光は、ＳＭＦ１１０内を伝送され、走査型医療用プローブ１０の挿入部先端に位置する射出端１１０ａから射出される。そして、射出端１１０ａから射出された走査光は、レンズユニット１１８によって、観察対象上に集光されスポットを形成する。かかるスポット径は、例えば数ミクロンオーダであり極めて小さいものである。
【００３７】
また、上述のように光源部が起動されるのと略同じタイミングで、タイミングコントローラ２４０から、アクチュエータ１１２を駆動するための駆動信号が、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙにそれぞれ出力される。Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙは、受信した駆動信号に従って、アクチュエータ１１２を駆動させる。具体的には、Ｘ軸ドライバ２２０Ｘは、駆動信号に基づいて、アクチュエータ１１２に第一の交流電圧を印加し、Ｙ軸ドライバ２２０Ｙは、駆動信号に基づいて、アクチュエータ１１２に第一の交流電圧と同一周波数であって位相が直交する第二の交流電圧を印加する。
【００３８】
アクチュエータ１１２は、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙから印加された第一および第二の交流電圧に応じて振動する。アクチュエータ１１２の振動はそれぞれ、ＳＭＦ１１０の先端部のＸ方向、Ｙ方向への共振運動を生じさせる。そして、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａは、アクチュエータ１１２によるＸ方向およびＹ方向への運動エネルギーが合成されることにより、Ｘ−Ｙ平面に近似する面上において所定半径を有する円の軌跡を描く。そして、ＳＭＦ１１０の振動の振幅が増幅するように、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙから印加される駆動電圧を変化させながらＳＭＦ１１０を共振させることにより、ＳＭＦ１１０の先端部が中心から外側に向かって螺旋状に駆動される。その結果、図４に示されるように、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａから、走査光が観察対象へ向けて螺旋状の走査パターンＳＰを描くように放射される。
【００３９】
また、Ｘ軸ドライバ２２０ＸおよびＹ軸ドライバ２２０Ｙから、アクチュエータ１１２へ第一および第二の交流電圧の印加が開始されてから、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａが所定の半径Ｒを有する円の軌跡を描く迄の期間（以下、「走査パターン期間」という）、ＳＭＦ１１０から走査光が射出され続ける。そして、この走査パターン期間において受光された反射光が、１フレーム分の画像として取得される。その後、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａが、所定半径Ｒを有する円の軌跡を描く状態となると、アクチュエータ１１２に対する交流電圧の印加が停止される。すると、ＳＭＦ１１０の先端部の振動は徐々に減衰されていく。かかる減衰に伴って、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａは、略螺旋状の軌跡を描きながら中心に向かい、最終的には中心軸ＡＸ上で停止する。
【００４０】
なお、実験等を重ねた結果、ＳＭＦ１１０の射出端１１０ａが停止した状態（つまり、射出端１１０ａが中心軸ＡＸ上にある状態）から所定半径Ｒを有する円の軌跡を描く状態に達する迄にかかる時間、すなわち走査パターン期間が開始されてから終了する迄にかかる時間は既知である。さらに、走査パターン期間中のＳＭＦ１１０の射出端１１０ａの位置も既知である。そのため、タイミングコントローラ２４０は、かかる既知の情報に基づき、Ｘ軸ドライバ２２０Ｘ、Ｙ軸ドライバ２２０Ｙに対するタイミング制御（つまり、アクチュエータ１１２に対する交流電圧の印加と停止のタイミング制御）、およびドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂ、２３２ＩＲ１および２３２ＩＲ２に対するタイミング制御（つまり、走査パターン期間中における各レーザー光源に対する駆動電圧の印加と停止のタイミング制御）のそれぞれをフレームレートに応じた周期で繰り返す。
【００４１】
このように観察対象が走査されることによって得られた反射光は、複数の受光ファイバ１２０にて受光される。そして、該反射光は受光ファイバ１２０によって伝送され、走査型医療用プローブ１０の接続部にて結合されてプロセッサ２０に送られる。プロセッサ２０では、受光ファイバ１２０によって伝送された反射光が、レーザー分離器２５４にて、ダイクロイックミラー等によりＲ、Ｇ、Ｂ、ＩＲ１およびＩＲ２に対応する反射光に分離される。レーザー分離器２５４にて分離された各反射光は、それぞれ検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂ、２５０ＩＲ１および２５０ＩＲ２に入射する。なお、光源部から供給される走査光は、単一のＳＭＦ１１０により導光されて観察対象にて反射される。そのため、反射光の光量は非常に少ない。このような微弱な光を確実にかつ低ノイズで検出する必要があるため、各検出器には光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）等の高感度光検出器が用いられる。
【００４２】
各検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂ、２５０ＩＲ１および２５０ＩＲ２は、それぞれ検出した反射光を光電変換し、アナログ信号を生成する。そして、各検出器によって生成された信号は、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇ、２５２Ｂ、２５２ＩＲ１および２５２ＩＲ２にそれぞれ出力される。各Ａ／Ｄコンバータは、タイミングコントローラ２４０の制御の下、各検出器から出力されたアナログ信号をサンプリングおよびホールドして、図４のスポットＳ１、Ｓ２、Ｓ３・・・に対応する画素データへと変換する。そして各Ａ／Ｄコンバータによって変換された画素データは、それぞれ信号処理回路２６０に出力される。
【００４３】
信号処理回路２６０では入力された画素データに対して、画素位置を補正する処理が行われる。具体的には、信号処理回路２６０にて、螺旋状の走査パターンによって得られた各画素データを、固体撮像素子で言うところの画素アドレスに対応付けて、各メモリへと記憶する処理が行なわれる。信号処理回路２６０には、各スポットに対応する時間Ｔと画素アドレスとの変換テーブルが予め保持されている。かかる変換テーブルは、既知の情報である走査パターン期間中の各スポットの形成位置および形成時間、ならびにサンプリング周波数などに基づき作成されている。信号処理回路２６０は、特定の時間Ｔに対応する画素データ（Ｒ、Ｇ、Ｂ、ＩＲ１、ＩＲ２に対応する各画素データ）が入力されたとき、変換テーブルに基づき該画素データの画素アドレスを特定する。
【００４４】
図５を用いて、信号処理回路２６０による画素位置補正処理の具体例を説明する。ここでは、説明の便宜上、画素データを１９×１９からなる画素アドレスに割り当てる場合を考える。信号処理回路２６０は、例えばスポットＳ１に対応する時間ｔ１の画素データが入力されたとき、上記変換テーブルに基づき当該画素データを画素アドレス（１０，１０）に対応付けて記憶する。次いで、スポットＳ２に対応する時間ｔ２の画素データが入力されたとき、上記変換テーブルに基づき当該画素データを画素アドレス（１１，９）に対応付けて記憶する。信号処理回路２６０は、かかる画素アドレスの特定処理を、入力される画素データに対して順次行う。
【００４５】
信号処理回路２６０は、全ての画素データに対応する画素アドレスを特定し、それらを対応付けて第１メモリ２６１、第２メモリ２６２もしくは第３メモリ２６３の何れかへ順次出力して書き込む。本実施形態においては、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇおよび２５２Ｂから出力されるＲ、Ｇ、Ｂに対応する画素データは、第１メモリ２６１に記憶され、Ａ／Ｄコンバータ２５２ＩＲ１および２５２ＩＲ２から出力されるＩＲ１およびＩＲ２に対応する画素データは、第２メモリ２６２および第３メモリ２６３にそれぞれ記憶される。また、各メモリ２６１〜２６３は、フレームバッファであり、信号処理回路２６０により生成されたスポットＳ１〜Ｓｎに対応する画素データを一フレーム分の画像データとしてバッファリングするものである。これにより、第１メモリ２６１には、可視光（ＲＧＢ光）に対する反射光に基づく通常画像（可視領域のカラー画像）データが記憶され、第２メモリ２６２には７００ｎｍの近赤外光（ＩＲ１）に対する反射光に基づく酸化ヘモグロビン画像（近赤外画像）データが記憶され、第３メモリ２６３には、９８０ｎｍの近赤外光（ＩＲ２）に対する反射光に基づく還元ヘモグロビン画像（近赤外画像）データが記憶される。また、画素データを有さない画素アドレスに関しては、例えば所定のマスキングデータが生成され各メモリに書き込まれる。
【００４６】
また、信号処理回路２６０では、上述の画素データの画素位置補正処理に加え、画像データに対する増幅処理や色調整などが行われる。例えば、第２メモリ２６２および第３メモリ２６３に記憶される酸化ヘモグロビン画像および還元ヘモグロビン画像に対して、各画素データの輝度値に応じて、明暗表示処理や擬似カラー表示処理をなどが行われる。具体的には、明暗表示処理では、酸化または還元ヘモグロビンが多く含まれている部分（輝度値が高い部分）は暗く、酸化または還元ヘモグロビンが少ない部分（輝度値が低い部分）は明るい画像となるよう、画像データの処理がなされる。また、擬似カラー表示処理では、同じく各画素データの輝度値に基づき、酸化または還元ヘモグロビンの量に応じて色分けされた画像となるよう、画像データの処理がなされる。このような画像データに対する各種処理については、術者によってフロントパネル２８０を用いて適宜設定される。
【００４７】
その後、タイミングコントローラ２４０のタイミング制御に従い、信号処理回路２６０によって第１メモリ２６１、第２メモリ２６２および第３メモリ２６３に記憶された画像データが読み出される。このとき、第１メモリ２６１、第２メモリ２６２および第３メモリ２６３のいずれのメモリに記憶された画像データを読み出すかは、フロントパネル２８０においてなされる表示設定に基づいて判断される。ここで、フロントパネル２８０においてなされる表示設定は下記ａ〜ｇのいずれかである。
ａ．通常画像のみの表示
ｂ．酸化ヘモグロビン画像のみの表示
ｃ．還元ヘモグロビン画像のみの表示
ｄ．酸化ヘモグロビン画像および還元ヘモグロビン画像の二画面表示
ｅ．通常画像および酸化ヘモグロビン画像の二画面表示
ｆ．通常画像および還元ヘモグロビン画像の二画面表示
ｇ．通常画像、酸化ヘモグロビン画像および還元ヘモグロビン画像の三画面表示
【００４８】
上述のような表示設定は、画像選択回路２８５によって読み出される。そして、画像選択回路２８５によって、該表示設定に基づいた画像選択処理が行われる。図６は、画像選択回路２８５によって実行される画像選択処理を示すフローチャートである。本処理では、まず、フロントパネル２８０における表示設定が読み出される（Ｓ１）。そして、表示設定が「ａ．通常画像のみの表示」であるか否かが判断される（Ｓ２）。ここで、表示設定が「ａ．通常画像のみの表示」である場合（Ｓ２：Ｙｅｓ）、信号処理回路２６０に対し、通常画像のデータが記憶される第１メモリ２６１から画像データを読み出すように指示がなされる。
【００４９】
次に、表示設定がヘモグロビン画像のみを表示するものであるか否かが判断される（Ｓ４）。そして、表示設定がヘモグロビン画像のみを表示するものである場合（Ｓ４：Ｙｅｓ）、続くＳ５にて、表示設定が「ｂ．酸化ヘモグロビン画像のみの表示」であるか否かが判断される。ここで、表示設定が「ｂ．酸化ヘモグロビン画像のみの表示」である場合（Ｓ５：Ｙｅｓ）、信号処理回路２６０に対して、酸化ヘモグロビン画像のデータが記憶される第２メモリ２６２から画像データを読み出すように指示がなされる。
【００５０】
一方、表示設定が「ｂ．酸化ヘモグロビン画像のみの表示」でない場合（Ｓ５：Ｎｏ）、続くＳ７にて、表示設定が「ｃ．還元ヘモグロビン画像のみの表示」であるか否かが判断される。そして、表示設定が「ｃ．還元ヘモグロビン画像のみの表示」である場合（Ｓ７：Ｙｅｓ）、信号処理回路２６０に対して、還元ヘモグロビン画像のデータが記憶される第３メモリ２６３から画像データを読み出すように指示がなされる。
【００５１】
また、表示設定が「ｃ．還元ヘモグロビン画像のみの表示」でもない場合（Ｓ７：Ｎｏ）、表示設定は、「ｄ．酸化ヘモグロビン画像および還元ヘモグロビン画像の二画面表示」であると判断され、信号処理回路２６０に対して、酸化ヘモグロビン画像および還元ヘモグロビン画像のデータがそれぞれ記憶される第２メモリ２６２および第３メモリ２６３から画像データを読み出すように指示がなされる。
【００５２】
また、表示設定がヘモグロビン画像のみを表示するものでない場合（Ｓ４：Ｎｏ）、通常画像とヘモグロビン画像の両方を表示するものであると判断される。そして、続くＳ１０において、表示設定が「ｅ．通常画像および酸化ヘモグロビン画像の二画面表示」であるか否かが判断される。そして、表示設定が「ｅ．通常画像および酸化ヘモグロビン画像の二画面表示」である場合（Ｓ１０：Ｙｅｓ）、信号処理回路２６０に対して、通常画像のデータを記憶する第１メモリ２６１および酸化ヘモグロビン画像のデータを記憶する第２メモリ２６２から画像データを読み出すように指示がなされる。
【００５３】
一方、表示設定が「ｅ．通常画像および酸化ヘモグロビン画像の二画面表示」でない場合（Ｓ１０：Ｎｏ）、続くＳ１１にて、表示設定が「ｆ．通常画像および還元ヘモグロビン画像の二画面表示」であるか否かが判断される。そして、表示設定が「ｆ．通常画像および還元ヘモグロビン画像の二画面表示」である場合（Ｓ１１：Ｙｅｓ）、信号処理回路２６０に対して、通常画像のデータを記憶する第１メモリ２６１および還元ヘモグロビン画像のデータを記憶する第３メモリ２６３から画像データを読み出すように指示がなされる。
【００５４】
また、表示設定が「ｆ．通常画像および還元ヘモグロビン画像の二画面表示」でもない場合（Ｓ１１：Ｎｏ）、表示設定は「ｇ．通常画像、酸化ヘモグロビン画像および還元ヘモグロビン画像の三画面表示」であると判断され、信号処理回路２６０に対して、通常画像を記憶する第１メモリ２６１、酸化ヘモグロビン画像を記憶する第２メモリ２６２および還元ヘモグロビン画像を記憶する第３メモリ２６３から画像データを読み出すように指示がなされる。
【００５５】
上記Ｓ１〜Ｓ１４までの処理は、Ｓ１５にて観察が終了したと判断されるまで繰り返し実行される。これにより、観察の途中に、術者によってフロントパネル２８０が操作され、表示設定が変更された場合も、画像選択回路２８５によって該表示設定に従った画像データの読み出しの指示が行われる。
【００５６】
そして、上述のように、画像選択回路２８５からの指示に基づいて信号処理回路２６０によって読み出された画像データは、エンコーダ２７０に出力される。エンコーダ２７０は、入力された画像データをＮＴＳＣ（National Television Standards Committee）やＰＡＬ（Phase Alternating Line）等の所定の規格に準拠した映像信号に変換して、モニタ３０へと出力する。モニタ３０は、入力された映像信号に基づいて、観察部位の通常画像（カラー画像）、および／またはヘモグロビン画像（明暗表示／擬似カラー表示）の単一画面表示、または複数画面表示を行う。
【００５７】
上述のように、本実施形態の医療用観察システムにおいては、ＳＭＦ１１０によって観察対象を走査し、各受光ファイバにおいて画素ごとにＲ、Ｇ、Ｂ、および近赤外領域のＩＲ１およびＩＲ２に対応した画素データを取得することができる。また、螺旋状の走査パターンにおける回転周期や、サンプリング周波数を適宜設定することにより、ダイナミックレンジを向上させることも可能である。さらに、シングルモードファイバであるＳＭＦ１１０にて、各レーザー光を伝送するため、伝送損率も低く、体腔内に射出される光の集光性を高く保つことも可能となる。これにより、本実施形態の医療用観察システムでは、高解像度の通常画像およびヘモグロビン画像を取得することができる。
【００５８】
また、本実施形態の医療用観察システムにおいては、Ｒ、Ｇ、Ｂ、ＩＲ１およびＩＲ２に対応する波長のレーザー光を、レーザー結合器２３４によって結合し、同一のＳＭＦ１１０にて体腔内へと伝送することができる。そのため、従来のように通常光と近赤外光とで光源を切り換える必要がない。これにより、切換えのための部品を追加したり、切換えのための制御を行う必要がなく、比較的簡素な構成にてヘモグロビン画像を取得することが可能となる。
【００５９】
さらに、本実施形態では、Ｒ、Ｇ、Ｂ、ＩＲ１およびＩＲ２に対応する反射光を同時に受光することにより、可視領域に対応する通常画像と、近赤外領域に対応するヘモグロビン画像とを同時に取得し、同時に（二画面もしくは三画面で）表示させることが可能となる。これにより、観察中の部位の位置や全体的な状態を通常画像によって確認しながら、当該部位におけるヘモグロビンの状態をヘモグロビン画像によって観察することが可能となる。これにより、より詳細な体腔内の観察を行なうことができる。
【００６０】
以上が本発明の実施形態であるが、本発明はこの実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想の範囲において様々な変形が可能である。例えば、上記実施形態においては、画像選択回路２８５によって、画像選択処理が実行される構成となっていたが、本発明は、これに限定されるものではない。例えば、プロセッサ２０の信号処理回路２６０において、画像選択処理を実行する構成としても良い。このように構成することで、画像選択回路２８５を省略することができ、構成を簡素化することができる。
【００６１】
また、上記実施形態においては、通常画像とヘモグロビン画像とを二画面もしくは三画面表示させる構成となっていたが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、通常画像に擬似カラー表示処理がなされたヘモグロビン画像を重畳させて表示するなど、様々な表示設定を用いて表示させることが可能である。
【符号の説明】
【００６２】
１  医療用観察システム
１０  走査型医療用プローブ
２０  プロセッサ
３０  モニタ
１１０  ＳＭＦ
１１２  アクチュエータ
２３０ＩＲ１、２３０ＩＲ２  レーザー光源
２４０  タイミングコントローラ
２６０  信号処理回路
２６１  第１メモリ
２６２  第２メモリ
２６３  第３メモリ
２８０  フロントパネル
２８５  画像選択回路
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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