(57)【要約】【課題】患者に対する負担を抑えつつ体腔内の対象物を簡易な操作で採取するのに好適な医療用観察システムを提供すること。【解決手段】医療用観察システムを、走査用光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、第一の期間中、射出端から射出された走査用光が所定の走査範囲で被写体を走査するよう射出端近傍を振動させる光走査手段と、走査用光の被写体からの反射光を受光して画像信号を検出する画像信号検出手段と、射出端近傍の振動を減衰させる第二の期間中、該光ファイバ及び光走査手段を介して、所定の連続光を被写体に集光させることによって該被写体中の対象物を該光走査手段の焦点位置近傍にトラップして、所定の位置に移動させる光ピンセット手段と、所定の位置に押し付けられることによって対象物が付着する付着手段と、から構成した。【選択図】図６
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定の走査用光を射出する光源と、
前記光源から射出された走査用光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、
第一の期間中、前記射出端から射出された走査用光が所定の走査範囲で被写体を走査するよう前記射出端近傍を振動させる光走査手段と、
前記走査用光の前記被写体からの反射光を受光して画像信号を検出する画像信号検出手段と、
前記射出端近傍の振動を減衰させる第二の期間中、該光ファイバ及び前記光走査手段を介して、所定の連続光を前記被写体に集光させることによって該被写体中の対象物を該光走査手段の焦点位置近傍にトラップして、所定の位置に移動させる光ピンセット手段と、
前記所定の位置に押し付けられることによって前記移動した対象物が付着する付着手段と、
を有することを特徴とする医療用観察システム。
【請求項２】
前記所定の位置は、前記光ファイバの振動が収束して停止する位置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】
前記所定の位置は、前記走査範囲の中心であることを特徴とする、請求項１又は請求項２の何れかに記載の医療用観察システム。
【請求項４】
前記付着手段は、外的な負荷が無い状態で前記光走査手段の光路外に位置するように形成されており、前記被写体に押し付けられたときには変形して前記所定の位置を覆うように密着することを特徴とする、請求項１から請求項３の何れか一項に記載の医療用観察システム。
【請求項５】
前記光走査手段を収容する枠体、
を更に有し、
前記付着手段は、
基端が、前記枠体の先端付近の外壁全周を覆い被さるように接着固定された、押し付け方向に伸縮可能な蛇腹状チューブと、
前記蛇腹状チューブの内壁の少なくとも一部の領域に塗布されたゲル状の粘着剤と、
を有することを特徴とする、請求項１から請求項４の何れか一項に記載の医療用観察システム。
【請求項６】
前記第一の期間中は前記走査用光を射出させて、前記第二の期間中は前記連続光を射出させるように前記光源を制御する光源制御手段、
を更に有することを特徴とする、請求項１から請求項５の何れか一項に記載の医療用観察システム。
【請求項７】
前記画像信号検出手段による前記画像信号の検出タイミングに応じて、各該画像信号により表現される画像情報の画素配置を決定する画素配置決定手段と、
前記決定された画素配置に従って各前記画像情報を空間的に配列して画像を作成する画像作成手段と、
を更に有することを特徴とする、請求項１から請求項６の何れか一項に記載の医療用観察システム。
【請求項８】
前記所定の連続光は、前記走査用光よりも出力が高い光であることを特徴とする、請求項１から請求項７の何れか一項に記載の医療用観察システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、極細径の光ファイバの先端を共振させて被写体を光走査する走査型医療用プローブを用いて、被写体観察と対象物採取の両方を行う医療用観察システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
組織中の末梢細胞を採取する方法として、例えば特許文献１に記載されているように、腹部を小さく切開して針状の処置具を腹壁内部に挿入し、処置具を末梢細胞に命中させて引き抜くという経皮的な方法が知られている。この場合の処置具の操作は、Ｘ線画像診断装置や超音波画像診断装置を用いて腹壁内部を透視観察しながら行うこととなる。別の形態の細胞採取方法としては、腹部を切開して腹腔鏡を腹壁内部に挿入後、腹腔鏡を通じて針状の処置具を腹壁内部に挿入し、処置具を末梢細胞に命中させて引き抜くという方法が知られている。この形態の細胞採取方法では、腹腔鏡を用いて腹壁内部を直接観察しながら処置具を操作することとなる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０００−３１６８６７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
前者の細胞採取方法は、透視観察しながら（腹壁内部を直接観察できない状態で）処置具を操作する必要上、熟練した技術や経験が術者に求められる不都合が指摘される。後者の細胞採取方法は、処置具を挿入して通すチャンネルが腹腔鏡に不可欠であるから、腹腔鏡の径を細く設計することが難しく、患者に対する低侵襲性の実現に不利であるという問題がある。更に、何れの細胞採取方法においても腹部を切開する必要があり、患者に対する負担が大きいという問題がある。
【０００５】
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、患者に対する負担を抑えつつ体腔内の対象物を簡易な操作で採取するのに好適な医療用観察システムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記の課題を解決する本発明の一形態に係る医療用観察システムは、所定の走査用光を射出する光源と、光源から射出された走査用光を伝送して射出端から射出する光ファイバと、第一の期間中、光ファイバの射出端から射出された走査用光が所定の走査範囲で被写体を走査するよう光ファイバの射出端近傍を振動させる光走査手段と、走査用光の被写体からの反射光を受光して画像信号を検出する画像信号検出手段と、光ファイバの射出端近傍の振動を減衰させる第二の期間中、該光ファイバ及び光走査手段を介して、所定の連続光を被写体に集光させることによって該被写体中の対象物を該光走査手段の焦点位置近傍にトラップして、所定の位置に移動させる光ピンセット手段と、所定の位置に押し付けられることによって、光ピンセット手段により移動した対象物が付着する付着手段とを有することを特徴としたシステムである。
【０００７】
本発明に係る医療用観察システムを使用する場合、対象物が所定の場所に集められるため、処置具を精密に動かして対象物に正確に命中させるという熟練操作が不要である。術者は、対象物が特定の場所に集められた後、付着手段を被写体に押し付けるという簡単な操作で対象物を採取することができる。また、腹部切開等の必要がないため、患者に対する負担が大幅に軽減される。本発明に係る医療用観察システムにおいては、腹部切開等に代わり、撮像及び対象物採取のための光学構成（光ファイバ及び光走査手段）を口等から挿入することになる。しかし、この光学構成は、固体撮像素子や処置具用チャンネルといった寸法の大きい構成要素が無く細径である。従って、光学構成を挿入した際の患者に対する負担は、極めて少ない。
【０００８】
ここで、所定の位置は、例えば光ファイバの振動が収束して停止する位置である。または、走査範囲の中心であってもよい。
【０００９】
付着手段は、例えば、外的な負荷が無い状態で光走査手段の光路外に位置するように形成されており、被写体に押し付けられたときには変形して所定の位置を覆うように密着する構成を有している。
【００１０】
本発明に係る医療用観察システムは、光走査手段を収容する枠体を更に有する構成としてもよい。この場合、付着手段は、蛇腹状チューブとゲル状の粘着剤で構成される。蛇腹状チューブは、例えば、その基端が枠体の先端付近の外壁全周を覆い被さるように接着固定されており、押し付け方向に伸縮可能に形成されている。ゲル状の粘着剤は、蛇腹状チューブの内壁の少なくとも一部の領域に塗布されたものである。
【００１１】
本発明に係る医療用観察システムは、第一の期間中は走査用光を射出させて、第二の期間中は連続光を射出させるように光源を制御する光源制御手段を更に有する構成としてもよい。
【００１２】
本発明に係る医療用観察システムは、画像信号検出手段による画像信号の検出タイミングに応じて、各該画像信号により表現される画像情報の画素配置を決定する画素配置決定手段と、決定された画素配置に従って各画像情報を空間的に配列して画像を作成する画像作成手段とを更に有する構成としてもよい。
【００１３】
所定の連続光は、例えば走査用光よりも出力が高い光としてもよい。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、患者に対する負担を抑えつつ体腔内の対象物を簡易な操作で採取するのに好適な医療用観察システムが提供される。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明の実施形態の医療用観察システムの構成を概略的に示す図である。
【図２】本発明の実施形態のプロセッサの構成を示すブロック図である。
【図３】本発明の実施形態の走査型医療用プローブの挿入可撓部先端の模式的な内部構造を示す側断面図である。
【図４】被写体上に形成されるスポットを説明するための図である。
【図５】タイミングＴにおいて検出された画像情報と画素アドレスとの関係を説明するための図である。
【図６】本発明の実施形態の医療用観察システムを用いた末梢細胞の採取方法を説明するための図である。
【図７】別の実施形態のプロセッサの構成を示すブロック図である。
【図８】別の実施形態の医療用観察システムを用いた末梢細胞の採取方法を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、図面を参照して、本発明の実施形態の医療用観察システムについて説明する。
【００１７】
図１は、本実施形態の医療用観察システム１の構成を概略的に示す図である。図１に示されるように、医療用観察システム１は、走査型医療用プローブ１００を有している。走査型医療用プローブ１００は、可撓性を有するアウターシース１３２によって外装された挿入可撓部１３０を有している。術者は、挿入可撓部１３０を先端（以下、「挿入可撓部先端１３０ａ」と記す。）側から患者の体腔内に直接挿入して、挿入可撓部先端１３０ａを被写体近傍に導く。または、挿入可撓部先端１３０ａを被写体近傍にスムーズに導くため、挿入可撓部１３０にガイドワイヤ等を添えて体腔内に挿入する。
【００１８】
挿入可撓部１３０の基端には、走査型医療用プローブ１００を操作するための手元操作部１５０が設けられている。挿入可撓部先端１３０ａの根元付近は、手元操作部１５０による遠隔操作によって屈曲自在に構成されている。挿入可撓部先端１３０ａの根元付近が屈曲して挿入可撓部先端１３０ａの方向が変わることにより、走査型医療用プローブ１００による撮影範囲が移動する。手元操作部１５０から延びたユニバーサルケーブル１６０の基端には、コネクタ部１１０が設けられている。
【００１９】
なお、走査型医療用プローブ１００に組み込まれている屈曲機構は、一般的な電子スコープの屈曲機構と同じ機構であり、手元操作部１５０の操作に連動した操作ワイヤの牽引によって挿入可撓部先端１３０ａの根元付近を屈曲させるように構成されたものである。走査型医療用プローブ１００の屈曲機構は、図面を簡略化する便宜上、各図においてその図示を省略する。
【００２０】
医療用観察システム１は、プロセッサ２００を有している。プロセッサ２００は、走査型医療用プローブ１００を駆動制御すると共に走査型医療用プローブ１００によって取得される観察光に基づき画像信号を生成する信号処理装置と、自然光の届かない体腔内に走査型医療用プローブ１００を通じて走査光を照射する光源装置とを内蔵した一体型のプロセッサである。なお、別の実施形態では、信号処理装置と光源装置とを別体で構成してもよい。プロセッサ２００は、コネクタ部２１０を有している。コネクタ部１１０がコネクタ部２１０に差し込まれることにより、走査型医療用プローブ１００とプロセッサ２００とが光学的にかつ電気的に接続される。
【００２１】
図２は、プロセッサ２００の構成を示すブロック図である。図２においては、走査型医療用プローブ１００とプロセッサ２００との接続関係等を明確にするため、コネクタ部１１０の構成も模式的に示している。
【００２２】
プロセッサ２００は、被写体を走査するための光源としてＲ、Ｇ、Ｂの各波長に対応したレーザ光を発振するレーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂを有している。なお、光源は、レーザ光源に限らず例えばＬＥＤ（Light Emitting Diode）等の他の形態の光源としてもよい。
【００２３】
プロセッサ２００は、該プロセッサ２００の各回路の信号処理タイミング等を統括的に制御するタイミングコントローラ２４０を有している。タイミングコントローラ２４０は、光源ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂの各ドライバ回路に所定の変調制御信号を出力する。光源ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂはそれぞれ、入力した変調制御信号に従ってレーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂを直接変調する。具体的には、各ドライバ回路は、変調制御信号に従って同一振幅かつ同位相の電流を、対応するレーザ光源に流す。レーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂは、Ｒ、Ｇ、Ｂの各波長に対応する同一強度のパルス光（以下、「Ｒパルス光」、「Ｇパルス光」、「Ｂパルス光」と記す。）を同期したタイミングで発振する。
【００２４】
各レーザ光源から発振されたＲパルス光、Ｇパルス光、Ｂパルス光は、光結合器２３４に入射する。光結合器２３４は、入射した各パルス光を位相を揃えた状態で結合して射出する。以下、説明の便宜上、光結合器２３４によって結合されたパルス光を「結合パルス光」と記す。
【００２５】
光結合器２３４から射出された結合パルス光は、走査型医療用プローブ１００が有するシングルモードファイバ１１２の入射端１１２ａに入射する。シングルモードファイバ１１２は、コネクタ部１１０から挿入可撓部先端１３０ａに亘って、挿入可撓部１３０の内部に収容されている。入射端１１２ａに入射した結合パルス光は、シングルモードファイバ１１２内部を全反射を繰り返すことによって伝播する。
【００２６】
図３は、挿入可撓部先端１３０ａの模式的な内部構造を示す側断面図である。以降においては、走査型医療用プローブ１００の構成を説明するにあたり、便宜上、走査型医療用プローブ１００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。この定義によれば、例えば図３は、走査型医療用プローブ１００の中心軸ＡＸを含むＹ−Ｚ平面での挿入可撓部先端１３０ａの断面図となっている。
【００２７】
図３に示されるように、走査型医療用プローブ１００には、固体撮像素子等の寸法の大きい部品が搭載されていない。走査型医療用プローブ１００の挿入部分である挿入可撓部１３０の外径は、実質的にアウターシース１３２によって規定されており、固体撮像素子等を搭載する一般的な電子スコープの外径に比べて格段に細い。すなわち、走査型医療用プローブ１００は、一般的な電子スコープに比べて、より一層の低浸襲性が達成されている。
【００２８】
アウターシース１３２の内側には、アウターシース１３２より外径の細いインナーシース１３４が同軸に配置されている。アウターシース１３２の内壁とインナーシース１３４の外壁とが規定する円環状のスペースには、複数本の検出用ファイバ１３６が全周に亘って均一に配置されている。複数本の検出用ファイバ１３６は、終端側がコネクタ部１１０内部で束ねられており、単一の光ファイババンドル１３６Ｂを構成している。
【００２９】
インナーシース１３４の内部には、支持体１３８が設けられている。シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃは、支持体１３８の貫通穴に挿入され通されて片持ち梁の状態で支持されている。先端部１１２ｃの根元には、支持体１３８によって支持された二軸（Ｘ軸及びＹ軸）の圧電アクチュエータ１４０が接着されている。圧電アクチュエータ１４０は、一対のＸ軸用電極及び一対のＹ軸用電極を圧電体上に形成したものである。各Ｘ軸用電極及び各Ｙ軸用電極は、終端がコネクタ部１１０内部に収容された電線（不図示）と接続されている。コネクタ部１１０とコネクタ部２１０とを接続させたとき、圧電アクチュエータ１４０は、電線を介してプロセッサ２００のＸ軸ドライバ２３６Ｘ及びＹ軸ドライバ２３６Ｙに接続される。
【００３０】
タイミングコントローラ２４０は、Ｘ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙの各ドライバ回路に所定の駆動制御信号を出力する。Ｘ軸ドライバ２３６Ｘは、駆動制御信号に従い、交流電圧Ｘを圧電アクチュエータ１４０のＸ軸用電極間に印加して、圧電体をＸ方向に共振させる。Ｙ軸ドライバ２３６Ｙは、駆動制御信号に従い、交流電圧Ｘと同一周波数であって位相が直交する交流電圧Ｙを圧電アクチュエータ１４０のＹ軸用電極間に印加して、圧電体をＹ方向に共振させる。なお、交流電圧Ｘ、Ｙはそれぞれ、振幅が一定の割合で徐々に増加して、時間（Ｘ）、（Ｙ）かけて実効値（Ｘ）、（Ｙ）に達する電圧として定義される。
【００３１】
シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂは、圧電アクチュエータ１４０によるＸ方向、Ｙ方向への運動エネルギーが合成されることにより、Ｘ−Ｙ平面に近似する面（以下、「ＸＹ近似面」と記す。）上において中心軸ＡＸを中心に渦巻状のパターンを描くように回転する。射出端１１２ｂの回転軌跡は、印加される電圧に比例して大きくなり、実効値（Ｘ）、（Ｙ）の交流電圧が印加された時点で最も大きい径を有する円の軌跡を描く。
【００３２】
結合パルス光は、圧電アクチュエータ１４０への交流電圧の印加開始直後から印加停止までの期間（つまり、時間（Ｘ）又は（Ｙ）に相当する期間）、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂから射出され続ける。以下、説明の便宜上、この期間を「サンプリング期間」と記す。
【００３３】
サンプリング期間の経過後、圧電アクチュエータ１４０への交流電圧の印加が停止して、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの振動が減衰する。ＸＹ近似面上における射出端１１２ｂの円運動は、シングルモードファイバ１１２の先端部１１２ｃの振動の減衰に伴って収束し、所定時間後に中心軸ＡＸ上で停止する。以下、説明の便宜上、サンプリング期間が終了してから射出端１１２ｂが中心軸ＡＸ上に停止するまでの期間（より正確には、中心軸ＡＸ上での停止を保証するため、停止までに要する計算上の時間より僅かに長い期間）を「制動期間」と記す。一フレームに対応する期間は、サンプリング期間と制動期間で構成される。なお、制動期間を短縮するため、制動期間の初期段階に圧電アクチュエータ１４０に逆相電圧を印加して、制動トルクを積極的に加えてもよい。
【００３４】
シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの前方には、集光光学系１４２が配置されている。射出端１１２ｂから射出された結合パルス光は、集光光学系１４２によって集光されて、被写体上にスポットＳｉを形成する。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。
【００３５】
図４に、被写体上に形成されるスポットＳｉ（ｉ＝１〜ｎ）を説明するための図を示す。走査型医療用プローブ１００は、一枚の画像を得るべく、一サンプリング期間中、被写体上に渦巻パターンＳＰを描くようにｎ個のスポットＳｉをスポットＳ１、Ｓ２、Ｓ３、・・・、Ｓｎ−２、Ｓｎ−１、Ｓｎの順に形成する。各スポットＳｉの間隔は、シングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの運動速度や各レーザ光源の変調周波数等に依存して決まる。なお、渦巻パターンＳＰは、被写体上にパルス光で無く連続光を走査した場合を想定して描かれた仮想的な走査軌跡である。
【００３６】
サンプリング期間中のＸＹ近似面におけるシングルモードファイバ１１２の射出端１１２ｂの位置（軌跡）は、実験等を重ねた結果予め求められている。また、射出端１１２ｂの位置と、各位置で結合パルス光が射出された場合に被写体上でスポットＳｉが形成されるであろう撮影範囲（走査範囲）内における位置との関係も予め計算されている。更に、撮影範囲内におけるスポット形成位置と、各スポット形成位置からの反射パルス光を検出して画像化する際の画素位置との関係も予め計算されている。タイミングコントローラ２４０は、これらの既知情報に基づいて、Ｘ軸ドライバ２３６Ｘ、Ｙ軸ドライバ２３６Ｙに対する制御（つまり、圧電アクチュエータ１４０に印加される交流電圧の制御）、及び光源ドライバ２３２Ｒ、２３２Ｇ、２３２Ｂに対する制御（つまり、サンプリング期間中における各レーザ光源の変調制御）のそれぞれをフレームレートに応じた周期で繰り返す。
【００３７】
被写体上にスポットＳｉを形成した光の反射パルス光は、検出用ファイバ１３６の入射端１３６ａに入射する。入射端１３６ａに入射した反射パルス光は、検出用ファイバ１３６内部を全反射を繰り返すことによって伝播する。検出用ファイバ１３６（光ファイババンドル１３６Ｂ）の射出端１３６ｂは、コネクタ部１１０とコネクタ部２１０との連結部分を介してプロセッサ２００の光分離器２３８に結合している。
【００３８】
なお、光ファイババンドル１３６Ｂは、数十本程度（例えば８０本）の検出用ファイバ１３６を束ねたものに過ぎない。そのため、光ファイババンドル１３６Ｂは、一般的な電子スコープやファイバスコープの光ファイババンドル（例えば数百〜千本の光ファイバを束ねた光ファイババンドル）と比べて遙かに径が細い。また、本実施形態において、検出用ファイバ１３６は最低限一本あればよい。検出用ファイバ１３６が一本の場合には、走査型医療用プローブ１００をより一層小径化させることができる。
【００３９】
光分離器２３８は、光ファイババンドル１３６Ｂからの反射パルス光をＲ、Ｇ、Ｂの各波長の反射パルス光に分離して、光検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂに出力する。
【００４０】
前述したように、結合パルス光は、単一のシングルモードファイバ１１２によって導光されて、被写体を照射する。そのため、被写体上で反射する反射パルス光の光量は、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ため、光検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂの各光検出器には、光電子増倍管等の高感度光検出器が採用されている。
【００４１】
光検出器２５０Ｒ、２５０Ｇ、２５０Ｂは、受光された各波長の反射パルス光を光電変換してアナログ電気信号を発生させて、後段の回路に出力する。各波長の反射パルス光に対応するアナログ電気信号は、サンプリング及びホールドされて、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒ、２５２Ｇ、２５２Ｂによりデジタル信号列に変換される。変換されたデジタル信号列は、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）２５４に入力する。
【００４２】
ＤＳＰ２５４は、上記の既知情報に基づいて作成された、結合パルス光のスポットＳｉが形成される撮影範囲中の位置（別の側面によれば、画像を構成する画素のアドレス）と、各スポットＳｉからの反射パルス光が検出されるタイミングＴとを関連付けた変換テーブルを保持している。ＤＳＰ２５４は、変換テーブルを参照しつつ、各Ａ／Ｄコンバータからのデジタル信号列を監視して、各タイミングＴにおける各波長に対応する信号を各画素アドレスの画像信号（すなわち、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｒからの信号をＲ色の輝度値、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｇからの信号をＧ色の輝度値、Ａ／Ｄコンバータ２５２Ｂからの信号をＢ色の輝度値）として検出する。ＤＳＰ２５４は、検出された各画素アドレスの画像信号をフレームメモリＦＭにバッファリングする。
【００４３】
図５を用いて、各タイミングＴにおいて検出された画像信号と画素アドレスとの関係を具体的に説明する。ここでは、説明の便宜上、最終的に生成される画像を１９×１９からなる画素配置で構成される簡易な画像に置き換える。ＤＳＰ２５４は、変換テーブルを参照して、スポットＳ１に対応するタイミングｔ１における各波長に対応する画像信号を検出する。ＤＳＰ２５４は、検出された各波長に対応する画像信号を画素アドレス（１０，１０）に関連付けてフレームメモリＦＭにバッファリングする。以降のスポットＳ２、Ｓ３・・・に対応するタイミングＴ２、Ｔ３・・・における各波長に対応する画像信号も順次検出して、画素アドレス（９，９）、（９，１１）・・・に関連付けてフレームメモリＦＭに順次バッファリングする。フレームメモリＦＭには、ＤＳＰ２５４によって生成されたスポットＳ１〜Ｓｎに対応する一フレーム分（全画素）の画像信号がバッファリングされる。
【００４４】
ＤＳＰ２５４は、各波長に対応する画像信号を有さない画素アドレスについて、例えば所定のマスキングデータを生成してフレームメモリＦＭにバッファリングする。ＤＳＰ２５４は、タイミングコントローラ２４０によるタイミング制御に従い、フレームメモリＦＭにバッファリングされた画像信号を読み出して、エンコーダ２５６に出力する。
【００４５】
エンコーダ２５６は、入力した画像信号を所定の規格に準拠したビデオ信号に変換してモニタ３００に出力する。これにより、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色からなる被写体のカラー画像がモニタ３００に表示される。モニタ３００に表示される画像のホワイトバランスや明るさ等は、操作パネル２６０を操作することによって調節することができる。
【００４６】
ところで、従来知られる医療用観察システムでは、制動期間は、シングルモードファイバの振動を収束させて射出端を初期位置に復帰させるためだけの期間に過ぎない。しかし、本実施形態の医療用観察システム１では、対象物（例えば肺の末梢細胞）を採取するため、この制動期間を有効利用する。なお、制動期間を利用した末梢細胞の採取のための処理は、操作パネル２６０の設定操作によって実行の可否が選択可能である。
【００４７】
図６（ａ）〜図６（ｃ）は、医療用観察システム１を用いた末梢細胞の採取方法を説明するための図であり、図３と同じく、挿入可撓部先端１３０ａの模式的な内部構造を側断面図で示している。末梢細胞は、図６（ａ）〜図６（ｃ）の各図中、黒点で示される。図６（ａ）〜図６（ｃ）の各図に示されるように、アウターシース１３２の筒先には、蛇腹状チューブ１４４の基端が筒先全周に亘って覆い被さるように接着固定されている。蛇腹状チューブ１４４は、中心軸ＡＸ方向に伸縮可能な蛇腹形状を有している。蛇腹状チューブ１４４の内壁の一部領域には、ゲル状の粘着剤１４６が塗布されている。図６（ａ）に示されるように、蛇腹状チューブ１４４及び粘着剤１４６は、被写体に接触していない初期状態において結合パルス光及び反射パルス光の光路外に位置するように設計されており、結合パルス光及び反射パルス光を遮蔽しない。
【００４８】
医療用観察システム１においては、末梢細胞を採取する前処理として、走査範囲内に散在する末梢細胞を光ピンセットの原理を利用して制動期間中に特定の場所に引き寄せる。ここで、光ピンセットとは、対象物（例えば数十ｎｍから数十μｍ程度の微小な誘電体粒子や細胞等）にレーザ光を照射することによって対象物をトラップする技術である。光ピンセット技術を用いて対象物をトラップするためには、先ず、対物レンズによって所定波長（例えば対象物の大きさ（長さ）に比べて小さい（短い）波長）のレーザ光を対象物近傍に集光させる。対象物近傍に集光されたレーザ光は、対象物表面において一部が反射して一部が屈折する。このとき対象物近傍に集光されるレーザ光、すなわち粒子である光子は、運動量を有している。このため、反射又は屈折による光子の運動量の変化が運動量保存則によって対象物をトラップする力（以下、「トラップ力」と記す。）に変換される。トラップ力は、基本的に、対物レンズの焦点位置近傍に引き寄せる方向の力として対象物に作用する。従って、対象物は、対物レンズの焦点位置近傍にトラップされる。そして、レーザ光の照射位置を移動させると、対物レンズの焦点位置も共に移動する。このときもトラップ力は、対物レンズの焦点位置近傍に向かって作用し続けている。よって、対象物もトラップ力の作用によって移動する。すなわち光ピンセット技術を利用すると、対象物をトラップするだけでなく対象物を自在に操作する（移動させる）ことができる。
【００４９】
タイミングコントローラ２４０は、光ピンセット技術を利用した具体的前処理として、制動期間中（より正確には、シングルモードファイバ１１２の減衰が開始してから射出端１１２ｂが中心軸ＡＸ上で停止するまでの期間）、レーザ光源２３０Ｒ、２３０Ｇ、２３０Ｂの何れか一つを制御して連続光（以下、「トラップ用レーザ光」と記す。）を発振させる。何れの光源を発振制御するかは、例えばレーザ光の照射による生体組織への影響やトラップ対象の大きさを考慮して決められる。トラップ用レーザ光の出力は、サンプリング期間中の出力より高く、例えば数ｍＷ〜１０ｍＷ程度が望ましい。なお、トラップ用レーザ光の照射期間中は、図６（ａ）に示されるように、蛇腹状チューブ１４４又は粘着剤１４６と被写体との接触を避けて、トラップ用レーザ光の光路を確保する。
【００５０】
変形例として、トラップ用レーザ光を発振する専用レーザ光源、及び被写体で反射したトラップ用レーザ光を検出する光検出器を別途備えてもよい。専用レーザ光源には、例えば光ピンセット技術で一般的に用いられる波長１０６４ｎｍのＮｄ：ＹＡＧレーザが想定される。この専用レーザ光源、光検出器はそれぞれ、シングルモードファイバ１１２、光ファイババンドル１３６Ｂの途中に光カップラを設けて結合する。または、光ファイバパッチコードをシングルモードファイバ１１２と光結合器２３４との間に、光ファイババンドル１３６Ｂと光分離器２３８との間にそれぞれに追加配線して、各光ファイバパッチコードの途中に光カップラを設けて結合してもよい。
【００５１】
トラップ用レーザ光は、制動期間中、図４に示される渦巻パターンＳＰと同様の軌跡をサンプリング期間中とは逆に、外周から内周に向かって描くように被写体を走査する。走査範囲内に散在する末梢細胞は、トラップ用レーザ光によってトラップされて走査軌跡の外周から内周に移動して、走査軌跡の終点近傍（図４中スポットＳ１近傍であって、以下、「細胞収集位置」と記す。）に集められる。このときのシングルモードファイバ１１２の制動期間中の振動は、自然に減衰させてもよく、若しくは、圧電アクチュエータ１４０の駆動によって精密にコントロールしてもよい。後者の場合、トラップ用レーザ光を所望の軌跡で走査することによって、末梢細胞を走査範囲内の所望の位置に集めることができる。
【００５２】
図６（ｂ）に示されるように、末梢細胞を細胞収集位置に集めた段階で走査型医療用プローブ１００を中心軸ＡＸ方向に押し出して被写体に押し付けると、蛇腹状チューブ１４４が中心軸ＡＸ方向に折り畳まれる又は圧縮される。これと同時に、粘着剤１４６は、蛇腹状チューブ１４４上の塗布面積の圧縮と被写体への押し付けによって、被写体の表面方向に潰れるように広がりながら被写体に密着する。粘着剤１４６は、走査型医療用プローブ１００の被写体への押し付け時に、細胞収集位置を覆うのに十分な大きさと位置を持つように設計されている。従って、細胞収集位置に集められた末梢細胞は、被写体に押し付けられた粘着剤１４６に付着する。図６（ｃ）に示されるように走査型医療用プローブ１００を被写体から離して、その後、体外に抜き出すことによって、粘着剤１４６に付着した末梢細胞が採取されることとなる。
【００５３】
本実施形態によれば、対象物が特定の場所に集められるため、処置具を精密に動かして対象物に正確に命中させるという熟練操作が不要である。術者は、対象物が特定の場所に集められた後、走査型医療用プローブ１００を用いて直接視認しながら、走査型医療用プローブ１００を被写体に押し付けるという簡単な操作で対象物を採取することができる。例えば被写体の脈動によって対象物が移動した場合も、術者は、対象物が画面の大凡中央に位置するように走査型医療用プローブ１００の向きを操作した後、走査型医療用プローブ１００を被写体に押し付けるという簡単な操作で対象物を採取することができる。走査型医療用プローブ１００による対象物の発見は、対象物が特定の場所に集められているため容易である。
【００５４】
また、本実施形態によれば、腹部等を切開する必要がないため、患者に対する負担が大幅に軽減される。医療用観察システム１においては、腹部切開等の代わりに走査型医療用プローブ１００を口等から挿入することになる。しかし、走査型医療用プローブ１００は、固体撮像素子や処置具用チャンネルといった寸法の大きい構成要素が無く細径である。このため、走査型医療用プローブ１００を挿入した際の患者に対する負担は、極めて少ない。
【００５５】
以上が本発明の実施形態の説明である。本発明は、上記の構成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。例えば粘着剤１４６は、蛇腹状チューブ１４４内の一箇所に限らず複数箇所に塗布されてもよい。
【００５６】
図７は、別の実施形態のプロセッサ２００ｚの構成を示す、図２と同様のブロック図である。図８は、別の実施形態における末梢細胞の採取方法を説明するための図であり、挿入可撓部先端１３０ａｚの模式的な内部構造を示す、図６（ａ）と同様の側断面図である。別の実施形態において、前述の実施形態の構成と同一の又は同様の構成には同一の又は同様の符号を付して説明を省略する。
【００５７】
別の実施形態の医療用観察システムは、共焦点画像を撮像するように構成されている。具体的には、タイミングコントローラ２４０は、光源ドライバ２３２ｚを介してレーザ光源２３０ｚを変調制御する。レーザ光源２３０ｚの発振周波数には、例えば被写体に対して励起光として作用する帯域が選択されている。
【００５８】
サンプリング期間中は、各画素に対応するパルス光がレーザ光源２３０ｚから発振される。レーザ光源２３０ｚが発振したパルス光は、シングルモードファイバ１１２ｚを介して集光光学系１４２ｚに入射する。ここで、集光光学系１４２ｚは、シングルモードファイバ１１２ｚの射出端１１２ｂｚが点光源として機能すると同時に、被写体における照射光束の集光点からの反射光のみを抽出する共焦点ピンホールとしても機能するように設計されている。渦巻パターンＳＰの内周から外周に向かって二次元走査された被写体からの反射光（蛍光）は、射出端１１２ｂｚに入射する。射出端１１２ｂｚに入射した蛍光は、シングルモードファイバ１１２ｚ内部を伝播して、光分離器２３８ｚによってパルス光（励起光）と分岐した光路に伝播する。光路分岐された蛍光は、光検出器２５０ｚによって検出されてアナログ電気信号に変換される。Ａ／Ｄコンバータ２５２ｚは、アナログ電気信号をデジタル信号列に変換する。ＤＳＰ２５４は、検出タイミングに応じた画素アドレスの割当てをデジタル信号列に対して行い、各画素に対応する一フレーム分の画像信号をフレームメモリＦＭにバッファリングする。エンコーダ２５６は、バッファリングされた画像信号を所定の規格に準拠したビデオ信号に変換してモニタ３００に出力する。これにより、共焦点画像がモニタ３００に表示される。
【００５９】
一方、タイミングコントローラ２４０は、制動期間中、光源ドライバ２３２ｚ’を介してレーザ光源２３０ｚ’を駆動制御する。レーザ光源２３０ｚ’からは、トラップ用レーザ光（連続光）が射出される。トラップ用レーザ光は、シングルモードファイバ１１２ｚ、集光光学系１４２ｚを介して、渦巻パターンＳＰの外周から内周に向かって被写体を二次元走査する。このため、走査範囲内に散在する末梢細胞は、トラップ用レーザ光によってトラップされて走査軌跡の外周から内周に移動して、細胞収集位置に集められる。術者は、前述の実施形態と同様に、末梢細胞を細胞収集位置に集めた後、走査型医療用プローブ１００を被写体に押し付けるという簡単な操作を行うことで末梢細胞を採取することができる。なお、トラップ用レーザ光の反射光は、光路中に配置された所定の光学フィルタによって遮断されるため、光検出器２５０ｚによって検出されることはない。
【００６０】
別の実施形態においては、インナーシース１３４と検出用ファイバ１３６を構成要素から省くことができるため、走査型医療用プローブ１００を更に細径化させることができる。このため、走査型医療用プローブ１００を体腔内に挿入した際の患者に対する更なる負担軽減が達成される。
【符号の説明】
【００６１】
１  医療用観察システム
１００  走査型医療用プローブ
１４４  蛇腹状チューブ
１４６  粘着剤
２００  プロセッサ
２４０  タイミングコントローラ
２５４  ＤＳＰ
【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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【図７】
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【図８】
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