血管識別裝置和外科處置裝置的製作方法

2023-06-16 16:30:41 2

本發明涉及血管識別裝置和外科處置裝置。

背景技術：

在活體組織的外科處置中，手術醫生準確地識別隱藏在活體組織內側的血管的存在、從而以避開血管的方式進行處置是很重要的。因此，提出了具有以光學方式檢測活體組織中存在的血管的功能的外科處置裝置(例如參照專利文獻1。)。在專利文獻1中，測定活體組織中的血液量，根據測定出的血液量判定是否存在血管。

現有技術文獻

專利文獻

專利文獻1：日本特許第4490807號公報

技術實現要素：

發明要解決的課題

但是，在專利文獻1的基於血液量的血管檢測方法中，存在血管的檢測精度較低、並且對於手術醫生來說欠缺有用性這樣的問題。即，沒有區別地同樣測定血管內的血液和由於出血而從血管中漏出的漏出血液，所以，無法區別於漏出血液而準確地檢測血管。並且，對於手術醫生來說，準確地識別特別粗的血管的位置是很重要的，但是，在專利文獻1的方法中，沒有區別地檢測細血管和粗血管，對於手術醫生來說，無法確定真正重要的血管。

本發明是鑑於上述情況而完成的，其目的在於，提供如下的血管識別裝置和外科處置裝置：能夠準確地檢測活體組織中存在的血管，並且，能夠選擇性地檢測具有規定特徵的血管。

用於解決課題的手段

為了實現上述目的，本發明提供以下手段。

本發明的第1方式是一種血管識別裝置，其具有：發光部，其對活體組織照射雷射；受光部，其接收由於所述活體組織而散射的所述雷射的散射光；光檢測部，其檢測由該受光部接收的所述散射光的強度；頻率分析部，其對時間序列數據進行分析，提取該時間序列數據中包含的所述散射光的頻移量，所述時間序列數據表示由該光檢測部檢測到的所述散射光的強度的時間變化；以及判定部，其根據由該頻率分析部提取出的所述頻移量，判定所述活體組織內的血管的特徵。

根據本發明的第1方式，受光部接收通過從發光部對活體組織照射雷射而產生的散射光，光檢測部檢測散射光的強度，在頻率分析部中對表示散射光的強度的時間變化的時間序列數據進行分析。

由於因血液的流動而引起的都卜勒位移，活體組織內因血管內的血液而散射的散射光的頻率相對於雷射的頻率產生位移。此時的頻率的位移量在與血管的特徵之間具有相關關係。另一方面，活體組織內因血管內的血液以外的成分而散射的散射光的頻率與雷射的頻率相同。因此，在活體組織中不存在血管的情況下，時間序列數據中的散射光的強度大致恆定。另一方面，在活體組織中存在血管的情況下，受光部同時接收因血管內的血液而散射的散射光和因血管以外的成分而散射的散射光，由此，在時間序列數據中的散射光的強度中出現與血管的特徵對應的具有時間周期的差拍。

在頻率分析部中，從時間序列數據中提取與血管有無和血管特徵對應的頻移量。因此，在判定部中，根據頻移量，能夠明確地區別於從血管中漏出的血液那樣的靜止血液而準確地判定有無血管，進而，能夠判定活體組織內存在的血管的特徵。

在上述第1方式中，也可以是，所述頻率分析部對表示所述散射光的強度的時間變化的時間序列數據進行分析，提取該時間序列數據中包含的所述散射光相對於所述雷射的頻移量。

在上述第1方式中，也可以是，所述血管識別裝置具有存儲部，該存儲部按照時間序列存儲由所述光檢測部檢測到的所述散射光的強度，由此生成所述時間序列數據。

由此，能夠預先保存時間序列數據。

在上述第1方式中，也可以是，所述血管識別裝置具有：可見光照射部，其對所述雷射在所述活體組織上的照射位置照射可見光；以及控制部，其根據所述判定部的判定結果，控制所述可見光從所述可見光照射部朝向所述活體組織的照射和停止，該控制部在所述判定部判定為所述活體組織中存在具有規定範圍的直徑的作為檢測對象的血管時，從所述可見光照射部朝向所述活體組織照射所述可見光，在所述判定部判定為所述活體組織中不存在所述作為檢測對象的血管時，停止從所述可見光照射部朝向所述活體組織照射所述可見光。

由此，僅在雷射的照射區域內存在作為檢測對象的血管時，對該照射區域還照射可見光。因此，用戶能夠將可見光的照射區域識別為存在作為檢測對象的血管的區域。

在上述第1方式中，也可以是，所述發光部能夠使可見光與所述雷射一起對所述活體組織進行照射，所述發光部兼作為所述可見光照射部。

由此，結構簡單，並且能夠準確地使雷射的照射位置和可見光的照射位置一致。

在上述第1方式中，也可以是，所述頻率分析部對所述時間序列數據進行傅立葉(fourier)轉換，由此取得傅立葉頻譜，提取所述傅立葉頻譜的平均頻率、傾斜或頻譜寬度作為所述頻移量。

血流的速度與血管的直徑的平方大致成比例，傅立葉頻譜的平均頻率、傾斜和頻譜寬度與血流的速度具有較強相關性。因此，能夠根據平均頻率、傾斜或頻譜寬度準確地計算頻移量，能夠提高判定部對血管的有無和特徵的判定精度。

在上述第1方式中，也可以是，所述血管識別裝置具有保持所述發光部和所述受光部、且能夠相對於處置器具進行拆裝的安裝部。所述安裝部也可以能夠相對於所述處置器具的主體部進行拆裝。

由此，能夠使血管識別裝置與處置器具一體化，能夠一起操作血管識別裝置和處置器具。

在上述第1方式中，也可以是，所述血管識別裝置具有：第1傳送路，其將所述雷射傳送到所述發光部；以及與所述第1傳送路不同的第2傳送路，其將所述散射光從所述受光部傳送到所述光檢測部，所述第1傳送路的所述雷射的傳送截面積小於所述第2傳送路的所述散射光的傳送截面積。所述第1傳送路也可以以單模方式傳送所述雷射，所述第2傳送路也可以以多模方式傳送所述散射光。

由此，從第1傳送路向活體組織照射具有較高光密度的雷射，具有較高強度的雷射還作用於活體組織的較深位置。由此，能夠產生較強散射光。並且，第2傳送路接收寬範圍的散射光，所以，能夠增大散射光的受光量。

在上述第1方式中，也可以是，所述第1傳送路由雙包層光纖的芯和第1包層構成，所述第2傳送路由所述雙包層光纖的第1包層和第2包層構成。

雙包層光纖具有一個芯、第1包層和第2包層，從中心朝向半徑方向外側依次呈同心狀配置有芯、第1包層和第2包層。芯和第1包層具有與單模光纖相同的功能，第1包層和第2包層具有與多模光纖相同的功能。

因此，使用芯和第1包層作為第1傳送路，使用第1包層和第2包層作為第2傳送路，由此，第1傳送路和第2傳送路同軸。由此，能夠利用簡單的結構進行用於在活體組織內的散射光檢測區域內配置雷射照射區域的光學調整，能夠增大散射光的受光量。

本發明的第2方式是一種外科處置裝置，其具有：作用部，其對活體組織進行處置；發光部，其設置在該作用部或該作用部的附近，對所述活體組織照射雷射；受光部，其接收由於所述活體組織而散射的所述雷射的散射光；光檢測部，其檢測由該受光部接收的所述散射光的強度；頻率分析部，其對時間序列數據進行分析，提取該時間序列數據中包含的所述散射光的頻移量，所述時間序列數據表示由該光檢測部檢測到的所述散射光的強度的時間變化；以及判定部，其根據由該頻率分析部提取出的所述頻移量，判定所述活體組織內的血管的特徵。

在上述第2方式中，也可以是，所述頻率分析部對表示所述散射光的強度的時間變化的時間序列數據進行分析，提取該時間序列數據中包含的所述散射光相對於所述雷射的頻移量。

在上述第2方式中，也可以是，所述作用部是使能量作用於所述活體組織的能量作用部，所述外科處置裝置具有：能量供給部，其對所述能量作用部供給用於產生所述能量的能源；以及控制部，其根據所述判定部的判定結果對所述能量供給部進行控制。

由此，能夠根據活體組織中是否存在作為檢測對象的血管，切換能量作用部的動作。

在上述第2方式中，也可以是，在所述判定部判定為所述活體組織中存在具有規定範圍的直徑的作為檢測對象的血管時，所述控制部停止從所述能量供給部向所述能量作用部供給所述能源。

由此，能夠僅在不存在作為檢測對象的血管時選擇性地使能量從能量作用部作用於活體組織來進行處置。

在上述第2方式中，也可以是，在所述判定部判定為所述活體組織中存在具有規定範圍的直徑的作為檢測對象的血管時，所述控制部切換從所述能量供給部向所述能量作用部供給的所述能源的強度控制的模式。

由此，能夠在不存在作為檢測對象的血管時使用切開模式，在活體組織中存在作為檢測對象的血管時使用凝固模式，對活體組織進行處置。

在上述第2方式中，也可以是，所述外科處置裝置具有：可見光照射部，其對所述雷射在所述活體組織上的照射位置照射可見光；以及控制部，其根據所述判定部的判定結果，控制所述可見光從所述可見光照射部朝向所述活體組織的照射和停止，該控制部在所述判定部判定為所述活體組織中存在具有規定範圍的直徑的作為檢測對象的血管時，從所述可見光照射部朝向所述活體組織照射所述可見光，在所述判定部判定為所述活體組織中不存在所述作為檢測對象的血管時，停止從所述可見光照射部朝向所述活體組織照射所述可見光。

在上述第2方式中，也可以是，所述發光部能夠使可見光與所述雷射一起對所述活體組織進行照射，所述發光部兼作為所述可見光照射部。

在上述第2方式中，也可以是，所述頻率分析部對所述時間序列數據進行傅立葉變換，由此取得傅立葉頻譜，提取所述傅立葉頻譜的平均頻率、傾斜或頻譜寬度作為所述頻移量。

在上述第2方式中，也可以是，所述外科處置裝置具有：第1傳送路，其將所述雷射傳送到所述發光部；以及與所述第1傳送路不同的第2傳送路，其將所述散射光從所述受光部傳送到所述光檢測部，所述第1傳送路的所述雷射的傳送截面積小於所述第2傳送路的所述散射光的傳送截面積。

所述第1傳送路也可以以單模方式傳送所述雷射，所述第2傳送路也可以以多模方式傳送所述散射光。進而，也可以是，所述第1傳送路由雙包層光纖的芯和第1包層構成，所述第2傳送路由所述雙包層光纖的第1包層和第2包層構成。

發明效果

根據本發明，發揮能夠準確地檢測活體組織中存在的血管、並且能夠選擇性地檢測規定特徵的血管這樣的效果。

附圖說明

圖1是本發明的第1實施方式的外科處置裝置的整體結構圖。

圖2是說明基於活體組織中的靜態成分的雷射的散射的圖。

圖3是說明基於活體組織中的動態成分的雷射的散射的圖。

圖4是圖1的判定部中取得的散射光的強度的時間序列數據的一例。

圖5是圖1的判定部中取得的都卜勒頻譜的例子。

圖6是示出血流的速度與都卜勒頻譜的平均頻率的關係的曲線圖。

圖7是本發明的第2實施方式的外科處置裝置的整體結構圖。

圖8是說明圖7的外科處置裝置的作用的圖。

圖9是示出圖7的外科處置裝置的變形例的局部結構圖。

圖10是本發明的第3實施方式的血管識別裝置的整體結構圖。

圖11a是示出安裝有圖10的血管識別裝置的能量處置器具的圖。

圖11b是圖11a的能量處置器具和血管識別裝置的xi-xi線的剖視圖。

圖12是示出圖11a和圖11b的能量處置器具的變形例的圖。

圖13是說明照射用光纖和受光用光纖的變形例的作用的圖。

圖14是示出血管中產生的散射光的空間強度變化的仿真結果的曲線圖。

圖15是示出根據圖14的曲線圖求出的散射光的積分強度的曲線圖。

具體實施方式

(第1實施方式)

下面，參照附圖對本發明的第1實施方式的外科處置裝置100進行說明。

如圖1所示，本實施方式的外科處置裝置100具有對活體組織a進行處置的能量處置器具1、以光學方式檢測活體組織a內的血管b的血管檢測單元、根據該血管檢測單元的檢測結果對能量處置器具1進行控制的控制部2。

能量處置器具1具有能夠插入到體內的細長的主體部3、設置在該主體部3的前端並使能量作用於活體組織a的能量作用部4、與主體部3的基端連接且經由穿過主體部3內部的布線對能量作用部4供給能源的能量供給部5。

能量作用部4是具有能夠把持活體組織a的一對鉗口6、7的能量鉗子。上鉗口6和下鉗口7具有相互對置的內表面6a、7a。通過從能量供給部5供給能源(例如高頻電流)，上鉗口6和下鉗口7產生能量(例如高頻電流或超聲波)，從內表面6a、7a朝向該內表面6a、7a之間的活體組織a放出所產生的能量。

作為動作模式，能量作用部4具有通過高能量切開活體組織a的切開模式、通過比該切開模式中的高能量低的低能量使活體組織a凝固的凝固模式。能量作用部4根據從能量供給部5供給的能源的強度，切換切開模式和凝固模式。

血管檢測單元具有輸出雷射l的雷射光源8、設置在上鉗口6的內表面6a上並射出從雷射光源8供給的雷射l的發光部9、將雷射l從雷射光源8傳送到發光部9的照射用光纖(第1傳送路)14、設置在下鉗口7的內表面7a上且接收通過活體組織a而散射的雷射l的散射光s的受光部10、檢測由該受光部10接收的散射光s的光檢測部11、將散射光s從受光部10傳送到光檢測部11的受光用光纖(第2傳送路)15、蓄積由該光檢測部11檢測到的散射光s的強度的數據的存儲部17、對該存儲部17中蓄積的數據進行頻率分析的頻率分析部12、以及根據該頻率分析部12的頻率分析結果判定有無具有規定特徵的作為檢測對象的血管的判定部13。

雷射光源8輸出血液吸收較少的波段(例如近紅外區域)的雷射l。雷射光源8經由穿過主體部3內部的照射用光纖14而與發光部9連接。從雷射光源8入射到照射用光纖14的雷射l通過照射用光纖14引導到發光部9，從發光部9朝向下鉗口7的內表面7a射出。

受光部10經由穿過主體部3內部的受光用光纖15而與光檢測部11連接。由受光部10接收的散射光s通過受光用光纖15引導到光檢測部11，入射到該光檢測部11。

光檢測部11將從受光用光纖15入射的散射光s的強度轉換為數字值，向存儲部17依次發送該數字值。

存儲部17按照時間序列存儲從光檢測部11接收到的數字值，由此生成表示散射光s的強度的時間變化的時間序列數據。

頻率分析部12定期從存儲部17取得時間序列數據，對所取得的時間序列數據進行高速傅立葉變換，計算所得到的傅立葉頻譜的平均頻率。

這裡，對時間序列數據和傅立葉頻譜進行說明。

如圖2和圖3所示，在活體組織a中包含脂肪和由於出血而從血管b中漏出的漏出血液那樣靜止的靜態成分、以及在血管b內流動的血液中的紅血球c那樣移動的動態成分。在對靜態成分照射頻率f的雷射l時，產生具有與雷射l相同的頻率f的散射光s。與此相對，在對動態成分照射頻率f的雷射l時，由於都卜勒位移，產生具有從雷射l的頻率f移位後的頻率f+δf的散射光s。此時的頻率的位移量δf取決於動態成分的移動速度。

因此，在活體組織a內的雷射l的照射區域中包含血管b的情況下，受光部10同時接收由於血管b內的血液而散射且具有頻率f+δf的散射光s和由於血管b內的血液以外的靜態成分而散射且具有頻率f的散射光s。其結果，如圖4所示，在時間序列數據中出現由頻率f的散射光s和頻率f+δf的散射光s的幹涉引起的、散射光s整體的強度以δf變化的差拍。

對活體組織a照射的雷射l在靜態成分和動態成分中發生多次散射，所以，雷射l入射到紅血球時的、雷射l的行進方向和紅血球的移動方向(血流方向)所成的入射角不是單一的，而產生分布。因此，基於都卜勒位移的頻移量δf產生分布。因此，散射光s整體的強度的差拍成為對應於δf的分布而使若干個頻率成分重合的部分。進而，嚴格地講，還疊加有由頻移量不同的散射光彼此的幹涉引起的差拍。並且，血流速度越快，則δf的分布越擴展到高頻率側。對這種時間序列數據進行高速傅立葉變換時，如圖5所示，得到在與血流速度對應的頻率ω(以下將頻移量δf記為ω。)具有強度的都卜勒頻譜作為傅立葉頻譜。

在都卜勒頻譜的形狀與血管b的有無和血管b內的血流的速度(血管的特徵)之間存在圖5和圖6所示的關係。具體而言，在雷射l的照射區域內不存在血管b時，不產生上述差拍，所以，都卜勒頻譜成為在頻率ω整個區域內不具有強度的平坦狀(參照單點劃線。)。在存在血流較慢的血管b時，都卜勒頻譜在頻率ω較低的區域具有強度，具有較小的頻譜寬度(參照實線。)。在存在血流較快的血管b時，都卜勒頻譜在從頻率ω較低的區域到較高的區域具有強度，具有較大的頻譜寬度(參照點劃線。)。這樣，血流越快，都卜勒頻譜越向頻率ω較高的一側擴展，伴隨頻譜寬度增大，都卜勒頻譜的平均頻率增大。

進而，公知血管b內的血流的速度與血管b的直徑(血管的特徵)大致成比例。

頻率分析部12求出表示都卜勒頻譜的頻率ω和強度的關係的函數f(ω)，根據下式(1)計算都卜勒頻譜f(ω)的平均頻率，向判定部13發送計算出的平均頻率。

判定部13對從頻率分析部12接收到的平均頻率和閾值進行比較，判定有無作為規定特徵而具有規定範圍的直徑的血管b。閾值是與作為作為檢測對象的血管b的直徑的最小值對應的平均頻率。判定部13在從頻率分析部12接收到的平均頻率為閾值以上時，判定為存在作為檢測對象的血管b。另一方面，判定部13在從頻率分析部12接收到的平均頻率小於閾值時，判定為雷射l的照射區域內不存在作為檢測對象的血管b。由此，將具有規定範圍的直徑的血管b作為檢測對象，判定有無該作為檢測對象的血管b。判定部13將判定結果輸出到控制部2。

例如，手術醫生使用未圖示的輸入部輸入作為檢測對象的血管b的直徑的最小值。判定部13例如具有將血管b的直徑和平均頻率對應起來的函數，根據函數求出與所輸入的血管b的直徑的最小值對應的平均頻率，將計算出的平均頻率設定為閾值。

控制部2在通過判定部13判定為不存在作為檢測對象的血管b的情況下，從能量供給部5向能量作用部4供給高強度的能源，由此使能量作用部4在切開模式下進行工作。另一方面，在判定部13判定為存在作為檢測對象的血管b的情況下，控制部2從能量供給部5向能量作用部4供給比切開模式中的能源低的低強度的能源，由此使能量作用部4在凝固模式下進行工作。

頻率分析部12、判定部13和控制部2例如由具有中央運算處理裝置(cpu)、ram這樣的主存儲裝置、輔助存儲裝置的計算機來實現。輔助存儲裝置是硬碟驅動這樣的非暫時存儲介質，存儲用於使cpu執行上述各部12、13、2的處理的程序。該程序從輔助存儲裝置加載到主存儲裝置並起動，由此，cpu根據程序執行各部12、13、2的處理。或者，各部12、13、2也可以由pld(可編程邏輯器件)或fpga(現場可編程門陣列)來實現，還可以由asic(面向特定用途的集成電路)這樣的專用硬體來實現。

接著，對這樣構成的外科處置裝置100的作用進行說明。

在使用本實施方式的外科處置裝置100對活體組織a進行處置時，在一對鉗口6、7之間把持活體組織a的處置對象部位。從發光部9對鉗口6、7之間的處置對象部位照射雷射l，通過受光部10接收由於活體組織a而散射且透過處置對象部位的雷射l的散射光s。通過光檢測部11檢測所接收的散射光s，在頻率分析部12中生成散射光s的時間序列數據。在頻率分析部12中，通過時間序列數據的頻率分析來提取都卜勒頻譜的平均頻率，判定部13根據平均頻率，判定活體組織a中是否存在具有規定範圍的直徑的作為檢測對象的血管b。

在判定為處置對象部位不存在作為檢測對象的血管b的情況下，控制部2使能量作用部4在切開模式下進行工作，由此，從鉗口6、7對處置對象部位供給高能量，處置對象部位被切開。在判定為處置對象部位存在作為檢測對象的血管b的情況下，控制部2使能量作用部4在凝固模式下進行工作，由此，從鉗口6、7對處置對象部位供給低能量，處置對象部位被凝固。

這樣，根據本實施方式，對由於血管b內的血流而產生的散射光s的都卜勒位移進行分析，由此，明確地區別於由於出血而從血管b中漏出的血液來檢測在血管b內流動的血液。由此，具有能夠準確地檢測活體組織a中存在的血管b這樣的優點。進而，利用都卜勒位移的位移量δf取決於血管b的粗細這樣的性質，不僅能夠識別有無血管b，還能夠識別血管b的粗細。因此，例如具有如下優點：通過適當設定閾值而僅檢測較粗的血管b，能夠適當控制能量作用部4的動作，以可靠地避免切開較粗的血管b所在的處置對象部位。

另外，在本實施方式中，在判定部13判定為存在作為檢測對象的血管b的情況下，控制部2也可以使未圖示的顯示器對手術醫生進行表示存在作為檢測對象的血管b的顯示，還可以從未圖示的揚聲器輸出聲音。由此，能夠使手術醫生更加可靠地識別處置對象部位存在作為檢測對象的血管b的情況。

並且，在本實施方式中，代替對從能量供給部5向能量作用部4供給的能源的強度進行控制，控制部2也可以在判定部13判定為存在作為檢測對象的血管b的情況下，從能量供給部5向能量作用部4供給能源，在判定部13判定為不存在作為檢測對象的血管b的情況下，停止從能量供給部5向能量作用部4供給能源。

由此，能夠可靠地避免能量作用於作為檢測對象的血管b。

(第2實施方式)

接著，參照圖7～圖9對本發明的第2實施方式的外科處置裝置200進行說明。

在本實施方式中，主要對與第1實施方式不同的結構進行說明，對與第1實施方式相通的結構標註相同標號並省略說明。

本實施方式的外科處置裝置200與第1實施方式的不同之處主要在於，除了雷射l以外，發光部9還能夠對活體組織a照射可見光v，控制部2不對能量作用部4進行控制，而對來自發光部9的可見光v的輸出和停止進行控制。

具體而言，如圖7所示，血管檢測單元還具有可見光源16，該可見光源16輸出具有可見波段的波長的可見光v。優選可見光源16是雷射光源。優選可見光v的顏色是手術醫生能夠容易地視覺辨認對活體組織a照射的可見光v的顏色、例如綠色或藍色。從可見光源16輸出的可見光v通過未圖示的光學系統而與從雷射光源8輸出的雷射l合成，與雷射l一起入射到照射用光纖14。

發光部(可見光照射部)9設置在能量作用部4的附近，朝向能量作用部4的前端前方射出雷射l和可見光v。

受光部10設置在發光部9的附近，接收來自能量作用部4的前端前方的散射光s。

判定部13定期地反覆取得時間序列數據，定期地反覆判定有無作為檢測對象的血管b。

在判定部13判定為存在作為檢測對象的血管b的情況下，控制部2從可見光源16輸出可見光v，由此，與雷射l一起從發光部9射出可見光v。另一方面，在判定部13判定為不存在作為檢測對象的血管b的情況下，控制部2停止從可見光源16輸出可見光v，由此，僅從發光部9射出雷射l。

在本實施方式中，能量作用部4也可以是能量鉗子以外的任意種類的部件。

本實施方式的其他結構與第1實施方式相同。

接著，對這樣構成的外科處置裝置200的作用進行說明。

在使用本實施方式的外科處置裝置200對活體組織a進行處置時，將能量作用部4配置在活體組織a的附近，從發光部9對活體組織a照射雷射l，如圖8所示，使能量作用部4移動，以在活體組織a上掃描雷射l。受光部10接收由於活體組織a而散射的雷射l的散射光s。下面，與第1實施方式同樣，判定有無作為檢測對象的血管b。

在判定部13判定為雷射l的照射區域內不存在作為檢測對象的血管b的情況下，控制部2從發光部9僅射出雷射l。在判定部13判定為雷射l的照射區域內存在作為檢測對象的血管b的情況下，控制部2使可見光v與雷射l一起從發光部9射出。即，僅在雷射l的照射區域內存在作為檢測對象的血管b的情況下，對該照射區域還照射可見光v。

因此，手術醫生能夠識別為可見光v的照射區域是作為檢測對象的血管b所在的區域。由此，在可見光v的照射區域以外的位置進行利用能量作用部4的活體組織a的處置，由此，能夠可靠地避開作為檢測對象的血管b來對活體組織a進行處置。本實施方式的效果與第1實施方式相同，所以省略說明。

另外，在本實施方式中，也可以根據能量作用部4的種類，適當變更發光部9和受光部10相對於能量處置器具1的安裝位置。

例如，在能量作用部4與第1實施方式同樣是能量鉗子的情況下，如圖9所示，也可以在下鉗口7的外表面設置發光部9和受光部10。手術醫生將下鉗口7的外表面罩在活體組織a的表面上對活體組織a照射雷射l，由此，能夠調查有無作為檢測對象的血管b。

並且，在本實施方式中，使雷射l和可見光v的光路共通化，從共通的發光部9對活體組織a照射雷射l和可見光v，但是，取而代之，也可以設置與照射用光纖14和發光部9分開的可見光照射部。可見光照射部構成為具有檢測雷射l在活體組織a上的照射位置的功能，能夠對檢測到的雷射l的照射位置照射可見光v。

接著，參照圖10～圖11b對本發明的第3實施方式的血管識別裝置300進行說明。

在本實施方式中，主要對與第1實施方式不同的結構進行說明，對與第1實施方式相同的結構標註相同標號並省略說明。

本實施方式的血管識別裝置300安裝在能量處置器具1上進行使用，如圖10所示，具有保持發光部9和受光部10且能夠相對於能量處置器具1的主體部3進行拆裝的安裝部18、以及血管檢測單元。圖11a和圖11b示出將安裝部18安裝在主體部3上的狀態。

安裝部18通過由具有彈性的材料形成的細長柱狀的部件構成，在外表面形成有沿著長度方向延伸的嵌合孔18a。嵌合孔18a是內徑與圓柱狀的主體部3的外徑大致相等的大致半圓柱狀。通過在嵌合孔18a內沿著半徑方向推入主體部3，將安裝部18安裝在主體部3的外周面上，通過從嵌合孔18a內沿著半徑方向拉拽主體部3，能夠從主體部3上取下安裝部18。

在安裝部18的半徑方向上與嵌合孔18a相反的一側，沿著長度方向固定有圓筒狀的外皮19。在外皮19內收容發光部9、受光部10、照射用光纖14和受光用光纖15，發光部9和受光部10配置在外皮19的前端部分。安裝部18具有與主體部3的長度尺寸大致相等或比其小的長度尺寸，能夠以發光部9和受光部10位於能量作用部4附近的方式安裝在主體部3上。

圖10中示出與第1實施方式的血管檢測單元相同的血管檢測單元，但是，還設置有第2實施方式中說明的可見光源16和控制部2。或者，在判定部13判定為存在作為檢測對象的血管b的情況下，也可以使未圖示的顯示器進行表示存在作為檢測對象的血管b的顯示，還可以從未圖示的揚聲器輸出聲音。

這樣，根據本實施方式，通過使血管識別裝置300與能量處置器具1分開，具有能夠根據需要對通用的能量處置器具1附加血管識別功能這樣的優點。

另外，在圖11a和圖11b的能量處置器具1中，也可以在能量處置器具1中一體設置發光部9、受光部10、照射用光纖14和受光用光纖15，由此構成外科處置裝置。例如，如圖12所示，也可以構成為將發光部9和受光部10設置在下鉗口7的內側的前端部，從下鉗口7的前端向主體部3的長度方向外方向射出雷射l。

在第1～第3實施方式中，在血管b的有無和直徑的判定中使用都卜勒頻譜的平均頻率，但是，取而代之，也可以使用都卜勒頻譜的傾斜或頻譜寬度。

如圖5所示，都卜勒頻譜的傾斜是2個規定頻率ω1、ω2之間的強度的變化量δi。作為都卜勒頻譜的傾斜，可以使用規定頻率ω的函數f(ω)的微分值。規定頻率ω1、ω2、ω設定在伴隨血流的速度從零開始增大、都卜勒頻譜的傾斜逐漸增大的範圍內。

頻譜寬度例如是半值寬度w。如上所述，血流越快，則都卜勒頻譜的頻譜寬度越大。

與平均頻率同樣，都卜勒頻譜的傾斜和頻譜寬度也在與血管b內的血流速度之間具有較強相關性。因此，在代替平均頻率而使用傾斜或頻譜寬度的情況下，能夠根據傾斜或頻譜寬度準確地估計頻移量δf，而準確地計算血管b的有無和特徵(血流速度或血管的直徑)，能夠高精度地判定有無作為檢測對象的血管b。

並且，在第1～第3實施方式中，具有使用能量對活體組織a進行處置的能量作用部4，但是，作用部的種類不限於此，能夠適當變更。例如，作用部也可以是通常的刀。

並且，在第1～第3實施方式中，優選照射用光纖14是單模光纖，優選受光用光纖15是多模光纖。由此，能夠提高血管b的識別精度。

即，為了提高血管b的識別精度，對血管b照射更強的雷射l而產生更強的散射光s、以及從更寬的範圍匯集從血管b向各個方向散射的散射光s來增大散射光s的受光量是很重要的。但是，雷射l在活體組織a的內部散射，所以，雷射l的強度急劇衰減。

如圖13所示，通過使用芯徑較小且雷射l的傳送截面積較小的單模光纖作為照射用光纖14，從照射用光纖14向活體組織a照射的雷射l的光密度提高。由此，即使雷射l由於活體組織a而散射，到位於活體組織a內部的血管b為止也能夠維持較高強度。並且，通過使用芯徑較大的多模光纖作為受光用光纖15，能夠接收更寬範圍的散射光s。

進而，優選在照射用光纖14的前端側設置會聚透鏡20，該會聚透鏡20具有在活體組織a的表面附近(例如從表面起的±數mm的位置)合焦的短焦距，將從照射用光纖14射出的發散的雷射l轉換成會聚光。由此，能夠進一步提高活體組織a中的雷射l的光密度。

或者，也可以在照射用光纖14的前端側設置具有短焦距的準直透鏡。由此，在照射用光纖14與活體組織a之間的距離變動的情況下，雷射l的點尺寸也大致恆定，能夠不依賴於距離而以較高的光密度對活體組織a照射雷射l。

也可以在受光用光纖15的前端側設置與會聚透鏡20不同的受光透鏡21。受光透鏡21具有比會聚透鏡20長的焦距。

圖14示出對位於從與活體組織a相當的散射體的表面起3mm深度的血管中產生的散射光的強度在散射體表面的空間分布進行仿真的結果。這裡，圖14的橫軸所示的距離表示將散射體表面的血管中心的鉛直方向正上方位置作為原點時的、散射體表面上的距離。圖15示出根據圖14的分布求出的散射光的積分強度。在圖15中，縱軸將在從0mm到足夠大距離的範圍內對散射光的強度進行積分而得到的強度歸一化為100％。

如圖14所示，散射光的強度在散射體的內部急劇衰減，如圖15所示，散射體上從所述原點起的2mm的範圍內的積分強度成為80％。根據該結果可知，通過接收散射體上從所述原點起的2mm的範圍內的散射光s，能夠確保散射光s的受光量。並且，即使過度加寬散射光s的受光範圍，也無法期待受光量的進一步增加。

這樣，散射光s的受光範圍存在適當大小。通過設置受光透鏡21，能夠將由受光用光纖15接收的散射光s的受光範圍設定為適當大小。

並且，在第1～第3實施方式中，使用不同的光纖14、15分別傳送雷射l和散射光s，但是，取而代之，也可以使用一個雙包層光纖傳送雷射l和散射光s。

雙包層光纖具有從中心側朝向半徑方向外側依次呈同心狀排列的芯、第1包層和第2包層。芯和第1包層構成作為第1傳送路發揮功能的單模光纖，第1包層和第2包層構成作為第2傳送路發揮功能的多模光纖。因此，能夠通過芯和第1包層傳送雷射l，通過第1包層和第2包層傳送散射光s。

根據這種結構，第1傳送路和第2傳送路同軸，所以，能夠經由共通的透鏡進行雷射l對活體組織a的照射以及來自活體組織a的散射光s的檢測。由此，能夠以簡單的結構進行用於在活體組織a內的散射光s的檢測區域內配置雷射l的照射區域的光學調整，能夠增大散射光s的受光量。

標號說明

1：能量處置器具；2：控制部；3：主體部；4：能量作用部(作用部)；5：能量供給部；6、7：鉗口；6a、7a：內表面；8：雷射光源；9：發光部(可見光照射部)；10：受光部；11：光檢測部；12：頻率分析部；13：判定部；14：照射用光纖(第1傳送路)；15：受光用光纖(第2傳送路)；16：可見光源；17：存儲部；18：安裝部；18a：嵌合孔；19：外皮；20：會聚透鏡；21：受光透鏡；100、200：外科處置裝置；300：血管識別裝置；l：雷射；s：散射光；v：可見光；a：活體組織；b：血管；c：紅血球。