JP5657673B2 - 小径ビデオカメラヘッドおよび可視化プローブおよびそれらを組み込んだ医療機器 - Google Patents

Description

本発明は可視化装置の分野に関わる。特に本発明は診断用、治療用および手術用の装置に使用されるだけでなく、医療以外の各種用途（例えば工業用）にも使用される可視化プローブに関わる。

人体内部の可視化は、医師が様々な病気を正確に診断し、治療薬を投与し、および／または身体への最小の侵襲性で外科手術をおこなうには必須の道具である。明らかにそのような方法は患者へのショックを小さくするために、できる限り人体が有する自然の開口を介しておこなわれる方がよいが、時には侵襲的な方法を使って人体に皮膚から侵入しなければならないことがある．今日数多くの内視鏡装置がある。これらの装置には細長い本体内部に管路が設けてあり、その管路に医療機器を挿入したり、かつ例えば組織の切除、切開、封止、組織端同士の近置などのために液体や空気／ＣＯ_２／真空あるいは他の器具を挿入または引き出したりすることができるようになっている。このような内視鏡装置は体内の手術をおこなう箇所まで導入される。もちろん内視鏡装置は単独装置として独立して使うことができ、必ずしも管路に通して使う必要はない。これら内視鏡装置の多くにはカメラが組み込まれている。他の内視鏡ではその本体内の管路にカメラを通すようになっている。このような背景において本明細書では、医療に関連して使われる「内視鏡装置」とは、人体の自然の開口または皮膚の切り口あるいは自然開口を通してさらに内部臓器に開けた切り口を通して、人体内の腔に挿入できる細長い装置をいう。このような装置の例としては、従来の内視鏡、例えば結腸鏡、気管支鏡、腹腔鏡、尿道鏡、膀胱鏡、血管内視鏡、デュレンドスコープ（ｄｕｒｅｎｄｏｓｃｏｐｅ）があるが、他の装置も含まれる。例えば針、カテーテル、喉頭鏡、ステープラー、ガイドワイヤ、パピロトーム、カッター、バルーン、鉗子、トロカール等がある。

先に述べたように、これらの装置はサイズがあるため全てが患者に大きなショックを与えることなく体内の特定個所に到達させることができるわけではない。あるものは患者の安全を相当脅かし、またそのサイズのために深刻な損傷を与える可能性がある。それらの例を三つ挙げると、人間の脳、外耳道、心臓動脈がある。鼻腔を通した内視鏡を使っておこなう脳手術において、それを通す管路の寸法と脳の構造を考慮すると、従来技術の器具は挿入することはできない。しかも、２ｍｍ以上の器具で明瞭な画像が得られず関節部が絶妙に接合されていないものであれば、患者の安全やショックの問題が生じて器具を目的の箇所に導くことはできない。二番目の例において、耳管の寸法は普通約１．５ｍｍ（成人の場合）である。耳管を見るには関節部がうまく接合された小径の器具が必要である。器具は患者にショックを与えることなく解剖学的構造に沿って曲がらなければならない。他の器官についても同じ問題が当てはまる。例えば心臓動脈、腎臓、総胆管、膵臓、肺など。

先に述べたように本発明は医療以外、例えば動物医療、産業、研究など他の用途にも適用可能であるが、他の分野への適用は当業者にとっては明らかであろうから、以下では特に医療に関して述べる。産業分野に適用する例としては、タービンブレード、放射能物質あるいは生物学的に危険な液体を入れた容器、非常に狭いパイプの内部、密閉された容器や空洞の内部など非常に小さな開口を通してしか接近できないものがある。

最先端の内視鏡装置に使われるカメラは普通高品質のＣＣＤカメラで、光源と光を伝達するオプティカルファイバーとを有している。これらのカメラは優秀なエレクトロニクスと最先端のセンサ、光学素子と画像処理技術が必要であり、さらにカメラヘッドと光学素子を人の手で組み立てる必要がある。これらによって非常に高価な装置となる。コストを考慮すれば、この装置は消毒して再度使用しなければならないが、維持費用が生じることになる。

患者へのショックを小さくするためには、小口径の内視鏡装置が好ましい。装置のエンベロープ（装置の外径）はその内部のコンポーネントで決まる。従って内視鏡装置全体の口径を小さくするには、内部コンポーネントを小さくしなければならない。この要求は内視鏡装置を設計する際に妥協を強いることになる。例えば他の器具が内視鏡装置の中を通って内視鏡装置内部部品に悪影響を与えないで体内の所望の領域に入ることを可能にする大きな作業用管路すなわちパイプがあるが、この作業用管路に通すために小さなイメージセンサ、関節部接合用に非常に細いケーブル、あるいは最小の照明器具を使わざるを得なくなる。

極小イメージセンサが小径の照明ファイバー、ＶＣＳＥＬまたはＬＥＤによる不十分な照明によってノイズの多い画像を生じることはこの技術分野ではよく知られている。これらの問題のいくつかを克服するために、装置の基本目標に従って妥協を図らなければならない。すなわち、高画質よりも小さい口径を優先すべきか、あるいは最小の組み立てコストを優先すべきかなどの妥協点を探らなければならない。これらから当然、医師が手術をおこなうのに妥当な画像品質を生み出すために、現在入手可能な装置に高品質の画素配列を使用する必要がある。またセンサは短い光学素子に接続されること、一般にキセノンなどのアークランプの白色光が供給されること、小さい曲げ半径に耐える照明ファイバーなどを有していること、などの要求を満たさなければならない。

入手可能な最も小さいイメージセンサ、照明手段（ファイバー、ＶＣＳＥＬまたはＬＥＤ）および（機械的または電気的）内部操作手段が内視鏡装置の内部寸法を決定する。さらに、たまにブレイドまたは金属バネとともに使用される外鞘は内視鏡装置の外部寸法すなわち外径を決定する。自然の開口に内視鏡装置を通して手術をおこなうには、内視鏡外径は開口自体の寸法よりも小さくなければならない。従って、例えば耳・鼻・のど（ＥＮＴ）の手術において、現在使用されている耳・鼻・のど用内視鏡装置の寸法は２〜３．６ｍｍの範囲にある。市場にでている最小ＣＣＤ（ソニー製）が１．４ｍｍ×１．４ｍｍ程度（有効ピクセル数が約１２０Ｋのパッケージを含む：もちろん普通内視鏡装置の外に配置されている画像処理ユニットに送られる許容し得る生信号（アナログ）を生成するためには一定の光量が必要）であることを考慮すると、作業用管路なしの内視鏡装置の最小外径はセンサの対角寸法に０．１５ｍｍ（外鞘の厚さ）を加えた寸法、すなわち２．１１ｍｍ程度でなければならないことが分かる。作業用管路および潅注／通気用または吸引用管路を加えると、現実的な内視鏡外径は３〜３．６ｍｍとなる。他方、撮像用に入手可能な最小ＣＭＯＳセンサを使って、マイクロエレクトロニクスの長所とそのようなウェーハのより低い製造コストを活用することもできる。例えば、ＣＳＰパッケージ（ＣＳＰ製）を含めた寸法が１ｍｍ×１ｍｍで１０Ｋ画素しかないＣＭＯＳセンサでも、スクリーン上に表示される（デジタル）画像を生成するのに必要な全てのエレクトロニクス素子を含んでいる。そのようなセンサは作業用管路なしで最小外径１．６ｍｍの内視鏡装置を構成するが、ＣＣＤの画像と比較すると品質が低い。事実、１０Ｋ画素の１ｍｍ×１ｍｍのＣＭＯＳセンサの性能は、２０Ｋ画素で同じ直径の撮像ファイバーと比べても高くはない。しかしＣＣＤセンサよりも直径は小さいので、人体の自然開口が小さくしかも画質に関して妥協できる場合の手術には使ってもよい。当業者には理解されるように、小さなイメージセンサを作るには設計と製造の面で困難が伴う。なぜなら歩留まりが低く、組み立てが複雑で時間がかかり、従ってセンサは高価なものとなる。

上記いずれの場合も、イメージセンサを画像処理ユニットに、または直接モニターに接続するケーブルはイメージセンサ自体よりも小さいと仮定した。これはイメージセンサの設計（アナログまたはデジタル）、パッケージ内のパッドの数、およびその寸法に大きく依存する。今日のほとんどのイメージセンサにおいては、パッドの最小数はＣＭＯＳの場合６〜２４、ＣＣＤの場合８〜１４である。現在の技術を使えば各々のパッドはごく小さい寸法（１５０〜３５０ミクロン）であるので、イメージセンサ全体の寸法、従って内視鏡装置の外径に影響する。これら２つの極端な方策は問題を浮き上がらせてくれるが、他方、いくつかのパイプ（作業用および／または潅注／通気／吸引のための管路）と照明手段を追加することで高画質の画像を提供するイメージセンサは、より大きな直径の内視鏡装置と高価なコンポーネントを必要とする。従って結果的に、そのような内視鏡装置は高価なものとなり、投資を回収するために再使用しなければならない。

ＷＯ２００５／００２２１０号 ＷＯ２００５／１１５２２１号

患者に与えるショック、安全な手術および装置のコストの点で最良の効果を得るためには、すなわち、コストを抑えて装置を大量生産かつ使い捨て可能なものとしながら外径をきるだけ小さくして内視鏡装置を体内に挿入するのに必要な切り傷をできるだけ小さくするためには、この技術分野では今まで取り組まれたことのない新しい問題を解決しなければならない。

従って、設計、構造、機能の面、および小径の可視化プローブまたは内視鏡装置のコストの面の両方において、従来技術の欠点を解決する方法を提供することが望まれる。

従来技術の欠点を克服する方法を提供することが本発明の目的である。
可視化手段を備えた比較的安価な手術用、治療用および／または診断用装置を提供することが本発明のもう１つの目的である。

本発明の他の目的および利点は以下の説明から明らかとなるであろう。

第１の特徴的構成において、本発明は対物レンズ組立体と固体イメージセンサ（ＳＳＩ）とから成るビデオカメラヘッドであって、固体イメージセンサは出力ビデオ信号を生成する固体撮像素子とその回路とを有する。ビデオカメラヘッドは最大外径が１．１ｍｍ以下であり、対物レンズの長さは２．５ｍｍ以下である。

本発明のビデオカメラヘッドの実施例において、対物レンズ組立体はウェーハレベル技術を使って作られる。

本発明のビデオカメラヘッドの実施例において、出力ビデオ信号は電流によって搬送される。

本発明のビデオカメラヘッドの実施例において、ＳＳＩは、それに電源を供給し、それからビデオ信号を受け取る外部コンポーネントに電気的に接続するパッドを有する。これらの実施例では電気的に接続するパッドの数は３個以下である。

本発明のビデオカメラヘッドの実施例において、ＳＳＩはそれに電源を供給し、それからビデオ信号を受け取る外部コンポーネントに電気的に接続するパッドを有する。これらの実施例において、電気的に接続するパッドと固体撮像素子とその回路との間の電気的接続はシリコン貫通電極によって実現する。

本発明のビデオカメラヘッドの実施例において、固体撮像素子の感光素子は背面照明技術を使って実現される。

第２の特徴的構成において、本発明は可視化プローブであって、この可視化プローブは照明手段と、対物レンズ組立体と、出力ビデオ信号を生成する固体撮像素子とその回路から成る固体イメージセンサ（ＳＳＩ）と、から構成される。可視化プローブは最大外径が２．８ｍｍ以下である。

本発明の可視化プローブの実施例において、対物レンズ組立体はウェーハレベル技術を使って実現される。

本発明の可視化プローブの実施例において、出力ビデオ信号は電流によって搬送される。

本発明の可視化プローブの実施例において、ＳＳＩは、それに電源を供給しそれからビデオ信号を受け取る外部コンポーネントに電気的に接続するパッドを有する。これらの実施例において、電気的に接続するパッドの数は３個以下である。

本発明の可視化プローブの実施例において、ＳＳＩは、それに電気を供給しそれからビデオ信号を受け取る外部コンポーネントに電気的に接続するパッドを有する。これらの実施例において、電気的に接続するパッドと固体撮像素子と回路との間の電気的接続はシリコン貫通電極によって実現される。

本発明の可視化プローブの実施例において、固体撮像素子の感光素子は背面照明技術を使って実現される。

第３の特徴的構成において、本発明は医療機器であって、この医療機器は可視化プローブで構成され、可視化プローブは照明手段と、対物レンズ組立体と、出力ビデオ信号を生成する固体撮像素子とその回路から成る固体イメージセンサ（ＳＳＩ）と、から構成される。医療機器の最大外径は３．２ｍｍ以下である。

本発明の医療機器の実施例において、対物レンズ組立体はウェーハレベル技術を使って実現される。

本発明の医療機器の実施例において、出力ビデオ信号は電流によって搬送される。

本発明の医療機器の実施例において、ＳＳＩは、それに電源を供給し、それからビデオ信号を受け取る外部コンポーネントに電気的に接続するパッドを有する。これらの実施例において、電気的に接続するパッドの数は３個以下である。

本発明の医療機器の実施例において、ＳＳＩは、それに電源を供給し、それからビデオ信号を受け取る外部コンポーネントに電気的に接続するパッドを有する。これらの実施例において、電気的に接続するパッドと固体撮像素子と回路との間の電気的接続はシリコン貫通電極によって実現する。

本発明の医療機器の実施例において、固体撮像素子の感光素子は背面照明技術を使って実現される。

本発明のビデオカメラヘッドの実施例において、対物レンズ組立体の長さは２．０ｍｍ以下である。他の実施例において、対物レンズ組立体の長さは１．５ｍｍ以下である。

固体撮像素子の感光素子が背面照明技術を使って作られる本発明のビデオカメラヘッドの実施例において、対物レンズ組立体の長さは２．０ｍｍ以下である。固体撮像素子の感光素子が背面照明技術を使って作られる他の実施例において、対物レンズ組立体の長さは１．５ｍｍ以下である。

本発明のビデオカメラヘッドは対物レンズ組立体の１つのコンポーネントの１つの表面に金属皮膜を形成し、それをエッチングして形成した絞りを有する。

固体撮像素子の感光素子が背面照明技術を使って実現される本発明のビデオカメラヘッドの実施例は、２．２×２．２μｍ、１．７５×１．７５μｍ、１．４×１．４μｍおよび ０．９×０．９μｍのいずれかの寸法を持つ画素セルを有する。

本発明の可視化プローブは
ａ）関節部、および
ｂ）作業用管路
の少なくとも１つを有する。

可視化プローブの関節部は蝶番なしで一体に形成され、例えば１つの板から作られており、各々の接合環は電磁または機械的装置によって精密に切断される。本発明の可視化プローブのこの実施例において、一体型関節部は次の条件を満たす：
１ｍｍ＜脊椎骨の直径＜３ｍｍ、
２ｍｍ＜曲率半径＜２０ｍｍ、
曲げ角度±２７０度、
０．０４ｍｍ＜壁厚＜０．５ｍｍ、
０．５ｍｍ＜１つの接合環の長さ＜２５ｍｍ。

本発明の可視化プローブの別の実施例において、関節部は、可視化プローブ／医療機器の細長く柔軟で軸方向に配置されたコンポーネントに取り付けられた複数のリング状要素で構成される。別の実施例において、関節部は、バネの引き延ばした部分と引き延ばした部分の隣接するコイルの間の空間にねじ込んだプラスチックインサートとから構成される。

可視化プローブは対物レンズ組立体の１つのコンポーネントの１つの表面に金属皮膜を形成し、それをエッチングして形成した絞りを有する。

固体撮像素子の感光素子が背面照明技術を使って作られる本発明の可視化プローブの実施例は、２．２×２．２μｍ、１．７５×１．７５μｍ、１．４×１．４μｍおよび０．９×０．９μｍのいずれかの寸法を持つ画素セルを有する。

可視化プローブの先端部は透明な凸状カバーで覆われており、カバーの最大外径は可視化プローブの最大外径と等しいかそれ以下である。

本発明の医療機器は以下のうちのいずれかである：
ａ．内視鏡；
ｂ．腹腔鏡；
ｃ．ガイドワイヤ；
ｄ．柔軟性、半柔軟性、半剛性、または剛性のある単一または多管腔チューブ；
ｅ．はさみ；
ｆ．メス；
ｇ．鉗子；
ｈ．バネ；
ｉ．棒；
ｊ．組織端同士を近置するための器具；
ｋ．組織を切断するための器具；
ｌ．組織を封止するための器具；
ｍ．物体を焼くための器具；
ｎ．物体を凝固させるための器具；
ｏ．栄養補給のための器具；
ｐ．物体や物質を管腔内の特定位置に案内するための器具；
ｑ．管腔内の特定位置から物体や物質を排出するための器具；
ｒ．物体や物質を管腔内の特定位置に送達するための器具；
ｓ．モニター用計器やセンサから成る器具；
ｔ．診断用計器やセンサから成る器具；および
ｕ．無線生体内器具。

本発明の医療機器は次の少なくとも１つである：
ａ．関節部；
ｂ．作業用管路。

医療機器の関節部は、例えば１つの板から蝶番なしで一体に形成され、関節部の各々の接合環は電磁または機械的装置によって精密に切断されている。本発明の医療機器のこの実施例において、一体型関節部は次の条件を満たす：
１ｍｍ＜脊椎骨の直径＜３ｍｍ；
２ｍｍ＜曲率半径＜２０ｍｍ；
曲げ角度±２７０度；
０．０４ｍｍ＜壁厚＜０．５ｍｍ；
０．５ｍｍ＜１つの接合環の長さ＜２５ｍｍ。

本発明の医療機器の別の実施例において、関節部は、可視化プローブ／医療機器の細長く柔軟で軸方向に配置されたコンポーネントに取り付けられた複数のリング状要素で構成される。別の実施例においては、関節部は、バネの引き延ばした部分と引き延ばした部分の隣接するコイルの間の空間にねじ込んだプラスチックインサートとから構成される。

本発明の医療機器は対物レンズ組立体の１つのコンポーネントの１つの表面に金属皮膜を形成し、それをエッチングして形成した絞りを有する。

固体撮像素子の感光素子が背面照明技術を使って作られる本発明の医療機器の実施例は、２．２×２．２μｍ、１．７５×１．７５μｍ、１．４×１．４μｍおよび０．９×０．９μｍのいずれかの寸法を持つ画素セルを有する。

医療機器の先端部は透明な凸状カバーで覆われており、カバーの最大外径は医療機器の最大外径と等しいかそれ以下である。

別の実施例において、可視化プローブは次のいずれかの方法で医療機器と関連付けられている：
ａ．医療機器の外面に取り付けられている；
ｂ．医療機器内の作業用管路を通っている；
ｃ．医療機器内のソケットに収容されている；
ｄ．医療機器内のソケットに収容されていて、ソケットはプローブが生成した信号を受け取り且つそれらを表示装置に送るための信号移送コネクタを有する。

本発明の医療機器の実施例において、可視化プローブは使い捨て可能であり、医療機器の残りの部分は再使用可能である。

さらに本発明には蝶番なしで一体に作られた関節部が含まれる。この関節部は所望の形状に曲げることができる。１つの実施例においては、１つの板から関節の各々の接合環が電磁または機械的装置によって正確に切断されている。

図１Ａは、本発明の一実施例においてプローブの製造において使われる固体イメージセンサと電子部品の組立体を示す概略図である。 図１Ｂは、完成状態の別の組立体を示す。 図２Ａから２Ｅは、本発明の一実施例においてＣＭＯＳチップに組み合わされる電子部品を様々な角度から見た図である。図２Ｆは、図２Ａの光学組立体のレンズ構成を示す。 図３Ａから３Ｅは、小径医療機器を示す。 図４Ａから４Ｃは、本発明によるプローブを構成する手術または治療機器の先端部の各種構造を示す。 図５Ａから５Ｃは、本発明によるプローブを構成する手術用はさみと鉗子を概略的に示す。 図６はイメージセンサのパッドからケーブルへの直接的ワイヤボンディング（中間層を介在してもさせなくてもよい）の場合を示す。 図７ＡはＦＯＶ（視野）１００度、センサ表面から第１レンズまでの長さが２．０５ｍｍ未満の対物レンズを示す。 図７ＢはＦＯＶ（視野）１４０度、センサ表面から第１レンズまでの長さが２．１４ｍｍ未満の対物レンズを示す。 図７Ｃは、図７Ｂのレンズ組立体の変調用変成機能（ＭＴＦ）を示す。 図８はセンサ表面から第１レンズまでの長さが１．９６ｍｍ未満の対物レンズを示す。 図９はＣＭＯＳ光学組立体の一実施例の機械部分の概略を示す。 図１０は図９のＣＭＯＳ光学組立体の断面構造を示す。 図１１は４個の電気信号用パッドを持つパッケージを含めて最大寸法７００μｍ×７００μｍの固体イメージセンサを示す。 図１２は図１１の固体イメージセンサの画素を示す。 図１３はレンズの数を減らすことによって長さを最適にした状態を示す。 図１４は図１３のレンズの１つを２個組みに構成することによって長さをさらに低減した状態を示す。 図１５はセンサ表面から第１レンズまでの対物レンズの長さが１．３８ｍｍ未満の図１４の光学システムの変調用変成機能（ＭＴＦ）を示す。 図１６は本発明による関節部の接合環と背骨を示す。 図１７は図１６の１つの接合環の形状を示す。 図１８Ａと図１８Ｂは図１６の関節部の全体が曲がった状態とまっすぐな状態の概略をそれぞれ示す。 図１９Ａと図１９Ｂはプローブの軸方向に配置された細長いコンポーネントに取り付けられた個々の脊椎骨で構成される関節部の一実施例の概略を示す。 図２０Ａ〜図２０Ｄは本発明の小径プローブに好適に使用できる関節部の別の実施例の概略を示す。 図２１は本発明による医療機器の先端部分の例を示し、カメラおよびＬＥＤ、ＶＣＳＥＬまたはマイクロＬＥＤ配列の照明源を有し、直径が１．５１ｍｍで長さが３ｍｍである。 図２２は本発明による別の医療機器の先端部分の例を示し、先端部分の直径が１．９９ｍｍ長さが４ｍｍで、カメラ、ＬＥＤおよび潅注用管路を有する。 図２３は本発明による別の医療機器の先端部分の例を示し、先端部分の直径が１．９９ｍｍ長さが４ｍｍで、ＬＥＤ、ＶＣＳＥＬまたはマイクロＬＥＤ配列、潅注用管路および他の工具を導入するための空の作業用管路を有する。 図２４Ａと図２４Ｂは凸状カバーを有する１．７５ｍｍ血管鏡カテーテルの先端部分の例を示す。 図２５は２つの機能を持つシリコンチップを示す概略構成図である。 図２６Ａはウェーハレベル光学技術を使用した完成カメラヘッドの断面の概略図である。 図２６Ｂは図２６Ａのカメラヘッドの変調用変成機能の概略を示す。 図２７Ａは前面照明ＣＭＯＳカラーセンサの画素の概略を示す。 図２７Ｂは背面照明ＣＭＯＳカラーセンサの画素の概略を示す。 図２８は本発明による可視化プローブに使用される０．７ｍｍ×０．７ｍｍのＣＭＯＳセンサの実際の前面（上面）図と背面（底面）図である。

デジタルビデオカメラ全般、特に内視鏡装置に使用されるデジタルビデオカメラに関する文献に使われている用語はほとんど標準化されていない。ここでは特に言及しない限り以下の用語を使用する。
−「アクティブ領域」、「画素領域」および「画素配列」という用語は交換可能に使用され、例えばフォトダイオードなど入射光を電子に変換する感光素子の配列の受光面を指す。
−「センサ」、「チップ」、「固体イメージピックアップ素子」および「イメージピックアップ素子」は交換可能に使用され、アクティブ領域を；入射光をフォトダイオードに集光させるマイクロレンズ配列を；カラーセンサの場合、フィルタ配列を；さらに、アクティブ領域をその上に有するシリコン基板をそれぞれ指す。ＣＭＯＳ製法で製造されたセンサの場合、これらの用語はまた、シリコン配列と組み合わせて作られたフォトダイオードの出力信号を扱う電子部品も含む。
−「固体イメージセンサ」または「ＳＳＩ」は、固体イメージピックアップ素子（例えばＣＭＯＳまたはＣＣＤ）であって、追加の電子回路を含み、同じシリコン層または別のシリコン層上の信号を処理する追加機能を提供する。
−「カメラヘッド」は１つのパッケージに包み込まれたＳＳＩとアクティブ領域上に光を集めるのに必要な光学素子とを指す。
−「ビデオカメラ」と「カメラ」は交換可能に使用され、カメラヘッドのみ、あるいはカメラヘッドと別の電子ドライバとを指す。
−「カメラ」はビデオカメラのみを指す。

本出願においては、「有効径」とはその形状に関わらずプローブの最終的直径を言う。ほとんどの場合プローブの最終的な形状は円であるが、ＳＳＩは普通正方形または長方形の形をしており、どのような形状でもよい。従って有効径はプローブの最長断面寸法となる。例えば正方形の断面を有するプローブの場合、有効径は正方形の対角線に等しい。同様に長方形、楕円形（図２１参照）あるいは非楕円形でも同じことが言える。

本発明の一実施例によれば、プローブはＳＳＩによって生成された信号を扱うために必要な電子回路（またはドライバ）を有する。ＣＣＤの代わりにＣＭＯＳをＳＳＩとして使う利点は、ほとんどの場合、画像生成に必要ないくつかの重要な機能、あるいは例えば相関二重サンプリング（ＣＤＳ）、Ａ／Ｄ、ゲイン等、他のデジタル処理の機能を具現するいくつかの電子回路を容易に構成できるという点である。これらの回路は、１つのパッケージにトランジスタで構成した画素から作られた純粋センサが設けられる。これらの画素は一画素につき２個、３個、４個、５個、６個またはそれ以上の個数のトランジスタから成る。あるいはトランジスタを共有して画素を構成したり、他の構成、例えば２Ｔ２Ｓまたは４Ｔ４Ｓ、を使ったり、あるいは高次の共有トランジスタで画素を構成する。明らかに、これらの回路はパッケージの寸法を大きくし、より多くのパッドを追加する。さらに、より高いクロック周波数で信号を使う場合、増幅器またはレギュレータ、ノイズ低減のためのいくつかのコンデンサおよび信号に整合するいくつかの抵抗を有するドライバを使用するのが望ましい。そのような電子回路（ドライバ）はパッケージまたはシリコンのスペースを大きくするので、ほとんどの場合、パッケージＣＭＯＳの外部に、あるいはシリコン構造における追加の層として作られる。

ＣＭＯＳの対角線が１．０ｍｍよりも小さい場合、ドライバに画像処理の一部を持たせることもできる。例えば、相関二重サンプル（ＣＤＳ）ユニットや画像生成に必要な他の機能はこれまでパッケージされたＣＭＯＳセンサ自体の中に作られていたが、これらをドライバの外部に、あるいは画像処理ユニットに移すことができる。その場合、ＣＭＯＳセンサには信号を提供したり、ＣＭＯＳから生の信号を送り出すのに必要な最小の回路のみを設けたりすることになる。さらに、このドライバにはＣＭＯＳを動作させるクロック信号を整合させるため、および信号を画像処理ユニットに送り出すために必要な最小コンポーネントのみを設けるので、画像処理ユニットは生の信号を処理して画像信号に変換するために必要な全ての回路とコンポーネントを有することになる。

このように、ＣＭＯＳセンサはフォトンを電子に変換するほぼ純粋なイメージセンサとして動作し、そのサイズは非常に小さい。ドライバも必要最小限のコンポーネント（１個または２個、時には０個になることもある）しか含まないので、新しいパッケージされたＣＭＯＳビデオカメラの全体寸法は非常に小さくなる。別の解決すべき問題はＣＭＯＳ構造に関わるパッドの数と、ＣＭＯＳを動作させる信号を提供し画像処理ユニットに送り出すためのケーブル（全てのワイヤを含む）である。一般的な手法で使われるワイヤにはいくつかある。例えば、ソニー製のＣＣＤ（例えばＩＣＸ２５６、ＩＣＸ２５７またはＩＣＸ４２１）では以下の表１に示すように１０個のパッドがある。

ＩＣ−Ｍｅｄｉａ製ＩＣＭ１０５Ａ ＣＭＯＳの場合、４８個のパッドがある（表２）。

別の例において、Ａｇｉｌｅｎｔ製ＡＤＣＭ１６５０−３０１１の場合、１８パッドある（表３）。

対角線が１．０ｍｍより小さい固体イメージセンサにおいては、多数のパッドのためのスペースが十分ではない。そこでこの問題を解決するために、できるだけ少ないパッド数（理想的には１パッド）を設定する必要がある。同じパッドを使って複数の信号を多重送信することによって、全ＳＳＩに対してわずか４個のパッド、時には３個のパッドで済ますことが可能である。

イメージセンサの領域をできるだけ小さくするもう１つの方法は、電圧による手法の代わりに電流による手法を使ってイメージセンサの出力画像信号の送出方法を変えることである。この方法によれば外部ドライバは整合ステージ回路を含まなければならない。この方法の利点は、増幅に伴うノイズのフィルタリングが改善することと、ビデオプロセッサ制御のレギュレータを使ってビデオ信号の低下を補償することにより、より長い距離に渡ってビデオ信号の送信が可能となることである。

ＳＳＩの寸法を低減する別の方法は２つの機能、すなわち画像を取り込み、それを送信する機能、を有するコンポーネントをシリコン上に設けることである。図２５は本発明の実施例を示す概略図である。図においてシリコンチップ３４１の上にはイメージセンサ（またはＳＳＩ）３４２、ビデオ送信機３４３およびトランジスタ３４４が形成されている。電圧ソース３４６はチップ３４１にワイヤ３４５を介して電源を供給する。またＡ／Ｄ変換器３４８、デジタル信号プロセッサ３４９およびビデオエンコーダ３５０から成る外部ユニット３４７にも接続されている。このチップは次のように作動する。
１．第１段階：イメージセンサ３４２が画像を取り込み、それをラッチする。
２．第２段階：ビデオ送信機３４３が画像を送信し、その間チップの残りの部分は静止してノイズを発生することはない。

ワイヤモデル３４５は通常ワイヤまたは、この例では印刷回路技術および／または正確な容量と抵抗を求めるためにレーザートリミングを使って作ることができる。実際にはビデオ出力用にワイヤがないので、ビデオ送信機３４３が電流だけを通すトランジスタ３４４に接続されている。ビット列である動画をビデオ送信機３４３からトランジスタ３４４に送り出すことにより、電流信号が生成され、これが電圧ソース３４６上でノイズに変わる（特にそれが明らかに抵抗を有している場合）。電源の電圧を測定することによって、チップ内のビデオビット列を求めることができる。ビット列の生成はノイズのチャンネル挙動に一致するまで望みの速さまで遅くすることができる。従って本発明によれば、単純で効率的にしかもできるだけ少ないパッド数を使ってチップから情報を送出できる。

図２８は本発明による可視化プローブに使用される０．７ｍｍ×０．７ｍｍのＣＭＯＳの実際の正面（上部）図および背面（底部）図を示す。当業者には明らかなように、センサの前面に形成された回路から、センサに電源を供給しそれからビデオ信号を受け取る外部コンポーネントまでの電気的接続はシリコン貫通電極（ＴＳＶ）技術を使っておこなわれる。このシリコン貫通電極技術では、小径の穴を、シリコンを貫通して設け、その貫通穴に導体を通す。ＴＳＶ技術を使うことによってセンサの全体寸法を増やすことなく導体を垂直に配線できる。図２８の底部の図に示されるように、センサのシリコン基板の裏側は配線パターンが形成されており貫通電極の底部と、ボールグリッドアレイ（ＢＧＡ）または ライングリッドアレイ（ＬＧＡ）接続のいずれを採用するかによって、導体ボールまたはパッドとを電気的に接続できる。図２８は４個のパッドを示しているが、多重送信を使ってパッド数を３個に減らせることは容易に理解できる。

図２８に示したセンサは上述した電流を使う方法を採用している。４つのパッドはそれぞれ：電圧Ｖｄｄ、接地電位Ｖｓｓ、シャッタータイミングＳＨＴＲおよびビデオ信号出力電流ＰＯＵＴである。ＳＨＴＲはシャッター時間、すなわち画素の電荷を集める時間、を調整することができる。しかし多くの場合、このパラメータは変える必要はなく、所定の値を決めてシリコン上の回路に設定することができる。この場合パッド数は３個という少ない数に低減できる。実際、ビデオ信号を出力し多重送信するこの電流を使う方法であれば、パッドの数を２個に減らすことが理論上可能である。

これらの解決方法、すなわち電流ビデオ信号とＴＳＶ、によれば、このカメラに組み込まれる内視鏡装置の外径は非常に小さなものとなる。内視鏡装置の外径を小さくする理由はこの装置が小さな径の開口部または溝を通過できるようにするためであることに留意されたい。一般的に円形の開口部が考慮の対象とされているが、場合によってはほぼ楕円形の開口もある。そのような場合、矩形のセンサを使用できる。また可視化プローブの先端部を楕円形にして開口部によりうまく合わせながら、しかも全ての必要なコンポーネントを収容するに十分な内部スペースを確保することもできる。

図１１は、４個の電気信号用パッドを有しパッケージを含め７００μｍ×７００μｍサイズの固体イメージセンサの概略構成を示す。この場合、アクティブ領域は５００μｍ×５００μｍよりも小さい。ＳＳＩは異なるサイズの画素セルで製作できる。例えば、２．２μｍ×２．２μｍ画素セルの場合、５０１７６（２２４×２２４）画素セルを含む；１．７５μｍ×１．７５μｍ画素セルの場合、８１２２５（２８５×２８５）画素セルを含む；１．４μｍ×１．４μｍ画素セルの場合、１２７４４９（３５７×３５７）画素セルを含む；また ０．９μｍ×０．９μｍ画素セルの場合、３０８０２５（５５５×５５５）画素セルを含む。

図１２は図１１の固体イメージセンサの画素を示す。イメージセンサには、画素とマイクロレンズを覆うガラスを設けることができるが、ガラスカバーの代わりに０．５〜１．２μｍの表面コーティング（ポリマー）層を使うこともできる。

本発明者が知っている医療機器用の全てのビデオカメラは、業界で前面照明（ＦＳＩ）技術として知られているものを利用している。この技術はＣＭＯＳ画像取込み装置を製作する技術である。図２７ＡはＦＳＩ ＣＭＯＳカラーセンサの画素の概略を示す。色は業界でベイヤーフィルタとして知られるものを使うことにより作る。ＦＳＩセンサにおいて、アクティブ領域１４６を有するフォトダイオード１４８はシリコン基板に形成される。アクティブ領域の上には電子コンポーネントと金属配線からなる電気回路層１４４が形成されている。この電気回路層の上には赤、緑、青のカラーフィルタ１４２Ｒ，１４２Ｇ，１４２Ｂが配置され、それらフィルタの上にはマイクロレンズ１４０が配置される。この種の構造には多くの欠点がある。そのうちで最も明らかなものは、図２７Ａから容易にわかるように、入射光の少なくとも一部が層１４４内の電気回路の素子に当たって、アクティブ領域１４６に届かないかあるいは隣接するフォトダイオードにそれてしまう。光が届かない場合では、十分な光がフォトダイオードに入らないことになり、また光がそれる場合では、ボケた画像が記録されることになる。これらの問題に対する最も簡単な解決策は、照明の量を増やし、および／または画素の断面積を大きくしてマイクロレンズからフォトダイオードに光が「自由通過」するための空間を増やすことである。これらの解決方法はいずれも本発明の目的に合致するものではない。なぜなら前者の解決策では、より多くのまたはより大きな径のオプティカルファイバーやＬＥＤを収容するためにプローブの直径を大きくしなければならない。後者の解決策ではセンサの径を大きくしなければならないか、画素の総数を減らさなければならず、画像の解像度に影響を与える。

ＦＳＩ構造に関わるこれらあるいは他の問題を克服するために、本発明は背面照明（ＢＳＩ）として知られる、画素製造の比較的新しい技術を利用することを提案する。ＢＳＩ画素はＦＳＩ画素とは構造が大きく異なり、この構造の違いによってフォトダイオードが１００％光を集めることができる。図２７ＢにＢＳＩ構造の概略を示す。ＢＳＩ画素において、電気回路層１４４とフォトダイオード１４８の順序はＦＳＩ画素とは逆になっており、マイクロレンズ１４０に入射する全ての光は屈折してカラーフィルタを通過し対応するフォトダイオードのアクティブ領域１４６に直接到達する。

ＢＳＩ画素が必要な光はＦＳＩ画素よりも大幅に少ないので、ＦＳＩ画素よりもはるかに感度がよい。さらにＢＳＩではメタライゼーション層のコンポーネントによる光の拡散がないから、ＦＳＩ画素と比べて大幅に正確な色を得ることができる。さらに重要なことは、ＢＳＩは同じ光量に対してＦＳＩよりもはるかに多くの画素を同一領域上に作ることを可能とすること、あるいはＦＳＩ画素を使ったイメージセンサと比較してその性能に影響することなくイメージセンサの領域をより小さくできることである。医療機器の場合、ＢＳＩには大きな利点がある。それは画像品質を落とすことなく医療機器の径を小さくできることである。従ってＣＭＯＳセンサおよび／またはＳＳＩは、設計と構造を変えて新しい条件に最適な光学素子を加えることで、寸法と画質の点で最適なビデオカメラを生み出すことができる。

本発明の１つの特徴的構成は、プローブが医療機器に接続できることである。従ってこの実施例によれば、再使用可能な医療機器を提供できる。すなわち消毒して後の手術にまた使える医療機器を提供でき、可視化プローブは使い捨てとすることができる。これは、本発明による可視化プローブの製造方法を採用することで達成できる低コストによって可能となる。

別の特徴的構成では、本発明は最大外径１．１μｍのイメージセンサ付き可視化プローブを収容するソケットまたは管路を有する医療機器に適用される。そのような医療機器において、ソケットにはプローブで生成された信号を受け取ってそれらをディスプレイに送る信号転送コネクタが設けられている。

ここで使われている「医療機器」という用語は、人体または動物の体に手術を積極的におこなう装置だけでなく、診断用のみに使われる装置および治療および／または薬を投入するための装置をも指している。本明細書においては、動物や人の体にある自然の開口部または切開した開口部に導入される装置であればどのようなものでも医療機器の範疇に入る。そのような医療機器としては例えば次のようなものが含まれる：内視鏡；はさみ；外科用メス；腹腔鏡；伸縮自在、半伸縮自在、半剛性、または剛性単一／多管腔チューブ（またはパイプ）であって、治療施術に使われるもの、またはそれを介して他の器具を挿入・引き出しするときに人体を保護するために使われるもの；バネ；棒；組織端同士を近置したり、組織を切開および封止するための器具；対象物を焼いたり、凝固させたり、あるいは破壊するための器具；栄養補給、物体や物質を案内、排出あるいは送達する器具；ガイドワイヤ、鉗子、モニタリングおよび／または診断器具；無線生体内器具等。

本発明はさらに、上述したように、医療機器とプローブとを組み合わせたものも含む。例えば、固体イメージセンサを可視化プローブの先端に取り付け、そのプローブを医療機器の表面に取り付けることができる。

図３Ａは一般的なタイプの内視鏡装置の概略図を示す。これらは様々な医療用途に使うことができる。この装置には取扱い部（図３Ｂ）が設けられており、それには先端部３２（図３Ｃ）付きの長尺部３１が取り付けられている。その拡大図が図３Ｄに示される。先端部３２は固定されていてもよいし、図３Ｅのように、折り曲げ可能部材３３につないでもよい。

図４Ａ〜４Ｃは図３Ｃ〜３Ｅの先端部３２の３つの選択可能な形態を示す。図４Ａに示された先端部４１は、工具を導入したり液体や気体を供給／抽出したりするための作業用管路４２を有する。可視化プローブ４３はソケット（図示せず）に収容される。同様に、図４Ｂの先端部はもっと大きくて、可視化プローブ４３の他に３つの作業用管路４４，４５，４６を有する。図４Ｃにおいては４つの異なる作業用管路４４，４５，４６，４７が設けられている。

図４Ａ〜４Ｃに示した例では、カメラ用の照明源は示されていないが、照明源は照明ファイバー、１つまたは複数のＬＥＤやＶＣＳＥＬあるいはマイクロＬＥＤを、作業用管路を通すことで、あるいは器具の一体的な一部として先端面に取り付けることで実現できる。例えば図４Ａでは、１つの作業用管路と、カメラと光のための管路が設けられているが、この構成はソケット４３内の対物レンズの周りにオプティカルファイバーのリングを設けることで実現できる。例えば、ソケット４３内に挿入したカメラヘッドは、寸法０．７ｍｍのセンサと１．４ｍｍ径の一体型光リングで構成できる。

ここで使ったマイクロＬＥＤという用語は直径５〜５０μｍのＬＥＤを指しており、これより大きいＬＥＤから区別するために使用した。マイクロＬＥＤは普通十分な光を出すために配列されて、カメラ周りの小さい「空の」空間に嵌められる。それによって本発明のカメラが取り付けられた可視化プローブまたは他の医療機器全体の直径をできるだけ小さくすることが可能となる。

図５Ａは外科用はさみの概略図である。はさみの２つの刃の間にあるソケットには上述したような可視化プローブが収容されている。執刀医がはさみを使うとき、医療機器の本体を通ってソケットまで達するデータ線を介して画像が画像処理ユニットとディスプレイに送られるので、執刀医は工具の先端で見えるものを見ることができる。図５Ｂは可視化プローブを取り付けた手術用鉗子の概略図である。図５Ｃは、図５Ｂの鉗子のあごの間の領域を拡大した図であり、カメラヘッドの対物レンズを囲む輪を形成するように配置されたマイクロレンズ配列を示す。

切開した穴または自然の開口部、特に３ｍｍ未満の狭い開口部を介して患者にできるだけショックを与えないようにして効率的に操作できるようにするために、工具は入り口と様々な通路をうまく通過できるような関節部が必要である。そのような関節部はつながりを保持する十分な柔軟性を持ちながら、他方で（壊れることなく）回転するのに十分な剛性がなければならない。関節部が直線位置から完全曲がり位置まで急な動き（跳び）なしに滑らかに移行することが必要である。そうでなければ、操作中に関節部が組織をひどく傷つけてしまうかもしれない。さらに、工具が導入された体内の腔または内部器官の内部が曲がっているため、短い関節を考える必要がある。例えば、上部／下部消化器官手術用の柔軟性のある内視鏡、気管支鏡または尿道鏡のほとんどは、そのような操作を可能にする関節部（長さ：２０ｍｍ〜１２０ｍｍ）を有している。従って、背骨（関節）部は必要な柔軟性と剛性を得るために０．３ｍｍ〜１．５ｍｍの壁厚の数個の接合環で構成する。曲げ半径は普通１０ｍｍ〜６０ｍｍである。代表的な直径が０．８ｍｍ〜２ｍｍの強い蝶番は工具と関節部の回転時に剛性を与える。接合環の数は曲げ半径を決定する。曲がり部分の全体的な直径および壁厚は柔軟性／剛性および力に対する抵抗を生み出す。これらの接合環は別々に作られるので、個々の接合環の最終角度、壁厚および２つの接合環をつなぐ蝶番が、（上／下方向）最終曲げ半径と最大角度をつけるために加えるべき力を決定する。接合環で滑らかな弧を作るには、関節部はかなりの数の接合環を持たなければならず、そうなると多くの部品、相当な組み立て時間が必要となり、全曲がり部分を弱くしてしまう可能性があることは明らかである。

１ｍｍ〜３ｍｍの小さな自然の開口部あるいは切開した開口部の場合、そのような関節部構成を使うことはできない。曲げ半径が１５ｍｍ未満、場合によっては３ｍｍ未満の短い関節部を提供しなければならない。また、その関節部に使う接合環は壁厚を薄くし、蝶番を除外したものとなる。なぜなら非常に小さな直径の場合、蝶番のサイズまたはその弱さのために蝶番は接合環の断面を塞ぐからである。さらに、サイズが小さいために、太いケーブルを使うことはできない。従って最大角度をつけるために加える力はかなり小さいものとなる。

そのような背骨部を組み立てる際に遭遇するいくつかの問題は次の通りである。標準的な大口径内視鏡のように従来技術のコンセプトが使用される場合、大きな接合環（直径３．２ｍｍ〜１０ｍｍ）と蝶番（直径０．８ｍｍ〜２ｍｍ）とを組み立てるのは容易な作業である。しかし、接合環が小さく（直径１ｍｍ〜３ｍｍ）なると、組み立ては不可能ではないにしても困難な作業となり、当然精度を欠き、いくつかの工具が必要になるだけでなく、同一関節部を製作するために毎回精密な検査も必要となる。

これらの問題を克服するために、蝶番なしで一体型に構成し、望みの形状（円、楕円あるいは他の不定形形状）に曲げられる関節部を発明した。２方向に曲げられる関節部の一例を図１６〜図１８Ｂを参照して説明する。

この実施例において関節部全体が、厚さが例えば０．０４ｍｍの１つの板２２６から構成されている。それぞれの接合環は電磁的または機械的装置によって精密に切断されて、２列に並ぶ複数突出片２２８が背骨２３０から外部に突出するように配列・形成されている。本発明を制約するものではないが適切な方法の例としては、レーザー、パンチ、プラズマ、超音波、ワイヤなどがある。接合環の寸法は：
ａ．全関節部の曲げ半径
ｂ．柔軟性
ｃ．最大関節部角度（上／下最大曲げ）
ｄ．剛性（全ての接合環に沿った背骨による）

その後、突出片２２８は曲げられて個々の接合環（脊椎骨）２３４を形成し、これらが関節部を構成する。一体型関節部は１ステップで、あるいは形状がより複雑であればそれ以上のステップで、望みの形状に曲げられる。

図１７は１つの接合環の概略形状を示す。図からわかるように接合環２３４は背骨２３０の一方の側の突出片２２８を半円形状に上側に曲げ、背骨２３０の他方の側で最初の突出片と向き合う突出片２２８を半円形状に下側に曲げる。突出片の「自由」端は、用途に応じて溶接して周囲を連続させるか、あるいは接合させないままにしてもよい。この実施例において、図に示すように関節ケーブル用ガイド２３２が３つの突出片２２８毎に形成されている。関節ケーブル用ガイド２３２を加えた結果、関節部は電源および信号ケーブルを通すことのできる開いた「窓」を有するが、これは用途により作業用管路としても機能する。

関節部全体が曲げられた状態のものを図１８Ａに、直線状態のものを図１８Ｂに示す。本発明の接合環の典型的な寸法は、柔軟性、最小曲げ半径、剛性および最小長さを保持しながら入手可能な他のどんな接合環よりも小さくできる。例えば、０．０４〜０．０５ｍｍの壁厚の場合、関節部は、最小直径は１ｍｍ、最小曲げ半径は２ｍｍ、最小曲げ角度は０度（直線状態）から両方向に２７０度の完全曲げ状態までを確保できる。そのような関節部の最小長さは１つの接合環の長さであり、それは曲げ角度と必要とされる柔軟性によって０．５ｍｍ〜２５ｍｍの範囲である。従って一体型関節部は以下の条件を満たす。
１ｍｍ＜脊椎骨の直径＜３ｍｍ
曲げ角度±２７０度
０．０４ｍｍ＜壁厚＜０．５ｍｍ
０．５ｍｍ＜１つの接合環の長さ＜２５ｍｍ

図１９Ａと図１９Ｂは複数の環状片から成る関節部の一例の概略を示す。複数の環状片は、それぞれの中心を通り軸方向に配置された細長くて柔軟性のあるプローブのコンポーネントに取り付けられており、このコンポーネントが隣接する環状片間の距離を一定に保ち且つ隣接環状片を互いに接続するヒンジとして作用する。この実施例において、金属またはプラスチック製の個々の環状片３４は図１９Ａに示すように形成されている。環状片３３４は作業用管路３３６、カメラケーブル、またはプローブ全長を通る類似のコンポーネントに溶接または接着で直接取り付けられている。環状片３３４には２つまたは４つの穴３３８が設けられており、その穴に関節ケーブルを通すことにより関節が２方向あるいは４方向に曲げられるようになっている。

図１９Ｂは本実施例の全関節部を示す。複数の環状片３３４は中心の作業用管路３３６に取り付けられている。関節ケーブル３４０は穴３３８と中空チューブ３４２の中を通っている。中空チューブはケーブルが引っ張られたときに関節部がつぶれないように機能する。本実施例の関節部の利点は、薄い壁の作業用管路が常に関節部の軸位置に保持されているため曲げ作業中に作業用管路がよじれるのを防止できることである。図１９Ｂに示した関節部は使い捨てタイプの径２．８ｍｍのプローブ用に設計されたものである。

図２０Ａ〜図２０Ｄは本発明の小径プローブに使用するのに適した関節部の別の実施例の概略を示す。この実施例において、全挿入部は単一の金属、例えばステンレス鋼またはニチノール製、のバネ４４０で作られており、従来のゴムチューブ（図示せず）で被覆されている。バネの先端部近くにおいて、図２０Ａに示すように、バネの一部を伸ばすことで隣接コイル間にスペースを設けて関節部を作っている。

図２０Ｂはバネの先端部に「ねじ込まれた」２つのプラスチックインサート４４２を示す。このインサートはバネ先端部が曲げられたときに、元に戻せないほどよじれてしまうのを防止する。図２０Ｂに示すように、インサート４４２には、外表面上に長手方向のケーブルガイド４４４と４つの半径方向突起４４６が形成されている。半径方向突起４４６はバネ４４０のコイルの間に（図２０Ｃの拡大図に示すように）嵌って関節部が曲げられたときに隣接インサート４４２が離ればなれにならないようにする。さらにインサート４４２にはその一端に２つのほぼ半円形状突起が、また他端には突起に合致する２つのほぼ半円形状凹部が突起に対して９０度の角度で配置されている。関節部が組み立てられるとき、隣接するインサート４４２は互いに９０度だけずれるように回転させており、１つのインサートの突起が隣接するインサートの凹部に嵌って接合面を作り、関節部が曲げられたときにその接合面に沿ってインサート／背椎骨が旋回するようになっている。

図２０Ｄはゴム被覆を除いた状態の完全に組み立てられた関節部を示す。バネの先端を除く基部側の部分、すなわち関節部の長さは大抵の場合、図示されたものよりもはるかに長く、プローブの挿入部分の長さに等しい。曲げ操作ケーブルを２本または４本使うかによって、本実施例の関節部は２方向または４方向曲げに適応できる。

小さなプローブを設計する際に考慮しなければならないもう１つの点は、先端、すなわち手術／内視鏡の工具／器具の先端部分の長さと直径である。解剖学的構造上の制約のため、（自然のまたは切開した）穴に入れる内視鏡工具の基本的条件の１つは患者に与えるショックをできるだけ小さくすることである。器官を傷つけないためあるいは器官をスムーズに通過させるために工具の最初の部分、つまり先端はできるだけ短くしなければならない場合が多い。例えば、総胆管の場合、堅い部分の長さが８ｍｍ以上であれば傷つける可能性がある。先端部分が１０ｍｍ以上の長さであれば危険である。別のケースとして例えば腎臓の場合、先端の堅い部分の長さは最大７ｍｍと考えられている。

上記の０．７ｍｍ×０．７ｍｍのＣＭＯＳセンサ、０．６２５ｍｍ×０．２８５ｍｍのＬＥＤおよび異なる径の作業用管路または潅注／通気チューブを使えば最小径の先端部分が得られる。先端部分の径をさらに小さくするには、様々な形状のマイクロＬＥＤ配列を使い、先端の開いた領域をもっと効率的に埋めることで可能となる。マイクロＬＥＤの典型的な最大寸法は１５〜５０μｍである。

先端部分の一例の前面図と側面図を図２１に示す。これはカメラヘッド、ＬＥＤ、ＶＣＳＥＬまたはマイクロＬＥＤ配列の照明源を使用したもので、直径１．５１ｍｍ、長さ３ｍｍである。

別の先端部分の例を図２２に示す。これは直径１．９９ｍｍ、長さ４ｍｍでカメラヘッド、ＬＥＤ、ＶＣＳＥＬまたはマイクロＬＥＤ配列、通気用管路および潅注用管路を使用している。

先端部分の第３例の前面図と側面図を図２３に示す。これは直径１．９９ｍｍ、長さ４ｍｍでカメラヘッド、ＬＥＤ、ＶＣＳＥＬまたはマイクロＬＥＤ配列、潅注用管路および空の作業用管路を有している。空の作業用管路は、他の工具の導入のため、あるいは給電用ケーブルを必要とする風船、鉗子、超音波発生器など追加固定アクセサリー導入のために使うことができる。

先端部分の第４例を図２４Ａと図２４Ｂに示す。この先端部分は血管内視鏡を使った手術をおこなうためのカテーテルに取り付けられる。図２４Ａは正面図で、カメラヘッド９０、照明源９２および作業用管路９４が示されている。側面図２４Ｂからよくわかるように、カテーテルを挿入するときに管腔の損傷を防ぐために先端が透明な凸状、すなわち半球状、のカバー９６で覆われている。カバー９６には作業用管路の上に開口９８が設けられている。先端部分の基端には電源ケーブルコネクタ１００がある。カバー９６の最大外径は先端部分の最大外径と等しいかそれ以下である。センサは上記の０．７ｍｍ×０．７ｍｍセンサである。カメラヘッド９０の径は１．１ｍｍである。照明源は直径が０．２５ｍｍのオプティカルファイバーまたはＬＥＤ、あるいはマイクロＬＥＤ配列を使うことができる。作業用管路の直径は０．３ｍｍ、先端部全体の径は１．７５ｍｍ、その長さは実施例によって２．５ｍｍ〜４ｍｍである。

もっと小さいセンサ、例えば０．５ｍｍ×０．５ｍｍ以下のＬＥＤ、ＶＣＳＥＬまたはマイクロＬＥＤ配列を使えば先端部分の直径はさらに０．３ｍｍだけ小さくできる。

上述の例は以下の条件を満たしている：
１．０ｍｍ＜先端部分の直径＜２．８ｍｍ
２．５ｍｍ＜先端部分の長さ＜４ｍｍ

工具の先端部分の全長を減少させる主要課題は、工具を構成する個々のコンポーネントの長さを減少させることと捉えることができる。例えば、内視鏡工具の場合、先端部分は固体イメージセンサ、対物レンズ、電子部品、ケーブル、おおい等を含む。固体イメージセンサと対物レンズは先端部分の全長に影響する。従って、これらのコンポーネントの長さを小さくすることは先端部分の長さを直接的に縮める。１つの選択肢はＳＳＩのパッケージを削除することである。これによってＢＧＡパッケージまたはウェーハーレベルパッケージ（ＷＬＰ）の場合サイズは削減される。もう１つの選択肢は前述したシリコン貫通電極（ＴＳＶ）を使って、ＳＳＩに電源を送ったりＳＳＩに信号を送受信するケーブルに貫通電極を直接に接続したりする方法である。更なる選択肢は、図６に示すように、イメージセンサのパッドからケーブルに（中間層を介してあるいは介さないで）直接にワイヤボンディングする方法である。

図６は本発明による内視鏡の先端部分の概略を示す。先端部分の外側の覆い８１の一部を取り除いて内部を示す。覆い８１の内側には、光学組立体８２がセンサ８３の前に取り付けられている。この例では、センサは支持層８４上の電気接続パッドにワイヤボンディングされている。このケースでは小さなドライバのコンポーネントを支持層８４上に取り付けることもできる。貫通電極を使って支持層８４の上面をその底面に電気的に接続し、さらにそこからケーブル８６のワイヤ８５に接続している。ワイヤは給電したり内視鏡の先端部分から基端側に信号を送ったりするものである。

センサの高さ、すなわち前面から後面までの距離を縮める別の選択肢として、画素（およびマイクロレンズ）を覆っているガラスを削除して、画素を覆うポリマー溶液を使う方法がある。例えば、数μｍの表面コーティングポリマーを使って、センサの高さ（従って先端部分の長さ）を０．０５〜０．５ｍｍだけ低減させる。

本発明のもう１つの目的は対物レンズの長さを低減させることである。この課題は光学性能（ＭＴＦ、被写界深度、ゆがみ等）に関する要求を考慮に入れなければならない。例えば、ある照明条件において球面レンズを使って大きな視野を得るには、対物レンズは絞りを含めなければならない。機械的絞りはある程度の長さがあるのでこの問題を解決しなければならない。機械的絞りを削除する１つの方法は、１つのレンズの１つの表面を金属で被覆し、それをエッチングしてその中に絞りを作ることである。これは基本的に絞りの寸法をなくするものである。対物レンズ長さが２．２ｍｍまたは１．５ｍｍ未満で対応する光学ＭＴＦ（変調用変成機能）を有するそのような構成例を以下に詳しく述べる。同じ原理はＩＲフィルタにも当てはまり、レンズ面の１つにコーティングとしてフィルタを作ることによっても実現できる。これらの方法によれば、１００度のＦＯＶ（視野）を持つ球面レンズを使って長さ３ｍｍ未満の完成対物レンズシステムが得られる。（同じ理論により）８０度のＦＯＶの場合、長さを１．５ｍｍに削減でき、もっと広いＦＯＶを持つシステムでもほんの少し長くなるだけで構築できる。

しかし非球面レンズを使った場合、問題は違ってくる。この場合、８０度未満のＦＯＶの場合先端部分の長さは２．５ｍｍ未満、大きなＦＯＶの場合長さは４ｍｍ未満となる。これらの先端部分はすべて１つまたは２つの非球面レンズを使って実現できる。

図１Ａを参照すると、ＣＭＯＳチップ１が、全体を３で示すエレクトロニクス部品を有する回路基板２上に支持されている。組み立てられると、撮像ＣＭＯＳ組立体は図１Ｂに示すようにコンパクトな形状をしており、ＣＭＯＳ１で生成した信号はコネクタ４を通って他の画像処理装置に送ることができる。また図１Ｂには、ガラス被覆板５が示されているが、上述の通り、必要ではない。

このタイプのコンパクトな構成は、回路基板が付いているものも付いていないものも、同一出願者のＷＯ２００５／００２２１０号（特許文献１）およびＷＯ２００５／１１５２２１号（特許文献２）に詳しく述べられている。従ってここでは簡略のために、これらの組立体の製造については詳しくは説明しない。

図２Ａ〜図２Ｅは光学組立体２０の様々な角度から見た概略図を示す。光学組立体は図２ＡのＣＭＯＳ１に接続されている。

光学組立体２０のレンズ構成を図２Ｆに示す。光学組立体２０は２つのレンズから成り、両方ともガラスまたはポリマーで作られている。図２Ｆにおいて、１１はレンズ１、１２はレンズ２、１３は絞り、１４はＣＭＯＳカバーガラスそして１５はＣＭＯＳのアクティブ領域である。

本例の光学組立体２０の光学機械要素を図９に示す。それらは３つの部分からなる：メインチューブ２２、ＣＭＯＳホルダー２４、およびカバーガラスを含むＣＭＯＳチップ１である。図１０は、図９のレンズ組立体２０の断面図で、図２Ｆにも示されている光学コンポーネントを示す。光学組立体のレンズは次の順序でメインチューブ２２の内部に組み立てられる。最初に、機械的絞り１３をメインチューブ内に挿入し、続いてレンズ２（参照番号１２）を入れる。次に、レンズ１（参照番号１１）をメインチューブ２２の前の部分に配置する。レンズ１は、参照番号１０１で示される例えばＧｌｕｅＥＰＯＴＥＫ３５３または紫外線エポキシ樹脂等の接着剤でチューブ２２に封入される。これは内視鏡を使った手術中に水が侵入するのを防ぐためである。その後、ＣＭＯＳホルダー２４がＣＭＯＳチップ１のカバーガラス上に接着される。そしてＣＭＯＳホルダー２４は焦点調整のためにメインチューブ２２上にねじ込まれる。最後に、光学組立体２０は接着剤で封止される。

前に述べたように、本発明の目的の１つはカメラヘッド内の対物レンズの長さをできるだけ短くすることである。球面レンズに関して対物レンズの長さをできるだけ短くする技術について以下に述べる。明らかに非球面レンズの場合、解決方法はもっと簡単である。なぜなら光学要素の数を減らすことができるので対物レンズ全体の長さを効果的に短くできる。

完成した対物レンズの光学設計はいくつかのパラメータを考慮している。例えば視野（ＦＯＶ）、被写界深度（ＤＯＦ）、画素の寸法、センサの有効領域、および全固体センサカメラヘッドの機械軸に対する対物レンズの光学軸の向きである。説明を単純にするため、２つの軸は一致していると仮定する。一致していない場合は、機械部分および／または組立体のずれを考慮しなければならない。非球面レンズの場合、レンズ用モールドでこのずれを考慮することができる。他のパラメータも設計に影響する。例えば、ゆがみのレベルおよびＦナンバーがある。ゆがみが大きすぎると「魚眼」効果が現れ、またＦナンバーが大きすぎると明るい像を得るためにより多くの照明が必要となる。

次の例では、有効領域４９２μｍ×４９２μｍの０．７ｍｍ×０．７ｍｍ固体センサの場合で１００度のＦＯＶ（視野）とＦナンバーＦ／３．５を持つ短い光学システムを説明する。この光学システムはセンサ８の表面から最初のレンズ６の前面までの対物レンズの長さが２．０５ｍｍ未満という条件を満たすものである。三つ組みの第１レンズ６と２個組みの第２レンズ７から成る光学システムを図７Ａに示す。全ての光学要素の直径は０．８ｍｍである。

図７Ａに示すシステムのＦＯＶ（視野）は、図７Ｂに示す第１レンズ６の第１要素の設計を変えることにより１４０度に拡大することができる。図７Ｂに示す光学システムはＦナンバーＦ／２．５、長さ２．１４ｍｍである。光学要素とセンサの他の全ての寸法は同じである。図７Ｃは図７Ｂの光学システムの変調用変成機能（ＭＴＦ）を示す。

機械的要素の数を低減するためと、そのような寸法においては精度の高い（数μｍの精度を有する）機械的絞りを製作することはほぼ不可能であるため、別の方法を用いて絞りを作る。レンズの１つ、この場合厚さが最小の平面レンズを使い、その１つの面を金属で被覆しエッチングすることで表面に精度の高い絞りを作る。さらにそのレンズの他方の表面を使って、１つのレンズの両表面にコーティングを行うことによりＩＲカットフィルターを実現できる。

上記と同じパラメータを持つように平面レンズをフィルタとして使用して、金属皮膜を形成しそれをエッチングしてレンズの１つの表面に絞りを作ることは、図８に示したように当然可能であるが、今回はセンサ表面から第１レンズまでの対物レンズの長さは１９６ｍｍ未満とした。この場合平面フィルタにはＳｃｈｏｔｔ Ｇｌａｓｓｅｓ製のＢＧ４０を使った。

さらにレンズ長さを短くするために、図１３に示すようにレンズの数を減らすこともできる。この場合、ＦナンバーがＦ／４であることを除いて、前の例と同じパラメータが使われる。この例では、対物レンズはセンサ表面から第１レンズまでの長さ１．４５ｍｍ未満という条件を満たす。さらに、本例の場合、レンズは直接に固体イメージセンサに接着（結合）されている。

もう１つの例では、レンズがＳＳＩに接着されたもの、すなわち図１４に示すように２個組みレンズで構成される。この例ではレンズ全体の長さをさらに縮めることができ、センサ表面から第１レンズまでの対物レンズの長さ１．３８ｍｍ未満という条件を満たす。

図１４のレンズシステムで得られる変調用変成機能（ＭＴＦ）を図１５に示す。この図においてＭＴＦは、可視バンドにおいてＭＴＦ＠８０ペアライン／ｍｍが０．７８よりも大きいという条件、また可視バンドにおいてＭＴＦ＠４０ペアライン／ｍｍが０．９よりも大きいという条件をいずれも満たしている。

上記の全ての例において、機械的絞りを排除してレンズに金属皮膜を形成しその中に「絞り」または「穴」をエッチングすることにより光線を固体センサまで伝播させることで、短い対物レンズを製作できるということが示された。以上においてレンズの異なる構成を例として説明し、最後に説明したシステムのＭＴＦを計算で求めた。これによりそのようなシステムのＭＴＦは効率的であり且つ固体イメージセンサを使った小さなビデオカメラに使用できることが示された。さらに、ＦＯＶ＞１００度という条件を満たす対物レンズシステムの場合、以下の表４に示されるパラメータが対物レンズの最小長さを満たすことも示された。

同じ理論と同じ設計コンセプトがもっと狭い、例えば６０度または８０度のＦＯＶを有するレンズ組立体にも当てはまる。６０度のＦＯＶの場合、レンズ要素の数は低減できる。すなわち要素の数は（ＭＴＦのレベルによって）２〜４個に低減され、同時に対物レンズの最大長は２個組みレンズを何個使うかによって０．７ｍｍ〜１．６ｍｍの範囲になることは容易に理解できる。また狭いＦＯＶのレンズ組立体の場合、金属皮膜とエッチングのコンセプトを使って絞りを形成した。

本発明の最後の特徴的構成はカメラヘッドの構造、すなわち対物レンズの光学組立体をセンサに取り付けたことである。フォトダイオード、マイクロレンズ、および時にはセンサの関連電子部品が公知の方法を使ってシリコンウェーハ上に形成される。マイクロレンズの上面は透明なポリマー層またはカバーガラスで覆われる。ウェーハには貫通穴が開けられ、貫通穴は導電材で埋められ、ボールグリッド組立体が各センサの底面に形成される。その後レンズは、ウェーハがチップに裁断される前あるいは後に、図９と図１０を参照して説明したように、人の手によってセンサの上面に取り付けられる。

対物レンズ組立体を作りそれをセンサに取り付ける別の方法で、はるかに効率的な方法は、最近開発したウェーハレベルオプティックス（ＷＬＯ）という方法がある。この方法は関連する作業を低減することによってカメラ全体の価格に影響を与える。ＷＬＯ技術においては、レンズ要素のネガティブモールドを、薄いガラス（または透明なポリマー）基板の表面に拡散した透明ポリマー層に押し付け、モールドを取り除き、ポリマーを硬化させることによってレンズを製作する。レンズはガラス基板の１つの面または両面の上に作ることができる。またその基板とレンズの正確な厚さ、またレンズ要素の曲率や必要に応じてレンズ要素の光学軸のずれまでもが、上記の例で説明したように光学設計によって決定される。

ガラス基板は、好都合にもセンサがその上に作られるシリコンウェーハと同じサイズと形状に作られる。レンズ要素が作られるガラス基板上の位置は、シリコンウェーハ上のセンサの位置に正確に一致する。レンズが硬化した後、必要に応じスペーサを使ってレンズ間を所定距離に保持させた状態で、それらガラス基板をウェーハ上に重ねる。次に、ウェーハとガラス基板を注意深く一致させてエポキシあるいは公知の方法を使って接着させる。最後に、単一の８インチのシリコンウェーハを裁断しておよそ４０，０００個の０．７ｍｍ×０．７ｍｍカメラヘッドを作る。

図２６Ａはウェーハレベルオプティックス法を使って製作した完成カメラヘッドの断面の概略図である。図に示されているものは、ガラス基板６６の両面に形成されたレンズ要素６２、６４から成る第１レンズ６０；スペーサ６８；ガラス基板７２上に形成された第２レンズ要素７０；エポキシと上面被覆層７４；シリコン７８の上面の画素アクティブ層７６；およびボールグリッド組立体８０である。図２６Ａに示すカメラヘッドは直径１．１ｍｍ、ＦナンバーＦ／３．５および視野１４０度を有する。図２６ＡのカメラヘッドのＭＴＦは図２６Ｂに示す。

本発明の目的、つまり非常に小さなカメラヘッドとそれを収容する使い捨て可視化プローブは上述の技術を活用することによって達成された。すなわちイメージセンサの出力ビデオ信号、シリコン貫通電極、背面照明画素構造およびウェーハレベルオプティックスを組み合わせた方法を使って達成された。さらに、これらの技術の組み合せによって、１ｍｍ以下のカメラヘッドを大量に且つ低コストで製作できるようになった。

当業者には明らかなように、上記の全ての説明や実施例は例として示したものであって、本発明をいかなる形であっても制約するものではない。本発明の１ｍｍ以下のプローブを使えば、様々な多くの手術工具を製作できる。また本発明によれば、工具を使う手術内容に応じて、適切な様々な位置においてプローブを受け入れるためのソケットを有する各種手術工具を製作することが可能である。従って、本発明は特に直径３．２ｍｍ以下の医療機器で形状、プローブの位置やその用途に制約されない新しい世代の医療機器への道を開くものである。また、ハウジングなしでプローブを「配置」したり、あるいは工具内にハウジングを既に有するプローブを配置したりすることもできる。

Claims (40)

1. 対物レンズ組立体と固体イメージセンサ（ＳＳＩ）とから成るビデオカメラヘッドであって、前記固体イメージセンサは出力ビデオ信号を生成する固体撮像素子とその回路とを有し、
   前記ＳＳＩは、ビデオ信号が前記ＳＳＩから送信され、４個以下の電気的に接続するパッドにより、電源が前記ＳＳＩに供給されるように構成され、
   前記ビデオカメラヘッドの最大外径が１．４ｍｍ以下であることを特徴とするビデオカメラヘッド。
2. 請求項１のビデオカメラヘッドにおいて、前記対物レンズ組立体はウェーハレベルオプティックスを使って作られる。
3. 請求項１のビデオカメラヘッドにおいて、前記出力ビデオ信号は電流によって搬送される。
4. 請求項１のビデオカメラヘッドにおいて、前記電気的に接続するパッドと前記固体撮像素子と前記回路との間の電気的接続はシリコン貫通電極によって実現する。
5. 請求項１のビデオカメラヘッドにおいて、固体撮像素子の感光素子は背面照明技術を使って実現される。
6. 照明手段と、対物レンズ組立体と、出力ビデオ信号を生成する固体撮像素子とその回路から成る固体イメージセンサ（ＳＳＩ）と、から構成される可視化プローブであって、
   前記ＳＳＩは、ビデオ信号が前記ＳＳＩから送信され、４個以下の電気的に接続するパッドにより、電源が前記ＳＳＩに供給されるように構成され、
   その最大外径が２．８ｍｍ以下であることを特徴とする可視化プローブ。
7. 請求項６の可視化プローブにおいて、前記対物レンズ組立体はウェーハレベルオプティックスを使って実現される。
8. 請求項６の可視化プローブにおいて、前記出力ビデオ信号は電流によって搬送される。
9. 請求項６の可視化プローブにおいて、前記電気的に接続するパッドと前記固体撮像素子と前記回路との間の電気的接続はシリコン貫通電極によって実現される。
10. 請求項６の可視化プローブにおいて、前記固体撮像素子の感光素子は背面照明技術を使って実現される。
11. 可視化プローブを有する医療機器であって、前記可視化プローブは照明手段と、対物レンズ組立体と、出力ビデオ信号を生成する固体撮像素子とその回路から成る固体イメージセンサ（ＳＳＩ）と、から構成され、
    前記ＳＳＩは、ビデオ信号が前記ＳＳＩから送信され、４個以下の電気的に接続するパッドにより、電源が前記ＳＳＩに供給されるように構成され、
    前記医療機器の最大外径は３．２ｍｍ以下であることを特徴とする医療機器。
12. 請求項１１の医療機器において、前記対物レンズ組立体はウェーハレベルオプティックスを使って実現される。
13. 請求項１１の医療機器において、前記出力ビデオ信号は電流によって搬送される。
14. 請求項１１の医療機器において、前記電気的に接続するパッドと前記固体撮像素子と前記回路との間の電気的接続はシリコン貫通電極によって実現する。
15. 請求項１１の医療機器において、前記固体撮像素子の感光素子は背面照明技術を使って実現される。
16. 請求項１のビデオカメラヘッドにおいて、前記対物レンズ組立体の長さは２．０ｍｍ以下である。
17. 請求項１のビデオカメラヘッドにおいて、前記ビデオカメラヘッドは前記対物レンズ組立体の１つのレンズの１つの表面に金属皮膜を形成し、それをエッチングして形成した絞りを有する。
18. 請求項５のビデオカメラヘッドにおいて、ビデオカメラヘッドは０．９×０．９μｍから２．２×２．２μｍの範囲の寸法を持つ画素セルを有する。
19. 請求項６の可視化プローブにおいて、前記可視化プローブは
    ａ．関節部、および
    ｂ．作業用管路
    の少なくとも１つを有する。
20. 請求項１９の可視化プローブにおいて、前記関節部は蝶番なしで一体に形成されている。
21. 請求項２０の可視化プローブにおいて、前記関節部は１つの板から作られており、各々の接合環は電磁または機械的装置によって精密に前記板から切断され、背骨から外部に突出する複数の要素を形成し、その後、前記突出する複数の要素は曲げられて個々の脊椎骨を形成する。
22. 請求項２０において、前記一体型関節部は次の条件を満たす：
    １ｍｍ＜脊椎骨の直径＜３ｍｍ；
    ２ｍｍ＜曲率半径＜２０ｍｍ；
    曲げ角度±２７０度まで；
    ０．０４ｍｍ＜壁厚＜０．５ｍｍ；
    ０．５ｍｍ＜１つの接合環の長さ＜２５ｍｍ。
23. 請求項１９の可視化プローブにおいて、前記関節部は、前記可視化プローブ／医療機器の細長く柔軟で軸方向に配置されたコンポーネントに取り付けられた複数のリング状要素で構成され、前記軸方向に配置されたコンポーネントは、前記複数のリング状要素の中心を貫通する。
24. 請求項１９の可視化プローブにおいて、前記関節部は、バネの引き延ばした部分と前記引き延ばした部分の隣接するコイルの間の空間にねじ込んだプラスチックインサートとから構成される。
25. 請求項６の可視化プローブにおいて、前記可視化プローブは前記対物レンズ組立体の１つのレンズの１つの表面に金属皮膜を形成し、それをエッチングして形成した絞りを有する。
26. 請求項１０の可視化プローブにおいて、前記可視化プローブは０．９×０．９μｍから２．２×２．２μｍの範囲の寸法を持つ画素セルを有する。
27. 請求項６の可視化プローブにおいて、前記プローブの先端部は透明な凸状カバーで覆われており、前記カバーの最大外径は前記可視化プローブの最大外径と等しいかそれ以下である。
28. 請求項１１の医療機器において、前記医療機器は以下のうちのいずれかである：
    ａ．内視鏡；
    ｂ．腹腔鏡；
    ｃ．ガイドワイヤ；
    ｄ．柔軟性、半柔軟性、半剛性、または剛性のある単一または多管腔チューブ；
    ｅ．はさみ；
    ｆ．メス；
    ｇ．鉗子；
    ｈ．バネ；
    ｉ．棒；
    ｊ．組織端同士を近置するための器具；
    ｋ．組織を切断するための器具；
    ｌ．組織を封止するための器具；
    ｍ．物体を焼くための器具；
    ｎ．物体を凝固させるための器具；
    ｏ．栄養補給のための器具；
    ｐ．物体や物質を管腔内の特定位置に案内するための器具；
    ｑ．管腔内の特定位置から物体や物質を排出するための器具；
    ｒ．物体や物質を管腔内の特定位置に送達するための器具；
    ｓ．モニター用計器やセンサから成る器具；
    ｔ．診断用計器やセンサから成る器具；および
    ｕ．無線生体内器具。
29. 請求項１１の医療機器において、前記医療機器は次の少なくとも１つである：
    ａ．関節部、
    ｂ．作業用管路。
30. 請求項２９の医療機器において、前記関節部は蝶番なしで一体に形成されている。
31. 請求項３０の医療機器において、前記関節部は１つの板から作られており、各々の接合環は電磁または機械的装置によって精密に前記板から切断され、背骨から外部に突出する複数の要素を形成し、その後、前記突出する複数の要素は曲げられて個々の脊椎骨を形成する。
32. 請求項３０の医療機器において、前記一体型関節部は次の条件を満たす：
    １ｍｍ＜脊椎骨の直径＜３ｍｍ；
    ２ｍｍ＜曲率半径＜２０ｍｍ；
    曲げ角度±２７０度まで；
    ０．０４ｍｍ＜壁厚＜０．５ｍｍ；
    ０．５ｍｍ＜１つの接合環の長さ＜２５ｍｍ。
33. 請求項２９の医療機器において、前記関節部は、前記可視化プローブ／医療機器の細長く柔軟で軸方向に配置されたコンポーネントに取り付けられた複数のリング状要素で構成され、前記軸方向に配置されたコンポーネントは、前記複数のリング状要素の中心を貫通する。
34. 請求項２９の医療機器において、前記関節部は、バネの引き延ばした部分と前記引き延ばした部分の隣接するコイルの間の空間にねじ込んだプラスチックインサートとから構成される。
35. 請求項１１の医療機器において、前記医療機器は前記対物レンズ組立体の１つのレンズの１つの表面に金属皮膜を形成し、それをエッチングして形成した絞りを有する。
36. 請求項１５の医療機器において、前記医療機器は０．９×０．９μｍから２．２×２．２μｍの範囲の寸法を持つ画素セルを有する。
37. 請求項１１の医療機器において、前記医療機器の先端部は透明な凸状カバーで覆われており、前記カバーの最大外径は前記医療機器の最大外径と等しいかそれ以下である。
38. 請求項１１の医療機器において、前記可視化プローブは次のいずれかの方法で前記医療機器と関連付けられている：
    ａ．前記医療機器の外面に取り付けられている；
    ｂ．前記医療機器内の作業用管路を通っている；
    ｃ．前記医療機器内のソケットに収容されている；
    ｄ．前記医療機器内のソケットに収容されていて、前記ソケットは前記プローブが生成した信号を受け取り且つそれらを表示装置に送るための信号移送コネクタを有する。
39. 請求項１１の医療機器において、前記可視化プローブは使い捨て可能であり、前記医療機器の残りの部分は再使用可能である。
40. 対物レンズ組立体と固体イメージセンサ（ＳＳＩ）とから成るビデオカメラヘッドであって、前記固体イメージセンサは出力ビデオ信号を生成する固体撮像素子とその回路とを有し、
    前記ＳＳＩは、ビデオ信号が前記ＳＳＩから送信され、４個以下の電気的に接続するパッドにより、電源が前記ＳＳＩに供給されるように構成され、
    前記ビデオカメラヘッドは、０．７ｍｍ×０．７ｍｍのセンサと、直径１．４ｍｍの一体型光リングを含む。

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