JP2007259987A - 赤外観察システム - Google Patents

Abstract

【課題】生体組織の深部の血管に対しても良好な観察画像を得ることができる赤外観察システムを提供する。
【解決手段】ＩＲランプ１９ｂがパルス点灯されることにより、患者２の内部の観察対象部位２５に赤外光がパルス照射され、そのパルス照射に同期してＩＲ用撮像素子３３ｂにより時経列に撮像され、Ａ／Ｄ変換されたデータがサンプリング処理回路４０内のＲＡＭに格納される。さらに、複数のフレームのデータがＣＰＵ４１でＦＦＴ処理され、ノイズが抑圧されて温度ないしは温度差のデータが算出され、加算平均処理されてモニタ８に血管の画像が表示される。
【選択図】図７

Description

本発明は、赤外光をパルス照射して血管の画像を得る赤外観察システムに関する。

近年、内視鏡を用いた観察システムは、医療分野において広く用いられるようになった。また、従来技術として、例えば図１３の如く、可視領域から１μｍよりも短波長の近赤外光のヘモグロビン吸光特性を利用して観察する方法が、例えば第１の従来例としての特開２０００−４１９４２号公報に開示されている。
ヘモグロビンは、図１３に示すような吸光特性を持ち、図中の「Ｈｂ」と記されている曲線は酸素と結合していないヘモグロビンの特性を表し、「ＨｂＯ2」と記されている曲線は酸素と結合したヘモグロビンの特性を示している。また、図１１における７５０ｎｍと９００ｎｍ付近の波長で観察する場合もある。

しかし、このような波長領域を利用した場合には、生体組織の透過特性が十分でない（吸収が高い若しくは減衰が大きい）ので、生体組織表面から深部側の血管を観察することは難しかった。
なお、第２の従来例としての特開平６−２２９６８号公報は、パルス照射することにより被検体内部の血管の画像を得る装置を開示している。
この第２の従来例は、血液での散乱、反射を抑制して血管壁での反射光により撮像するものを開示している。
特開２０００−４１９４２号公報 特開平６−２２９６８号公報

第２の従来例は、パルス照射を行い、このパルス照射に同期して撮像を行うものであり、連続照射による影響を軽減できる可能性があるが、非常に短い単一パルス照射で画像生成を行うため、生体組織の深部の血管に対しては良好な観察画像を得ることが困難になる。

（発明の目的）
本発明は、上述した点に鑑みてなされたもので、生体組織の深部の血管に対しても良好な観察画像を得ることができる赤外観察システムを提供することを目的とする。

本発明の赤外観察システムは、赤外光を生体組織にパルス照射するパルス照射手段と、 パルス照射時における前記赤外光が照射された生体組織を撮像する赤外撮像手段と、
前記赤外撮像手段によりパルス照射停止時間が形成された状態で、異なる時刻のパルス照射時に撮像された複数の出力信号から、前記生体組織内部の血管と、該血管内の血液と赤外光に対する光学特性が異なる他の生体組織との温度差に対応する画像を生成する画像生成手段と、
を備えたことを特徴とする。
上記構成において、パルス照射により、連続照射による撮像信号出力の低下の影響を軽減し、かつパルス照射停止時間が形成された状態で、異なる時刻のパルス照射時に得られる複数の撮像出力に基づき、画像を生成することによって、生体組織の深部の血管の画像に対する良好な画像を得ることができるようにしている。

本発明によれば、温度飽和に類する影響を

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

図１ないし図１０は本発明の実施例１に係り、図１は本発明の実施例１の赤外観察システムの全体構成を示し、図２は可視から近赤外域における生体組織における散乱／吸収の特性の概略を示し、図３は本実施例において使用する赤外の波長領域における生体の筋肉、脂肪、血管、血液等における透過率の測定結果の特性を示し、図４は生体の組織、臓器における水分含有量を示す。
また、図５はサンプリング処理回路の構成を示し、図６はサンプリング処理回路による温度差検出を行う説明図を示し、図７は赤外観察時における赤外観察システムの全体構成を示し、図８は赤外観察時におけるパルス照射及び赤外撮像のタイミングを示し、図９は赤外観察時における動作のフローチャートを示し、図１０は本実施例により得られる血管の画像例を示す。

図１に示すように本発明の実施例１の赤外観察システム１は、患者２内に挿入される例えば光学式内視鏡３に撮像手段を内蔵したカメラヘッド（テレビカメラ）４を装着したテレビカメラ外付け内視鏡（単に内視鏡と略記）５と、光学式内視鏡３に照明光を供給する光源装置６と、カメラヘッド４に内蔵された撮像手段に対する信号処理を行うカメラコントロールユニット（ＣＣＵと略記）７と、このＣＣＵ７から出力される標準的な映像信号が入力されることにより、撮像手段で撮像された内視鏡画像を表示するモニタ８とから構成される。
光学式内視鏡３は、例えば硬性の挿入部１１と、この挿入部１１の後端に設けられた把持部１２と、この把持部１２の後端に設けられた接眼部１３とを有し、把持部１２の口金にはライトガイドケーブル１４が接続される。

挿入部１１内には照明光を伝送するライトガイド１５が挿通され、このライトガイド１５は把持部１２の側部の口金に接続されるライトガイドケーブル１４を介してその端部に設けたライトガイドコネクタ１６が光源装置６に着脱自在に接続される。
光源装置６内には、例えばモータ１７により回転される回転板１８に通常光ランプ１９ａと、赤外ランプ（ＩＲランプと略記）１９ｂとが取り付けてあり、光路上に配置されるランプを切り替えられるようにしている。
また、この光源装置６内には、電源回路２１から供給される電力により通常光ランプ１９ａをランプ点灯させる機能と、ＩＲランプ１９ｂを所定周期でパルス点灯させる機能を備えたランプ点灯／パルス点灯回路２２と、モータ１７を回転させて回転板１８の位置を切り替えるモータ制御回路（回転板制御回路）２３とが設けてある。

通常光ランプ１９ａは、キセノンランプ等、可視域の照明光を発生する。また、ＩＲランプ１９ｂは、赤外光の領域、例えば１μｍ〜１４μｍの波長帯で発光する。

このランプ１９ｉ（ｉ＝ａ又はｂ）の光は、照明光路上に配置された集光レンズ２４で集光されてライトガイドコネクタ１６部分のライトガイド１５の入射端面に照明光が入射され、このライトガイド１５により挿入部１１の先端面（出射端面）に伝送される。
そして、上記ライトガイド１５の先端面から出射され、患者２の体腔内の生体組織における観察対象部位２５に照明光を照射する。
挿入部１１の先端部には照明窓に隣接して設けられた観察窓には、対物レンズ２７が取り付けてあり、照明された観察対象部位２５の光学像を結ぶ。その結像された光学像は、イメージガイドとなるリレーレンズ系２８により後端面側に伝送される。

その光学像は接眼部１３に設けた接眼レンズ２９により、拡大観察することができる。この接眼部１３にカメラヘッド４が装着された場合には、カメラヘッド４内の撮像レンズ３１を介して伝送された光学像が結像される。
このカメラヘッド４内には、回転板３２に通常用撮像素子３３ａと、ＩＲ用撮像素子３３ｂとが取り付けられており、切替レバー３４の操作により撮像光路上に配置される撮像素子を切り替えることができるようにしている。ユーザは、例えば切替レバー３４の操作により、モータ３５を駆動して、撮像光路上に配置される撮像素子を切り替えることができる。
なお、通常用撮像素子３３ａは、ＣＣＤなど、通常光（可視光）に感度を有する撮像素子で構成される。

これに対して、ＩＲ用撮像素子３３ｂは例えば、例えば１．２μｍ（１２００ｎｍ）の波長から２．５μｍ付近までの赤外の波長領域において感度を有する、例えばＥｘ．ＩｎＧａＡｓ、ＩｎＡｓ、ＩｎＳｂ等の半導体検出素子（光起電力型半導体検出素子）を用いて形成された撮像素子である。これらの半導体検出素子は、少なくとも１μｍから２．５μｍ付近までの波長帯まで感度を有する。なお、ＩｎＡｓ、及びＩｎＳｂは、２．５μｍより長波長の３．０μｍ以上の長波長領域にも感度を有する。
生体組織は、一般に図２に示すような散乱／吸収特性を示す。なお、図２における上部側の（Ａ）は、可視から近赤外付近までの波長の光を生体組織表面に入射した場合に散乱吸収する領域を模式的に示したものであり、また下側の（Ｂ）は生体組織の散乱／級数係数の波長依存性を示す。

この図２から分かるようにより長波長の方が生体組織の深部側まで届き、その深部側の情報を得るのに適する。本実施例では図２に示す波長領域よりもさらに長波長側の生体組織に対する透過性の良い赤外光で赤外撮像を行う。
図３は、本実施例において使用する赤外の波長領域における生体の筋肉、脂肪、血管、血液、膀胱、肝臓の各場合における透過率の測定結果の特性を示す。
図３のように、生体組織での透過率は１μｍ以上の波長の赤外光を照射すると良くなり、生体組織の深部の血管まで赤外光が到達するようになる。
透過率が向上する理由は、図２で示したように長波長になるほど生体組織での散乱，吸収が少なくなり、深部の生体組織まで光が透過するからである。

また図４は、生体の組織、臓器における水分含有量を示している。
血管は、ほぼ筋肉と同じ組織でできているが、血管内部の血液は、図４から分かるように水を９０％近く含有しているので、血液は、水を１０％程度含む脂肪とは水分含有量に関して大きく異なる。また、血液は、他の生体組織としての臓器、例えば水分含有量が７０程度の肝臓とは水分含有量に関して２０％程、異なっている。
このため、本実施例においては、赤外光に対する他の生体組織とは異なる血液の吸光特性を利用して、反射光の撮像を行い、血液を含む血管を反映した赤外の画像情報としての温度差の画像情報を得る。
なお、図３からもその傾向（特徴）が分かるように、水分の吸光特性は１．４５μｍと１．９μｍでピークをもっている。

本実施例は、後述するようにＩＲ用撮像素子３３ｂにより赤外光でパルス照射のもとで撮像を行い、血管に関する画像情報を生成する。この場合、赤外光を常時或いは連続照射した場合には、臓器等の生体組織や血管の赤外吸収ないしは温度の飽和がし易くなり、検出される撮像信号（検出信号）のレベルが低下し検出しにくくなる。このため、本実施例は、パルス照射を採用し、このパルス照射により連続照射による撮像信号のレベル低下を抑制できるようにパルスの停止時間が形成される状態にする。そして、異なる時刻のパルス照射時に得られる複数の撮像信号を有効に用いて、血管の赤外撮像による画像を生成する。
図１に示した撮像素子３３ａ、３３ｂは、切替スイッチ３６を介してＣＣＵ７と接続されている。そして、上記切替レバー３４の操作により、切替スイッチ３６を介して撮像に使用される撮像素子の切替えを行うことができるようにしている。図１では簡単化のため、撮像素子の出力信号側のみを切り替える構成にしている。尚、撮像素子の入力信号側も切り替える構成にしても良い。

このように、カメラヘッド４内の撮像素子３３ａ、３３ｂは、切替スイッチ３６及びカメラケーブル３７内の信号線を介してＣＣＵ７と接続される。
ＣＣＵ７内には、撮像素子３３ｉを駆動する撮像素子駆動回路３８と、撮像素子３３ｉからの撮像信号が入力されることにより、信号処理を行う信号処理回路３９と、信号処理回路３９の出力信号に対してパルス点灯の場合にはサンプリング処理を行うサンプリング処理回路４０とが設けてある。
なお、切替レバー３４による観察モードの切替指示信号は、ＣＣＵ７内の信号処理回路３９に入力されると共に、ＣＣＵ７からさらに光源装置６内のモータ制御回路２３とランプ点灯／パルス点灯回路２２に入力され、照明光の切替とランプ点灯／パルス点灯の切替を行うようにする。
また、ランプ点灯／パルス点灯回路２２がパルス点灯で動作すると、このランプ点灯／パルス点灯回路２２は、パルス点灯に同期したタイミング信号Ｓｐを、ＣＣＵ７内の撮像素子駆動回路３８，信号処理回路３９、サンプリング処理回路４０に出力し、それぞれがパルス点灯のタイミングに同期して動作する状態になる。

サンプリング処理回路４０は、例えば図５に示すように構成である。信号処理回路３９からの映像信号は、ＣＰＵ４１の制御下で切り替えられる切替スイッチ４２に入力され、接点ｂが選択された場合にはＡ／Ｄ変換器４３を経てメモリ手段としてのＲＡＭ４４に、２次元の画像データが格納される。このＲＡＭ４４は、複数のフレーム分の２次元の画像データを格納する記憶領域を有する。
なお、通常観察モードの場合には、接点ａが選択され、信号処理回路３９からの映像信号は、このサンプリング処理回路４０をスルーしてモニタ８に出力される。
このＲＡＭ４４は、温度差算出（検出）処理４１ａの機能を行うＣＰＵ４１と、ＣＰＵ４１が行う処理プログラム等が格納されたＲＯＭ４５、Ｄ／Ａ変換を行うＤ／Ａ変換器４６と、バスを介して接続されている。なお、このＣＰＵ４１は、温度勾配算出処理４１ｂの機能も持つ。

切替レバー３４の操作により赤外観察モードに設定された場合、ＣＰＵ４１は、ＲＡＭ４４に時系列で格納された複数のフレームの画像データに対して、例えばＦＦＴ処理により、ノイズ低減ないしは抑圧して、血管部分と血管以外の他の生体組織部分との温度算出或いは温度差算出の処理を行う。
なお、上述のように血管部分と血管以外の他の生体組織部分とは赤外光に対する特性が異なるため、温度の値が異なる温度差の情報を得ることができる。
そしてＣＰＵ４１は、図６に示すように血管部分と他の生体組織部分との赤外で撮像した場合の輝度レベル、つまり温度若しくは温度差の情報を算出する。図６（Ａ）は、パルス照射に同期したフレームレートでＩＲ用撮像素子３３ｂで赤外撮像した画像（出力信号）の取込（パルス波形部分で模式的に示す）を行う様子を示す。

そして、ＣＰＵ４１は、そのサンプリングした画像データから図６（Ａ）の上側に示すように時系列の赤外の輝度レベル、つまり温度情報を検出（算出）する。この図示例では、温度情報は、例えば正弦波状に変化している。
なお、この温度情報は、血管が存在している部分からの反射光を撮像した場合における同じ位置から時系列で検出されたデータの例である。血管が存在していない場合には、図６（Ａ）に対して温度変化が少なくかつ低い特性となり、それらの差異により、血管部分に対応する温度差の情報が得られることになる。
ＣＰＵ４１は、この時系列に変化する温度の情報から、温度振幅ΔＴ等の情報を図６（Ｂ）に示すように算出する。

図６（Ａ）で算出される温度情報の各値は、実際には図６（Ｂ）に示すようにノイズ等により、その値は、ばらついく。そのため、ＣＰＵ４１は、上記のように同じ位置での時系列の撮像データ（画像データ）に対して、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）処理を行い、ノイズを低減（抑圧）した信号成分としての各温度の情報を抽出する。つまり、このＦＦＴ処理機能は、ノイズ低減処理若しくはノイズ抑圧処理の機能となる。
そして、ＣＰＵ４１は、さらに温度振幅ΔＴや短い時間間隔での平均温度や時間的な温度変化率としての温度勾配を算出する。

図６（Ｂ）の例では、パルス照射して、そのパルス照射に同期して時系列に赤外撮像した信号（データ）における同じ位置に関して最大値と最小値との差を温度振幅ΔＴとして示している。
このような周期的な特性を示さない場合を含めて、適宜の時間当たり、若しくは時間的な温度の変化率としての温度勾配を算出する。
ＣＰＵ４１は、ノイズ提言処理後のデータから、温度振幅ΔＴや温度勾配を算出する。なお、温度勾配は、図６（Ａ）の場合には、余弦状に変化するものとなる。
そして、ＣＰＵ４１は、温度振幅ΔＴ若しくは温度勾配を算出した後は、それを算出するのに用いた複数フレームのデータを、例えば加算平均、つまり平均温度や温度勾配の平均値を画像化する。つまり、ＣＰＵ４１は、各位置でのデータの加算平均した温度振幅ΔＴ或いは温度勾配の平均値のデータをＤ／Ａ変換器４６を介して画像信号（映像信号）に変換し、モニタ８に出力する。この場合、ＦＦＴ処理する複数フレームの画像データを時系列に１つ或いは複数フレーム分づつ更新する処理をして、動画で画像化する。

このような構成による本実施例の作用を説明する。図１に示すように内視鏡５を光源装置６及びＣＣＵ７に接続して、電源を投入する。電源投入時の状態は、例えば図１に示すように通常観察モード状態に初期設定されるようにしている。
この通常観察モード状態においては、光源装置６は、図１に示すように照明光路上には、通常光ランプ１９ａが配置され、この通常光ランプ１９ａは、ランプ点灯／パルス点灯回路２２からランプ点灯電力が供給され、通常光ランプ１９ａは、通常光（可視光）を連続発光する。
また、この状態においては、カメラヘッド４内における撮像光路上には、通常用撮像素子３３ａが配置されており、この通常光による照明光のもとで内視鏡５による通常光観察を行うことができる。

従って、術者は、この内視鏡５の挿入部１１を患者２の腹部内部等に挿入し、観察対象部位２５を観察できるように設定する。
この通常観察モードの状態においては、撮像素子駆動回路３８から通常用撮像素子３３ａに撮像素子駆動信号が印加され、この通常用撮像素子３３ａにより撮像された可視光の画像に対応する映像信号が信号処理回路３９により生成され、モニタ８に表示される。 一方、術者が観察対象部位２５の内部の血管５１を観察しようとする場合には、切替レバー３４を操作して、観察モードを赤外観察モードに切り替える。
すると、切替レバー３４による切替信号により、光源装置６内のモータ１７と、カメラヘッド４内のモータ３５とは回転して、この赤外観察システム１は、図７に示すように赤外光観察モードの動作状態に切り替わる。

この赤外光観察モードにおいては、光源装置６は、図７に示すように照明光路上には、ＩＲランプ１９ｂが配置され、このＩＲランプ１９ｂは、ランプ点灯／パルス点灯回路２２からパルス点灯電力が供給され、ＩＲランプ１９ｂは、図８（Ａ）に示すようにパルス点灯し、ライトガイド１５を介して先端面から赤外光がパルス照射される。
つまり、図９のステップＳ１に示すように、患者２の体内における観察対象部位２５側には赤外光がパルス照射される。また、上記切替レバー３４による操作により、カメラヘッド４内における撮像光路上には、ＩＲ用撮像素子３３ｂが配置される。
そして、図８（Ｂ）に示すように図８（Ａ）のパルス点灯に同期して、赤外撮像を行う。つまり、図９のステップＳ２に示すようにパルス点灯（パルス照射）に同期して、ＩＲ用撮像素子３３ｂは、パルス照射の所定周期に同期してサンプリングして赤外撮像を行う。

このＩＲ用撮像素子３３ｂにより撮像された撮像信号は、図８（Ｃ）に示すように高速で読み出される。読み出された撮像信号は、信号処理回路３９により、信号処理され、映像信号に変換され、サンプリング処理回路４０に入力される。
図５に示すようにサンプリング処理回路４０内のＣＰＵ４１は、パルス点灯のタイミング信号Ｓｐが入力される状態になると、切替スイッチ４２を図５に示すように接点ｂがＯＮとなるように切替える。そして、信号処理回路３９から入力される映像信号は、Ａ／Ｄ変換器４３によりデジタルの信号データに変換されて、例えばタイミング信号Ｓｐに同期した図示しないクロックパルスのタイミングのアドレスで、ＲＡＭ４４に格納される。 観察対象部位２５の生体組織表面の内部に血管５１が存在した場合におけるパルス照射に同期したサンプリング赤外撮像により得られるデータ例を図６（Ａ）に示している。 そして、サンプリングされたデータは、図８（Ｄ）及び図９のステップ３に示すようにＲＡＭ４４に格納される。

ＲＡＭ４４に格納された時系列のデータは、次のステップＳ４においてＣＰＵ４１によりＦＦＴ処理される。つまり、図６（Ｂ）に示すように実際には、ばらついた測定値が得られるが、数フレームないしは数１０フレーム分の画像データにおける、それぞれ同じ座標位置の画素データに対して、ＣＰＵ４１はＦＦＴ処理を行うことにより、サンプリング周期に関して同じ周波数成分となる信号成分を抽出でき、サンプリング周期に殆ど無関係で発生するノイズ成分を低減ないしは除去できる。
このＦＦＴ処理によりＣＰＵ４１は、次のステップＳ５において温度振幅ΔＴの情報と、時間的な温度変化率としての温度勾配の情報を算出する。なお、ＦＦＴ処理の代わりに、例えばウェーブレット変換処理でノイズを抑圧して信号成分を抽出するようにしても良い。

また、温度振幅ΔＴの情報から次のステップＳ６においてＣＰＵ４１は、例えば温度振幅ΔＴの加算平均値（温度勾配の適宜の時間での平均値でも良い）を算出する処理を行い、さらにステップＳ７に示すように例えば加算平均値をＤ／Ａ変換器４６を経てモニタ８に出力し、画像化する。
なお、加算平均化の処理を行う際、全体の平均値を減算した差分量として画像化することにより、血管５１とその他の生体組織との赤外における特性の差異に基づく温度差の情報をより鮮明に画像化するようにしても良い。
そして、モニタ８には、例えば図１０に示すような血管の画像を得ることができる。図１０は、実線が本実施例による血管５１の画像を示し、点線が例えば赤外光を連続照射した時に得られる血管５１の不鮮明となる画像を模式的に示す。

赤外照射をパルス照射でなく、連続照射した場合には、ＩＲ用撮像素子３３ｂに基づいて得られるデータは、図６（Ａ）に示した波形例よりも血管５１内の血液や生体組織での赤外吸収により、温度飽和若しくは赤外吸収に関与する格子振動モードが飽和し易くなったり、温度が周囲の組織に伝達されて、温度が均一化する等の現象で、血管部分と他の生体組織とで得られるデータの差異が小さくなる。
このため、連続照射の場合には、画像化すると、図１０の点線のように、血管部分と他の生体組織との赤外光の反射光像、つまり温度差の影響が少ない不鮮明な輪郭の画像となる。

これに対して、本実施例においては、パルス照射することにより、各パルス照射時に得られる撮像信号は、照明光量自体が小さくなるため、ノイズの影響を受けやすくなるが、血管５１内での血液による赤外吸収による温度飽和や他の生体組織での赤外吸収による温度飽和等に類する影響を最小化できる。例えば図６（Ａ）の模式例に示すように、パルス照射を採用することにより、パルス照射停止期間が形成されるため、時間的な変化量が大きなデータを得ることができる。そして、生体組織と血管５１との温度差によるデータをより忠実に検出できる。
そして、これらのデータにおける複数のフレーム分に対してＦＦＴ処理等のように相関量が無いノイズを抑圧し、（実質的に同一で）相関量が高い信号成分を抽出することにより、信号成分としての温度若しくは温度差情報を高いＳ／Ｎで算出することができるようになる。そして、画像化することにより、生体組織と血管との温度差の情報をより忠実に抽出でき、図１０に示すように鮮明な血管の観察画像を得ることができる。

このように本実施例によれば、赤外光のパルス照射のもとで撮像を行うことにより、生体組織の深部の血管の画像を観察することができる。従って、本実施例によれば、内視鏡観察下での手術等を円滑に行うことができる。
また、本実施例によれば、術者は切替えレバー３４の操作により、通常観察モードと赤外のパルス点灯による赤外観察モードとを切り替えて所望とする観察モードで内視鏡観察を行うことができる。
次に本実施例による変形例を説明する。温度勾配に関して、例えば図６（Ａ）に示す周期的に近い情報が得られた場合には、その情報を利用してＣＰＵ４１は、１画面の画像の生成に利用するデータ数を決定する。

より具体的に述べると、温度勾配の１周期の例えば１／４程度を単位として、その整数倍を１画面の画像の生成に利用するデータの数を決める。つまり、１周期の例えば１／４程度のデータを単位とすると、温度勾配が変化した場合にもその平均的な値を再現できると共に、撮像されるシーンの時間的な変化に対応できるものとなる。
そして、１画面の生成に用いるデータ数を、この単位の何倍のものにするかをユーザが選択設定できるようにしても良い。
この場合、倍数を大きくすれば、動きに対する追随性は低下するが、Ｓ／Ｎを大きくできる。換言すると、ユーザは、この倍数の選択設定により、トレードオフ関係となる動画における動きの追随性とＳ／Ｎを優先する程度に応じて適切に設定できる。

本変形例によれば、温度勾配の情報から１画面の画像を生成する場合に実際に使用するデータ数を適切に設定できる。
本実施例においては、パルス照射する場合の周期は一定として、特に言及していないが次の実施例２で説明するように、温度勾配の情報等からその周期を可変設定するようにしても良い。

次に図１１及び図１２を参照して本発明の実施例２を説明する。図１１は、本発明の実施例２の赤外観察システム１Ｂを示す。この赤外観察システム１Ｂは、実施例１における図７に示す赤外観察システム１において、ＩＲランプ１９ｂの前に、例えば水分の吸収特性における吸収のピーク波長となる波長帯を透過するバンドパルフィルタ６０が設けてある。
また、本実施例においては、サンプリング処理回路４０内のＣＰＵ４１（図５参照）は、光源装置６内のランプ点灯／パルス点灯回路２２に内蔵されたパルス発生回路２２ａに制御信号Ｓｃを送る。パルス発生回路２２ａは、この制御信号Ｓｃにより、パルス点灯を行う際に発生するパルスの周期などを変更する。

図１２は図３に示した血液等の透過特性に設定したバンドパスフィルタ６０の透過波長帯を示す。この透過特性中において、（血液の特性に近い）水分の透過率が最低、つまり吸収がピークとなる波長帯１．４５μｍ±０．１５μｍ（その帯域を符号Ｒａで示す）や、波長帯１．９μｍ±０．２μｍ（符号Ｒｂで示す）にバンドパスフィルタ６０の透過帯域が設定されている。なお、バンドパスフィルタ６０の透過波長帯を水分の透過率の吸収ピークの波長帯に限らず、血液と他の生体組織との透過率が大きく異なる波長帯に設定しても良い。
その他の構成は、実施例１と同様である。次に本実施例の作用を説明する。
本実施例は、通常観察モードに関しては実施例１と同じ作用となる。

また、赤外光観察モードに切り替えた場合、観察対象部位２５側には、バンドパスフィルタ６０を通した波長帯の赤外光を用いることにより、脂肪等の生体組織と血液、血管の透過率の差を大きくできる。このため、実施例１の場合よりもコントラストの良い血管の温度差による画像を得ることができるようになる。
また、本実施例は、実施例１で説明した作用の他に以下の作用を有する。モニタ８には、実施例１で説明したようにパルス照射のもとで撮像した画像を表示する。この場合、ユーザはモニタ８に表示された画像における例えば血管部分と考えられる関心部位をマウス６１で指示する。
ＣＰＵ４１は、この指示を受けて、その関心部位に対応するデータをＲＡＭ４４から読み出し、例えば図６（Ａ）に示すように時系列で表示する。このデータ表示を行う際に、ＦＦＴ処理により、ノイズ低減処理を行うようにしても良い。

ユーザは、図６（Ａ）のような温度変化、つまり周期的な温度勾配が形成される場合には、パルス点灯の周期等を変更しなくても良い。この場合には、実施例１の作用と同様となる。一方、例えばパルス点灯における点灯時間が長すぎると、図６（Ａ）に比べて温度変化ないしは温度勾配が小さく、またピーク部分の値も小さく、時間的にブロードな特性になることが予想される。
このような特性が表示された場合には、ユーザはマウス６１を操作して、パルス点灯の周期を短くするようにＣＰＵ４１に指示する。ＣＰＵ４１は、この指示を受けて、ランプ点灯／パルス点灯回路２２に内蔵されたパルス発生回路２２ａに制御信号Ｓｃを送り、パルス点灯の周期を短くする。つまりパルス照射の周期を変更する。パルス点灯の周期を短くすることにより、温度飽和に類する影響を軽減して、血管をより鮮明に観察できる画像を得ることができる。

なお、パルス点灯の周期を変更する指示操作をユーザが行う代わりに、ＣＰＵ４１が行うようにしても良い。この場合には、ＣＰＵ４１は、予めＲＯＭ４５内に格納された基準の温度勾配の特性データと比較して、パルス点灯の周期を変更する。基準の特性データに比較して、実際に得られる温度勾配の時間的な変化の特性が小さい上記のような場合には、そのパルス点灯の周期を短くする。或いは周期を一定のままで、少なくとも、パルス照射の時間の比率を小さくしたり、停止時間の比率を大きくしたりする変更を行う。このようにすることにより、温度飽和に類する影響を軽減できる。
このように本実施例によれば、血液と他の生体組織との透過率との差が大きい波長帯の赤外光のパルス照射により撮像を行うようにしているので、実施例１の場合よりもコントラストの良い血管の画像を得ることができる。
なお、温度勾配の情報が得られた後にパルス点灯の周期を変更設定する場合に限らず、ユーザがパルス点灯の周期を任意の時に変更設定しても良い。
また、パルス照射（パルス点灯）の周期を変更可能に設定しているので、観察しようとする部位や条件が異なるような場合においても、より適切なパルス照射状態に設定して赤外観察ができる効果がある。

生体組織に対する透過率が高い赤外光をパルス照射し、連続照射に発生する影響を軽減して、血管と他の生体組織との赤外光に対する特性の差異から生体組織の深部における血管に対しても鮮明な画像得られるようになり、内視鏡観察下での外科手術等を円滑に行うことができる。

図１は本発明の実施例１の赤外観察システムの全体構成図。 図２は可視から近赤外域における生体組織における散乱／吸収の特性の概略を示す図。 図３は本実施例において使用する赤外の波長領域における生体組織が筋肉、脂肪、血管、血液等の場合における透過率の特性図。 図４は生体の組織、臓器における水分含有量を示す図。 図５はサンプリング処理回路の構成を示すブロック図。 図６はサンプリング処理回路による温度差検出を行う説明図。 図７は赤外観察時における赤外観察システムの全体構成図。 図８は赤外観察時におけるパルス照射及び赤外撮像のタイミングを示す図。 図９は赤外観察時における動作のフローチャート図。 図１０は本実施例により得られる血管の画像例を示す図。 図１１は本発明の実施例２の赤外観察時における赤外観察システムの全体構成図。 図１２は透過率特性上に設定したバンドパスフィルタの透過波長帯を示す図。 図１３はヘモグロビンによる可視及び近赤外領域における吸光特性を示す図。

符号の説明

１…赤外観察システム
２…患者
３…光学式内視鏡
４…カメラヘッド
５…内視鏡
６…光源装置
７…ＣＣＵ
８…モニタ
１１…挿入部
１９ａ…通常光ランプ
１９ｂ…ＩＲランプ
２２…ランプ点灯／パルス点灯回路
３３ａ…通常用撮像素子
３３ｂ…ＩＲ用撮像素子
３８…撮像素子駆動回路
３９…信号処理回路
４０…サンプリング処理回路
４１…ＣＰＵ
４１ａ…温度差算出処理
４１ｂ…温度勾配算出処理
４４…ＲＡＭ
５１…血管

Claims (6)

1. 赤外光を生体組織にパルス照射するパルス照射手段と、
   パルス照射時における前記赤外光が照射された生体組織を撮像する赤外撮像手段と、
   前記赤外撮像手段によりパルス照射停止時間が形成された状態で、異なる時刻のパルス照射時に撮像された複数の出力信号から、前記生体組織内部の血管と、該血管内の血液と赤外光に対する光学特性が異なる他の生体組織との温度差に対応する画像を生成する画像生成手段と、
   を備えたことを特徴とする赤外観察システム。
2. 前記画像生成手段は、前記パルス照射に同期して、前記赤外撮像手段の出力信号を時系列でサンプリングした複数のデータから、異なる時刻における同じ位置に対するデータの時間的な温度変化率としての温度勾配を算出する温度勾配算出手段を有することを特徴とする請求項１に記載の赤外観察システム。
3. 前記温度勾配算出手段の算出結果に基づき、前記画像を生成するのに用いる前記複数の出力信号に用いるデータの数の設定制御若しくはデータ処理をする制御手段を有することを特徴とする請求項２に記載の赤外観察システム。
4. 前記制御手段は、前記画像の生成に用いる複数のデータに対してノイズ抑圧のデータ処理を行うことを特徴とする請求項３に記載の赤外観察システム。
5. 前記パルス照射の赤外光の波長は、水分の吸収ピーク付近に設定されることを特徴とする請求項１に記載の赤外観察システム。
6. さらに前記パルス照射の周期を変更設定する周期設定手段を有することを特徴とする請求項１に記載の赤外観察システム。

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