JP2007282965A - Endoscopic observation system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、内視鏡観察装置に関する。 The present invention relates to an endoscope observation apparatus.
近年、内視鏡を使用して低侵襲に外科手術を行う方法が確立されている。そのような低侵襲の外科手術を安全に行うためには、手術対象部位の血管の配置(走行状態)を認識することが重要とされており、血管の走行状態に個人差があっても正確に確認できる方法が求められている。 In recent years, methods for performing minimally invasive surgery using an endoscope have been established. In order to perform such minimally invasive surgery safely, it is important to recognize the placement (running state) of blood vessels at the site of surgery, and it is accurate even if there are individual differences in the running state of blood vessels. A method that can be confirmed is required.
また、無侵襲に血管の配置(走行状態)を認識する装置として、例えば、特許文献1に示されるような、血管の走行状態に個人差があるのを利用した静脈認証装置がある。そして、このような静脈認証装置を用いて情報セキュリティー分野に応用する取り組みが進められている。
情報セキュリティー分野で用いられる特許文献1に記載のような静脈認証装置は、血液中のヘモグロビンの700nm〜1000nmの波長帯域における吸光特性を利用して、掌など、皮膚近傍の静脈を検出する装置である。生体組織に光を照射した場合、皮膚による光の散乱は比較的小さい。このため、皮膚近傍の血管走行状態は、700nm〜1000nmの波長帯域の光を用いることで容易に検出することが可能である。
A vein authentication device as described in
一方、外科手術で対象とする血管は、特許文献1に記載のような静脈認証装置で検出する皮膚近傍ではなく、臓器近傍の膜内に存在する。しかるに、この臓器近傍の膜内には脂肪が蓄積され易いことから、臓器近傍の膜内に存在する血管は脂肪の中に存在することが想定される。また、生体組織のうち、脂肪による光の散乱は大きい(脂肪は高散乱体である)ことが知られている。このため、内視鏡を用いた低侵襲な外科手術において対象とする臓器近傍の膜内に存在する血管の位置を検出しようとしても、従来の特許文献1に記載のような無侵襲の静脈認証装置を用いて、皮膚近傍の血管の位置検出と同様の700nm〜1000nmの波長帯域の光を用いたのでは、光が散乱によって減衰されてしまい、脂肪内に分布する血管の位置を認識することが難しい。
On the other hand, a blood vessel to be subjected to surgery is present not in the vicinity of the skin detected by the vein authentication apparatus as described in
本発明は、上記従来の問題点に鑑みてなされたものであり、内視鏡を用いた低侵襲な外科手術において、対象とする脂肪内に分布する血管の位置を正確に認識することの可能な内視鏡観察装置を提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above-described conventional problems, and can accurately recognize the position of a blood vessel distributed in a target fat in a minimally invasive surgical operation using an endoscope. An object of the present invention is to provide an endoscope observation apparatus.
上記目的を達成するため、本第1の発明による内視鏡観察装置は、1200nm以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、前記照明光学系と前記撮像光学系はそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像光学系中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像光学系中の偏光子の偏光方向とが直交するようにしたことを特徴としている。 In order to achieve the above object, an endoscope observation apparatus according to the first invention discriminates a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more. An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength not less than 1200 nm and not more than 2200 nm and including a wavelength near 1450 nm or near 1900 nm; and the near-infrared light reflected by the living body An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by forming an image on an imaging surface, the illumination optical system and the imaging optical system each have a polarizer, and further reflected by the living body to The polarization direction of polarized light incident on the polarizer in the imaging optical system and the polarization direction of the polarizer in the imaging optical system are orthogonal to each other.
また、本第2の発明による内視鏡観察装置は、1200nm以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、前記照明光学系と前記撮像光学系はそれぞれ別個の光路上に偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が直交するように配置されている、ことを特徴としている。 An endoscope observation apparatus according to the second invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more, and is 1200 nm. An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength in the vicinity of 1450 nm or 1900 nm, and imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an image sensor An imaging optical system that acquires a near-infrared image of the living body, and the illumination optical system and the imaging optical system each have a polarizer on a separate optical path, and the polarizers are polarized with respect to each other. Are arranged so as to be orthogonal to each other.
また、本第3の発明による内視鏡観察装置は、1200nm以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、前記照明光学系と撮像光学系のうち、一方は1/2波長板と偏光子を有し、他方は前記一方とは異なる光路上に偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が同じになるように配置されている、ことを特徴としている。 An endoscope observation apparatus according to the third invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more. An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength in the vicinity of 1450 nm or 1900 nm, and imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an image sensor An imaging optical system that acquires a near-infrared image of the living body, and one of the illumination optical system and the imaging optical system has a half-wave plate and a polarizer, and the other is the one It has a feature that polarizers are provided on different optical paths, and the polarizers are arranged so that their polarization directions are the same.
また、本第4の発明による内視鏡観察装置は、1200nm以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、前記照明光学系と前記撮像光学系は1/4波長板と偏光子を共有し、前記1/4波長板と前記偏光子は、該1/4波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が45°となるように配置されている、ことを特徴としている。 An endoscope observation apparatus according to the fourth invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more. An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength in the vicinity of 1450 nm or 1900 nm, and imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an image sensor An imaging optical system that acquires a near-infrared image of the living body, and the illumination optical system and the imaging optical system share a ¼ wavelength plate and a polarizer, and the ¼ wavelength plate and the polarization The optical element is characterized in that the angle formed by the optical axis of the quarter-wave plate and the polarization direction of the polarizer is 45 °.
また、本第1〜4のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明光学系の光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1450nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. It is preferable.
また、本第1〜4のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像光学系の光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1450nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth aspects of the present invention, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. It is preferable.
また、本第1〜4のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明光学系の光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1900nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth aspects of the present invention, a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. It is preferable.
また、本第1〜4のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像光学系の光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1900nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth aspects of the present invention, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. It is preferable.
本発明によれば、低侵襲な外科手術で対象とする脂肪内に分布する血管の位置を正確に認識することの可能な内視鏡観察装置が得られる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the endoscope observation apparatus which can recognize correctly the position of the blood vessel distributed in the fat made into object by minimally invasive surgery is obtained.
実施例の説明に先立ち、本発明の作用効果について詳しく説明する。
ここでは、脂肪内に存在する血管を観察する場合における脂肪と血管の分光特性に用いて説明する。
波長が1000nm以上の光に対する脂肪と血管の分光吸収特性には図1に示すような関係がある。図1において、縦軸は透過率(単位:%)、横軸は波長(単位:nm)をそれぞれ表している。
図1に示すように、1450nm近傍と1900nm近傍において、脂肪と血管とで吸収特性が大きく異なる波長帯域があることがわかる。図1ではこれらの波長帯域を符号A,Bを用いて示してある。これらの波長帯域A,Bにおいては、血管による光の吸収の度合いが脂肪による光の吸収の度合いの2倍以上となっており、他の波長領域に比べて吸収特性の違いが著しいものとなっている。
Prior to the description of the embodiments, the effects of the present invention will be described in detail.
Here, a description will be given using the spectral characteristics of fat and blood vessels when observing blood vessels existing in fat.
FIG. 1 shows the relationship between the spectral absorption characteristics of fat and blood vessels with respect to light having a wavelength of 1000 nm or more. In FIG. 1, the vertical axis represents transmittance (unit:%), and the horizontal axis represents wavelength (unit: nm).
As shown in FIG. 1, it can be seen that there are wavelength bands in which absorption characteristics differ greatly between fat and blood vessels in the vicinity of 1450 nm and 1900 nm. In FIG. 1, these wavelength bands are indicated by using symbols A and B. In these wavelength bands A and B, the degree of light absorption by blood vessels is more than twice the degree of light absorption by fat, and the difference in absorption characteristics is significant compared to other wavelength regions. ing.
また、図1に示すように、脂肪の透過率が、2200nm近傍までの波長に対してほぼ比例的に増加することがわかる。一般に、散乱体の透過率が波長に比例して増加する場合、散乱体の散乱係数が波長に反比例して小さくなっていると考えられる。
よって、脂肪は、2200nm近傍までの波長に対しては、散乱係数が反比例的に低下する、即ち、波長が長くなるにしたがって散乱の影響が小さくなっていくと考えられる。これは、光が脂肪表面を通過して血管が分布している深さまで、散乱によって減衰されることが比較的少ない状態で到達できることを意味している。
Moreover, as shown in FIG. 1, it turns out that the transmittance | permeability of a fat increases substantially proportionally with respect to the wavelength to 2200 nm vicinity. In general, when the transmittance of the scatterer increases in proportion to the wavelength, it is considered that the scattering coefficient of the scatterer decreases in inverse proportion to the wavelength.
Therefore, fat is considered to have a scattering coefficient that decreases inversely with respect to wavelengths up to about 2200 nm, that is, the influence of scattering decreases as the wavelength increases. This means that the light can reach the depth where the blood vessels are distributed through the fat surface with relatively little attenuation by scattering.
血管が分布している深さまで到達した光のうち、血管が位置する部位に入射した光は、血管において所定量吸収される。血管で吸収されなかった光は、血管が存在しない部位に入射した光とともに反射(後方散乱などを含む)されて、脂肪の表面から射出される。
そこで、このような血管のある部位とない部位とで強度の異なる所定波長の反射光を観察すれば、脂肪の中を走行する血管の位置を認識することができると考えられる。
Of the light reaching the depth at which the blood vessels are distributed, the light incident on the site where the blood vessels are located is absorbed by the blood vessels by a predetermined amount. The light that has not been absorbed by the blood vessel is reflected (including backscattering) together with the light incident on the site where the blood vessel does not exist, and is emitted from the surface of the fat.
Therefore, it is considered that the position of the blood vessel running in the fat can be recognized by observing reflected light of a predetermined wavelength having different intensities between the site with and without the blood vessel.
しかるに、このとき、上述したように、波長帯域A,Bにおいては、血管による光の吸収の度合いが脂肪による光の吸収の度合いの2倍以上となっており、他の波長領域に比べて吸収特性の違いが著しいものとなっている。
このため、これらの波長帯域Aや波長帯域Bの波長を含む光を脂肪内に存在する血管を観察するための照射光として用いれば、他の波長領域の光を用いた場合と比べて、血管が存在する部位に照射した光の光量低下が顕著になる。その結果、血管が存在する部位と存在しない部位とにおける観察時の反射光の光量の差異を格段に際立たせることができ、微弱な光であっても、血管の位置を高精度に認識できるものと考えられる。
However, at this time, as described above, in the wavelength bands A and B, the degree of light absorption by blood vessels is more than twice the degree of light absorption by fat, which is absorbed compared to other wavelength regions. The difference in characteristics is remarkable.
For this reason, if light including wavelengths in these wavelength bands A and B is used as irradiation light for observing blood vessels existing in fat, blood vessels are compared with cases in which light in other wavelength regions is used. The reduction in the amount of light applied to the part where the light is present becomes remarkable. As a result, the difference in the amount of reflected light at the time of observation between the part where the blood vessel exists and the part where it does not exist can be remarkably highlighted, and the position of the blood vessel can be recognized with high accuracy even with weak light it is conceivable that.
そこで、本発明者は、内視鏡観察装置において、これらの波長帯域の光(即ち、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光)を生体に照射するための照明光学系と、生体が反射した光を撮像素子の撮像面に結像することにより生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を用いて、脂肪内に分布する血管を観察すれば、血管とその周りの脂肪との間に明確なコントラストのついた画像を取得することができることを想到するに至った。
本発明の内視鏡観察装置によれば、例えば、図2(b)に示すような血管像19を観察することができる。なお、1200nm以上2200nm以下の波長であっても、血管と脂肪の分光吸収特性に大きな変化がない波長領域(1450nm近傍、1900nm近傍のいずれの波長も含まない)の近赤外光を用いて観察した場合には、図2(a)に示すように、脂肪18と血管19との間にそれほど十分なコントラストがつかず、血管の走行状態を確認することはできない。
Therefore, the present inventor irradiates a living body with light in these wavelength bands (that is, near infrared light including wavelengths of 1200 nm to 2200 nm and near 1450 nm or 1900 nm) in an endoscope observation apparatus. When observing blood vessels distributed in fat using the illumination optical system and an imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging light reflected by the living body on the imaging surface of the imaging element, The inventors have come up with the idea that an image with a clear contrast between a blood vessel and fat around it can be acquired.
According to the endoscope observation apparatus of the present invention, for example, a
ところで、照明光学系から照射された光は、1450nm近傍又は1900nm近傍の光であっても、その一部は血管に到達しないで脂肪表面で反射する。しかし、撮像光学系に脂肪表面で反射した光が入射するとハレーションが生じ、血管像のコントラストを著しく低下させてしまう。
そこで、本発明の内視鏡観察装置では、そのハレーション防止対策として、照明光学系と撮像光学系にそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像光学系中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像光学系中の偏光子の偏光方向とが直交するようにしている。
By the way, even if the light irradiated from the illumination optical system is light near 1450 nm or near 1900 nm, a part of the light is reflected on the fat surface without reaching the blood vessel. However, when light reflected from the fat surface enters the imaging optical system, halation occurs, and the contrast of the blood vessel image is significantly reduced.
Therefore, in the endoscope observation apparatus of the present invention, as countermeasures for preventing halation, each of the illumination optical system and the imaging optical system has a polarizer, and further reflected by the living body to the polarizer in the imaging optical system. The polarization direction of the incident polarized light is orthogonal to the polarization direction of the polarizer in the imaging optical system.
例えば、照明光学系と撮像光学系がそれぞれ別個の光路上に偏光子を有し、それぞれの前記偏光子を互いに偏光方向が直交するように配置する。
また、例えば、照明光学系と撮像光学系のうち、一方が1/2波長板と偏光子を有し、他方が前記一方とは異なる光路上に偏光子を有し、それぞれの前記偏光子を互いに偏光方向が同じになるように配置する。
また、例えば、照明光学系と撮像光学系が1/4波長板と偏光子を共有し、前記1/4波長板と前記偏光子を、該1/4波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が45°となるように配置する。
For example, the illumination optical system and the imaging optical system have polarizers on separate optical paths, and the polarizers are arranged so that their polarization directions are orthogonal to each other.
In addition, for example, one of the illumination optical system and the imaging optical system has a half-wave plate and a polarizer, and the other has a polarizer on an optical path different from the one, and each of the polarizers They are arranged so that their polarization directions are the same.
Further, for example, the illumination optical system and the imaging optical system share a ¼ wavelength plate and a polarizer, and the ¼ wavelength plate and the polarizer are connected to the optical axis of the ¼ wavelength plate and the polarizer. It arrange | positions so that the angle which a polarization direction may make may be 45 degrees.
このようにすれば、照明光学系から照射される光は、一定の偏光方向を有し、脂肪表面で反射する。この脂肪表面で反射した光は、そのほとんど全てが入射光と同様に、一様の偏光状態を保っている。そして、撮像光学系に備わる偏光子に入射する光が、この撮像光学系に備わる偏光子を介して遮光される。したがって、本発明の内視鏡観察装置によれば、脂肪表面で反射した光によるハレーションを防ぐことができる。一方、脂肪の内部(血管が分布している深さ)で反射した光は、散乱などにより偏光状態が乱れ、無偏光に近い状態になる。そして、撮像光学系に備わる偏光子に入射したときに撮像光学系の偏光子と偏光方向が一致する一部の光が透過する。このため、脂肪の内部に分布する血管を観察することができる。 In this way, the light emitted from the illumination optical system has a certain polarization direction and is reflected by the fat surface. Almost all of the light reflected by the fat surface maintains a uniform polarization state, similar to the incident light. And the light which injects into the polarizer with which an imaging optical system is equipped is light-shielded via the polarizer with which this imaging optical system is equipped. Therefore, according to the endoscope observation apparatus of the present invention, it is possible to prevent halation due to light reflected on the fat surface. On the other hand, the light reflected in the fat (the depth at which blood vessels are distributed) is disturbed in polarization due to scattering or the like, and becomes almost non-polarized. When the light enters the polarizer included in the imaging optical system, a part of light whose polarization direction matches that of the polarizer of the imaging optical system is transmitted. For this reason, blood vessels distributed inside the fat can be observed.
また、一般に、観察物体の表面近傍で後方散乱された光は、偏光状態の変化が小さいことから、観察物体に入射した光の一部は偏光状態が保たれている。脂肪の場合も同様に、表面近傍で後方散乱された光は偏光状態の変化が小さい。
しかるに、脂肪内の血管は、表面から2〜3mm程度の深さに存在することから、表面近傍で後方散乱された光は脂肪内の血管像を観察するうえではノイズとなり得る。
しかし、本発明の内視鏡観察装置によれば、上述のように、照明光学系と撮像光学系にそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像光学系中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像光学系中の偏光子の偏光方向とが直交する構成としたので、これらのノイズも撮像光学系中の偏光子でカットすることによって低減できる。
In general, the light backscattered in the vicinity of the surface of the observation object has a small change in the polarization state. Therefore, a part of the light incident on the observation object is kept in the polarization state. Similarly, in the case of fat, the back-scattered light near the surface has a small change in polarization state.
However, since blood vessels in fat are present at a depth of about 2 to 3 mm from the surface, the light scattered back in the vicinity of the surface can become noise when observing a blood vessel image in fat.
However, according to the endoscope observation apparatus of the present invention, as described above, each of the illumination optical system and the imaging optical system has a polarizer, and the polarizer in the imaging optical system is reflected by the living body. Since the polarization direction of the polarized light incident on the light beam and the polarization direction of the polarizer in the imaging optical system are orthogonal to each other, these noises can be reduced by cutting with the polarizer in the imaging optical system.
なお、本第1〜4のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明光学系の光路上には、1450±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. .
また、本第1〜4のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像光学系の光路上には、1450±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth aspects of the invention, it is preferable that a bandpass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. .
また、本第1〜4のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明光学系の光路上には、1900±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. .
また、本第1〜4のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像光学系の光路上には、1900±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. .
また、本第5の発明による内視鏡観察装置として、本第1〜第4の発明の内視鏡観察装置において、前記生体を挟んで前記撮像光学系と反対側の空間に挿入可能な反射板を備えるのが好ましい。 Further, as the endoscope observation apparatus according to the fifth invention, in the endoscope observation apparatus according to the first to fourth inventions, a reflection that can be inserted into a space opposite to the imaging optical system with the living body interposed therebetween. It is preferable to provide a plate.
また、本第5の発明の内視鏡観察装置においては、前記反射板に偏光解消板が付加されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to the fifth aspect of the present invention, it is preferable that a depolarizing plate is added to the reflecting plate.
また、本第5の発明の内視鏡観察装置においては、前記反射板に1/4波長板が付加されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to the fifth aspect of the present invention, it is preferable that a quarter wave plate is added to the reflecting plate.
また、本第6の発明による内視鏡観察装置は、1200nm以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光と1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍及び1900nm近傍のいずれの波長も含まない近赤外光とを生成する光源ユニットと、前記光源ユニットと光学的に接続され、それぞれ異なる前記近赤外光を生体に対して異なる照明状態(即ち、異なる照明波長の照明光を照明する状態)で照明する照明ユニットと、前記生体が反射したそれぞれ異なる前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像ユニットと、前記撮像ユニットが取得したそれぞれ異なる前記近赤外画像に加工を加える画像処理ユニットを備え、前記画像処理ユニットは、それぞれ異なる照明状態において撮像されたそれぞれ異なる前記近赤外画像を基にして生体内の特定部位のコントラスト強調を行うように構成されていることを特徴としている。 An endoscope observation apparatus according to the sixth invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more. A light source unit that generates near-infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm and near-infrared light having a wavelength of 1200 to 2200 nm and not including any wavelength near 1450 nm or 1900 nm; An illumination unit that is optically connected to the light source unit and illuminates the different near-infrared light in a different illumination state (that is, a state of illuminating illumination light having different illumination wavelengths) with respect to the living body; An imaging unit that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the reflected different near-infrared light on an imaging surface of an imaging device An image processing unit for processing the different near-infrared images acquired by the imaging unit, and the image processing unit generates images based on the different near-infrared images captured in different illumination states. It is configured to perform contrast enhancement of a specific part in the body.
観察対象部位は、必ずしも平坦な構造をしているとは限らない。このため、照明光学系からの照明光の出射部と観察対象部位との位置関係によっては、観察対象部位の表面における照明光の照度が不均一になることがある。そのような場合、血管が走行している深さまで到達して反射する光の強度も不均一になってしまうので、観察対象部位の像の全体にわたってはコントラストのよい血管像を描出することができない。
ところで、図1に示したように、血管が存在する部位では、1450nm±100nmの波長帯域や1900nm±100nmの波長帯域における光の吸収率が、それ以外の波長領域(例えば、1700±100nm)の光の吸収率に比べて高い。
The site to be observed does not necessarily have a flat structure. For this reason, the illuminance of the illumination light on the surface of the observation target part may become non-uniform depending on the positional relationship between the illumination light emitting part from the illumination optical system and the observation target part. In such a case, the intensity of light that reaches and reflects the depth of travel of the blood vessel also becomes non-uniform, so that a high-contrast blood vessel image cannot be drawn over the entire image of the observation target region. .
By the way, as shown in FIG. 1, in a region where a blood vessel exists, the light absorptance in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm is in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm). Higher than light absorption.
しかるに、本第6の発明の内視鏡観察装置では、この血管の吸収特性を利用して、2つの異なる照明状態(即ち、ここでは、血管での吸収率の度合いの大きい波長帯域の光とそれ以外の波長帯域の光というように、2つの異なる照明波長の照明光を照明した状態)で撮像した観察対象部位の画像データに対して所定の画像処理(例えば、2つの異なる照明波長の光を照明することによって得られた画像の照度比を求め、その照度比に応じて画像データを2値化する等の画像処理)を施すことによって、血管像とその背景の像とのコントラストを強調するようにしている。
このようにすると、観察像の全体にわたって、血管の存在する部位と存在しない部位とを、例えば、白と黒とで2値化する等、コントラスト強調された画像として観察することができるので、観察対象部位が平坦な構造をしていなくても観察対象部位における血管の位置を明確に認識することができる。
However, in the endoscope observation apparatus according to the sixth aspect of the invention, the absorption characteristics of the blood vessels are used to make two different illumination states (that is, light in a wavelength band having a high degree of absorption in the blood vessels here). Predetermined image processing (for example, light of two different illumination wavelengths) is performed on the image data of the observation target part imaged in a state where illumination light of two different illumination wavelengths is illuminated as light in other wavelength bands. The contrast between the blood vessel image and the background image is enhanced by calculating the illuminance ratio of the image obtained by illuminating the image and applying image processing such as binarization of the image data in accordance with the illuminance ratio. Like to do.
In this way, the site where the blood vessel exists and the site where it does not exist can be observed as a contrast-enhanced image, for example, binarized with white and black over the entire observation image. Even if the target part does not have a flat structure, the position of the blood vessel in the observation target part can be clearly recognized.
また、本第7の発明による内視鏡観察装置は、1200nm以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生成する複数の光源ユニットと、それぞれの前記光源ユニットと光学的に接続され、それぞれ異なる前記近赤外光を生体に対して異なる照明状態(即ち、ここでは、異なる照明方向から照明光を照明する状態)で照明する複数の照明ユニットと、前記生体が反射したそれぞれ異なる前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像ユニットと、前記撮像ユニットが取得したそれぞれ異なる前記近赤外画像に加工を加える画像処理ユニットを備え、前記画像処理ユニットは、それぞれ異なる照明状態において撮像されたそれぞれ異なる前記近赤外画像を基にして生体内の特定部位のコントラスト強調を行うように構成されていることを特徴としている。 An endoscope observation apparatus according to the seventh invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more, and is 1200 nm. A plurality of light source units that generate near infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength near 1450 nm or near 1900 nm, and optically connected to each of the light source units, and using different near infrared light to a living body. On the other hand, a plurality of illumination units that illuminate in different illumination states (in this case, illumination light from different illumination directions) and different near-infrared lights reflected by the living body are applied to the imaging surface of the image sensor. An imaging unit that acquires a near-infrared image of the living body by forming an image, and an image processor that processes the different near-infrared images acquired by the imaging unit. A unit, and the image processing unit is configured to perform contrast enhancement of a specific part in a living body based on the different near-infrared images captured in different illumination states. .
観察対象部位への照明方向によっては、観察対象部位の表面における照明光の照度が大きく異なり、血管が存在しない部位であっても撮象素子を介して得られる光が暗くなる部位が生じ、そのような部位の像と血管像とのコントラストが弱くなる場合がある。このため、一方向からの照明では、観察対象部位の像の全体にわたってはコントラストのよい血管像を描出することができない場合が生じ得る。
ところで、上述したように、血管が存在する部位では、1450nm±100nmの波長帯域や1900nm±100nmの波長帯域における光の吸収率が、それ以外の波長領域(例えば、1700±100nm)の光の吸収率に比べて高い。
このため、異なる複数方向から観察対象部位に光を照射した場合、血管以外の部位では、照射方向によって撮像素子を介して得られる光の明るさの変化が大きいのに対し、血管では、照射方向によって撮像素子を介して得られる光の明るさの変化が非常に小さい。
即ち、例えば、異なる2方向のうちの一方向から照射した場合に、暗く撮像される部位は、他方向から照射した場合に明るく撮像され得る。これに対し、血管では、いずれの方向から照射しても、得られる光の明るさはほとんど変化せず暗く撮像される。
そこで、異なる2方向からの照明によって得られた2つの画素信号を合算しその平均を算出すると、血管以外の部位が画像領域全体で見た場合に暗い領域がなくなるため、暗く撮像される血管部位とのコントラストを強調することができるようになる。
Depending on the direction of illumination of the observation target region, the illuminance of the illumination light on the surface of the observation target region varies greatly, and even if there is no blood vessel, there is a region where the light obtained through the imaging element becomes dark, The contrast between the image of such a part and the blood vessel image may be weakened. For this reason, with illumination from one direction, there may be a case where a blood vessel image with good contrast cannot be drawn over the entire image of the observation target region.
By the way, as described above, in the region where the blood vessel exists, the light absorption rate in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm is the absorption of light in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm). High compared to the rate.
For this reason, when light is irradiated to the observation target part from different directions, the brightness change of the light obtained through the imaging element is large depending on the irradiation direction in the part other than the blood vessel, whereas in the blood vessel, the irradiation direction Therefore, the change in the brightness of light obtained through the image sensor is very small.
That is, for example, a portion that is imaged dark when illuminated from one of two different directions can be imaged brightly when illuminated from the other direction. On the other hand, in the blood vessel, the brightness of the obtained light hardly changes regardless of the direction of irradiation, and the image is dark.
Therefore, when two pixel signals obtained by illumination from two different directions are added together and the average is calculated, a dark region disappears when a region other than a blood vessel is viewed in the entire image region, and thus a blood vessel region that is imaged darkly The contrast with can be emphasized.
しかるに、本第7の発明の内視鏡観察装置では、この血管の吸収特性を利用して、2つの異なる照明状態(即ち、ここでは、2つの異なる照明方向から照明光を照明した状態)で撮像した観察対象部位の画像データに対して所定の画像処理(例えば、異なる2方向からの照明によって得られた2つの画素信号を合算しその平均を算出する等の画像処理)を施すことによって、血管像とその背景の像とのコントラストを強調することができるようにしている。
このようにすると、観察対象部位が平坦な構造をしていなくても観察対象部位における血管の位置を明確に認識することができる。
However, in the endoscope observation apparatus according to the seventh aspect of the invention, using the absorption characteristics of the blood vessels, the illumination light is illuminated in two different illumination states (in this case, illumination light is illuminated from two different illumination directions). By performing predetermined image processing (for example, image processing such as adding two pixel signals obtained by illumination from two different directions and calculating an average thereof) on the image data of the observed site to be observed, The contrast between the blood vessel image and the background image can be enhanced.
In this way, the position of the blood vessel in the observation target part can be clearly recognized even if the observation target part does not have a flat structure.
また、本第8の発明として、本第6又は第7の発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットと前記撮像ユニットがそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像ユニット中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像ユニット中の偏光子の偏光方向とが直交するようにするのが好ましい。 Further, as the eighth invention, in the endoscope observation apparatus of the sixth or seventh invention, the illumination unit and the imaging unit each have a polarizer, and further reflected by the living body to It is preferable that the polarization direction of the polarized light incident on the polarizer in the imaging unit is orthogonal to the polarization direction of the polarizer in the imaging unit.
また、本第9の発明として、本第8の発明の内視鏡観察装置においては、前記光源ユニットと前記照明ユニットがライトガイドケーブルを介して接続され、前記照明ユニット中の偏光子が前記ライトガイドケーブルと前記照明ユニットの接続部に回転可能に配置されているのが好ましい。 As the ninth invention, in the endoscope observation apparatus according to the eighth invention, the light source unit and the illumination unit are connected via a light guide cable, and a polarizer in the illumination unit is the light. It is preferable that the guide cable and the lighting unit are rotatably arranged at the connection portion.
また、本第10の発明として、本第8の発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットと前記撮像ユニットはそれぞれ別個の光路上に前記偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が直交するように配置されているのが好ましい。 As the tenth invention, in the endoscope observation apparatus according to the eighth invention, the illumination unit and the imaging unit each have the polarizer on separate optical paths, and the polarizers are It is preferable that the polarization directions are arranged to be orthogonal to each other.
また、本第11の発明として、本第8の発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットと前記撮像ユニットのうち、一方は1/2波長板と前記偏光子を有し、他方は前記一方とは異なる光路上に前記偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が同じになるように配置されているのが好ましい。 As the eleventh invention, in the endoscope observation apparatus according to the eighth invention, one of the illumination unit and the imaging unit has a half-wave plate and the polarizer, and the other is It is preferable that the polarizer is provided on an optical path different from the one, and the polarizers are arranged so that their polarization directions are the same.
また、本第12の発明として、本第8の発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットと前記撮像ユニットは1/4波長板と前記偏光子を共有し、前記1/4波長板と前記偏光子は、該1/4波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が45°となるように配置されているのが好ましい。 As the twelfth aspect of the invention, in the endoscope observation apparatus of the eighth aspect of the invention, the illumination unit and the imaging unit share the ¼ wavelength plate and the polarizer, and the ¼ wavelength plate. And the polarizer are preferably arranged such that an angle formed by the optical axis of the quarter-wave plate and the polarization direction of the polarizer is 45 °.
また、本第6〜第12のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットの光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1450nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. It is preferable.
また、本第6〜第12のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像ユニットの光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1450nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. It is preferable.
また、本第6〜第12のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットの光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1900nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. It is preferable.
また、本第6〜第12のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像ユニットの光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1900nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. It is preferable.
また、本第6〜第12のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットの光路上には、1450±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, it is preferable that a bandpass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. .
また、本第6〜第12のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像ユニットの光路上には、1450±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any of the sixth to twelfth inventions, it is preferable that a bandpass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. .
また、本第6〜第12のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットの光路上には、1900±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. .
また、本第6〜第12のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像ユニットの光路上には、1900±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. .
また、本第13の発明による内視鏡観察装置として、本第6〜第12の発明の内視鏡観察装置において、前記生体を挟んで前記撮像ユニットと反対側の空間に挿入される反射板を備えてもよい。 Further, as the endoscope observation apparatus according to the thirteenth invention, in the endoscope observation apparatus according to the sixth to twelfth inventions, a reflector that is inserted into a space opposite to the imaging unit with the living body interposed therebetween. May be provided.
また、本第13の発明の内視鏡観察装置においては、前記反射板に偏光解消板が付加されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to the thirteenth aspect of the present invention, it is preferable that a depolarizing plate is added to the reflecting plate.
また、本第13の発明の内視鏡観察装置においては、前記反射板に1/4波長板が付加されているのが好ましい。 In the endoscope observation apparatus according to the thirteenth aspect of the invention, it is preferable that a quarter wave plate is added to the reflecting plate.
図3は本発明の実施例1にかかる内視鏡観察装置の概略構成を示す説明図である。
実施例1の内視鏡観察装置は、脂肪内に在る血管の走行状態を観察する内視鏡観察装置であり、図3に示すように、実施例1の内視鏡観察装置は、生体の腹部2B内に挿入されるスコープ22に撮像素子15を内蔵したカメラヘッド23を装着し、観察対象部位40の画像を取得することが可能に構成されたビデオスコープ24と、スコープ22を通して観察対象部位40に照明光を供給する光源装置25と、カメラヘッド23に内蔵された撮像素子15からの信号を処理する画像処理ユニット26と、画像処理ユニット26から出力される映像信号を表示するためのTVモニター27により構成されている。
FIG. 3 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of the endoscope observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
The endoscope observation apparatus according to the first embodiment is an endoscope observation apparatus that observes the running state of blood vessels in fat. As shown in FIG. 3, the endoscope observation apparatus according to the first embodiment is a living body. A
スコープ22は、硬性の挿入部31と、それに続いて設けられた把持部32と、把持部32の後端に設けられた接眼部33より成り、把持部32の側部の口金にライトガイドケーブル34が接続されている。
挿入部31内には照明光を伝送するためのライトガイド35が挿通され、ライトガイド35はライトガイドケーブル34を介してその端部に設けられたライトガイドコネクター36により光源装置25に着脱可能に接続されている。
The
A
光源装置25内にはランプ点灯制御回路37が設けられ、ランプ点灯制御回路37から、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外領域の光を発光するハロゲンランプ等のランプ38に、電源が供給されるようになっている。
ランプ38から発せられた光は、照明光路上に配置された集光レンズ39により、ライトガイドコネクター36のライトガイド35の入射端面に集光され、ライトガイド35により挿入部31の先端部(出射端面)に伝送されるようになっている。
ライトガイド35の先端面から出射された光は、腹部2B内の胃等の観察対象部位40に照明光として照射されるようになっている。
A lamp
The light emitted from the
The light emitted from the distal end surface of the
挿入部31の先端部には照明窓に隣接して観察窓が設けられ、観察窓を通して対物レンズ41によって取得された観察対象部位40の光学像が、リレー光学系42によりリレー光学系の後端面まで伝送されるようになっている。リレー光学系42の後端面に伝送された観察対象部位40の像は、接眼レンズ43を通し、接眼レンズ43の後方に配置された撮像レンズ44により撮像素子15の撮像面上に結像されるようになっている。
An observation window is provided adjacent to the illumination window at the distal end of the
なお、本願では、例えば、実施例1の内視鏡観察装置における、光源装置25、ライトガイド35、照明窓を含めた、観察対象部位40に近赤外光を照射する光学部材の集合体が、本発明の照明光学系に相当する。また、例えば、実施例1の内視鏡観察装置における、観察窓、対物レンズ41、リレー光学系42、接眼レンズ43、撮像レンズ44を含めた、観察対象部位40の像を撮像素子15の撮像面上に結像する光学系の集合体が、本発明の撮像光学系に相当する。また、例えば、実施例1の内視鏡観察装置における、光源装置25が、本発明の光源ユニットに相当する。また、例えば、実施例1の内視鏡観察装置における、ライトガイド35及び、観察対象部位40に近赤外光を照射する光学部材の集合体を備えたスコープ22が、本発明の照明ユニットに相当する。また、例えば、実施例1の内視鏡観察装置における、観察対象部位40の像を撮像素子15の撮像面上に結像する光学系の集合体を備えたビデオスコープ24が、本発明の撮像ユニットに相当する。
In the present application, for example, an assembly of optical members that irradiate near-infrared light to the
ここで、実施例1の内視鏡観察装置では、ハレーション防止手段として、挿入部31の先端部の観察窓と照明窓に、それぞれ偏光子45a,45bが設けられており、偏光子45a,45bは、観察対象部位40で反射して撮像光学系中の偏光子45aに入射する偏光の偏光方向と撮像光学系中の偏光子45aの偏光方向とが直交するように構成されている。
Here, in the endoscope observation apparatus according to the first embodiment, the
また、実施例1の内視鏡観察装置には、撮像レンズ44と撮像素子15との間の光路上に、図4(a)に示すように、1450nm±100nmの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルター13が配置されている。
Further, the endoscope observation apparatus according to the first embodiment has a characteristic of transmitting a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm on the optical path between the
図5は実施例1の内視鏡観察装置におけるハレーション防止手段として挿入部31の先端部に設けられた、2つの偏光子の一配置例を示す説明図である。
図5に示す配置例では、2つの偏光子45a,45bは、互いに偏光方向が直交するように配置され、且つ、1つの偏光素子45として一体化されている。
詳しくは、照明光学系中の偏光子45aは、照明窓を覆うように配置されている。また、撮像光学系中の偏光子45bは、観察窓を覆うとともに、偏光方向が偏光子45aの偏光方向と直交するように配置されている。
FIG. 5 is an explanatory diagram illustrating an arrangement example of two polarizers provided at the distal end portion of the
In the arrangement example shown in FIG. 5, the two
Specifically, the
このように構成された実施例1の内視鏡観察装置では、光源装置25より出射し、ライトガイド25を経た照明光は、偏光子45aを介して一定の偏光状態に保たれて、観察対象部位40に照射される。
観察対象部位40に照射された照明光のうち、脂肪18を通過して血管19が分布する領域に到達して反射(後方散乱などを含む)された光は、偏光が解消された状態で観察対象部位40の表面から射出されて観察窓に配置された偏光子45bに入射する。このとき、偏光子45bの偏光方向と一致しない光は遮断されるが、偏光子45bの偏光方向と一致する一部の光が偏光子45bを透過して、撮像素子15の撮像面まで光学的に伝送され、血管像が形成される。
一方、観察対象部位40の表面で反射した光は、照明光の偏光状態が保たれて、偏光素子45に入射したときの偏光方向が、偏光素子45の偏光方向と直交するため、ほぼ全ての光が偏光素子45を透過することができず、遮光される。
このため、実施例1の内視鏡観察装置によれば、偏光子45a、45bの効果により、スコープ22の挿入部先端と観察対象部位40の位置関係によらず、観察対象部位40の表面で反射した光によるハレーションを抑えることができる。
In the endoscope observation apparatus according to the first embodiment configured as described above, the illumination light emitted from the
Of the illumination light applied to the
On the other hand, the light reflected from the surface of the
For this reason, according to the endoscope observation apparatus of Example 1, due to the effects of the
また、図1を用いて説明したように、1450nm近傍では、血管による光の吸収の度合いが脂肪による吸収の度合いの2倍以上となっており、血管像に明瞭なコントラストをつけることができる。
しかるに、実施例1の内視鏡観察装置では、バンドパスフィルター13を介して、1450nmを中心として±100nmの帯域の光を利用して画像を構築するようにしたので、偏光子の影響により観察窓を透過する光の量が制限されるにもかかわらず明るい血管像を描出することができる。
なお、バンドパスフィルター13は、図4(b)に示すように、1900±100nmの波長帯域を透過する特性を有するものに置き換えても同様の効果が得られる。また、撮像光学系中の偏光子45bは必ずしも観察窓に配置することはなく、観察窓から撮像素子15の撮像面までの配置可能な空間に配置すれば、観察窓に配置した場合と同様の効果が得られる。
As described with reference to FIG. 1, in the vicinity of 1450 nm, the degree of light absorption by blood vessels is more than twice the degree of absorption by fat, and a clear contrast can be given to the blood vessel image.
However, in the endoscope observation apparatus according to the first embodiment, an image is constructed using light in a band of ± 100 nm centered on 1450 nm via the
Note that the same effect can be obtained by replacing the band-
図6は実施例1の変形例にかかる内視鏡観察装置の概略構成を示す説明図である。
実施例1の変形例の内視鏡観察装置における光源装置25’と、挿入部31の先端に配置される観察対象部位40の表面で反射した光によるハレーションを防止する手段(偏光素子45)以外の構成については、上述した装置構成と同じであるので、説明を省略する。
実施例1の変形例の内視鏡観察装置では、光源装置25’の光路上に1450nm±100nmの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルター13が配置されている。
FIG. 6 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of an endoscope observation apparatus according to a modification of the first embodiment.
Other than the
In the endoscope observation apparatus according to the modification of the first embodiment, the
図7は光源装置25’の一構成例を示す説明図であり、(a)は光源装置25’の光路中に配置される回転ディスクの構成を示す平面図、(b)は光源装置25’における回転ディスクの配置例を示す概略構成図である。
回転ディスクには同心円上に2種類のバンドパスフィルターが配置されている。その1つは、図4(a)に示すように、1450nm±100nmの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターである。もう1つは、図8に示すように、1700nm±100nmの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターである。
なお、1450nm±100nmの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターの代わりに、1900nm±100nmの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターを配置してもよい。
このような構成では、回転ディスクが回転軸を中心にして一定の速度で回転することにより、上記2種類のバンドパスフィルターは、順次、光源光路中に挿入される。その結果、観察対象部位40には照明窓を通して2種類の波長帯域の光が交互に照射される。
FIG. 7 is an explanatory view showing a configuration example of the
Two types of band-pass filters are arranged on a concentric circle on the rotating disk. One of them is a band-pass filter having a characteristic of transmitting a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm as shown in FIG. The other is a bandpass filter having a characteristic of transmitting a wavelength band of 1700 nm ± 100 nm as shown in FIG.
Note that a bandpass filter having a characteristic of transmitting a wavelength band of 1900 nm ± 100 nm may be arranged instead of a bandpass filter having a characteristic of transmitting a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm.
In such a configuration, the two types of band-pass filters are sequentially inserted into the light source optical path by rotating the rotating disk around the rotation axis at a constant speed. As a result, the
ところで、観察対象部位40は、必ずしも平坦な構造をしているとは限らない。このため、照明窓と観察対象部位40との位置関係によっては、観察対象部位40の表面における照明光の照度が不均一になることがある。そのような場合、血管が走行している深さまで到達して反射する光の強度も不均一になってしまうので、観察対象部位40の像の全体にわたってはコントラストのよい血管像を描出することができない。
そこで、実施例1の変形例の内視鏡観察装置では、図7(b)に一構成例として示した光源装置25’を用いて、1450nmや1900nmの波長と比較的近傍の波長領域であって、図1に示すグラフにおいて、脂肪における光の吸収特性と血管における光の吸収特性にほとんど差がない1700nm±100nmの波長帯域の光を観察対象部位40に照射して、血管が走行している深さまで到達して反射する光の画像も、1450nm±100nmの波長帯域又は1900±100nmの波長帯域の光を観察対象部位40に照射して、血管が走行している深さまで到達して反射する光の画像とともに取得するようにしている。そして、画像処理ユニット26において、1450nm±100nm又は1900±100nmの波長帯域の光を介して撮像した画像信号を1700nm±100nmの波長帯域の光を介して撮像した画像信号で割算して規格化することにより、コントラストの高い血管像を描出するようにしている。
By the way, the
Therefore, in the endoscope observation apparatus according to the modification of the first embodiment, the
図9は実施例1の変形例の内視鏡観察装置における観察対象部位40の画像のコントラストの強調処理手順の一例を示すフローチャートである。図9の例では1450nm±100nmの波長帯域の光と1700nm±100nmの波長帯域の光とを用いている。
まず、光源装置25’を介して1450nm±100nmの波長帯域の光で観察対象部位40を照射し、そのときに血管19が分布する領域に到達して反射(後方散乱)し、偏光子45bを通過した光を、撮像素子15で撮像して第1の画像信号(ここでは画像信号λ1とする)を取得する(ステップS1)。
また、光源装置25’を介して1700nm±100nmの波長帯域の光で観察対象部位40を照射し、そのときに血管19が分布する領域に到達して反射(後方散乱)し、偏光子45bを通過した光を、撮像素子15で撮像して第2の画像信号(ここでは画像信号λ2とする)を取得する(ステップS2)。
FIG. 9 is a flowchart illustrating an example of the contrast enhancement processing procedure of the image of the
First, the
In addition, the
画像処理ユニット26は、撮像素子15で撮像された1画素の領域ごとに、画像信号λ1を画像信号λ2で割り算する(即ちここでは、画像信号λ1÷画像信号λ2)。そして、λ1/λ2≒1のときに、その画素の領域の画像が白として表示されるように画像処理し、それ以外(即ち、λ1/λ2<<1)のときに、その画素の領域の画像が黒として表示されるように画像処理する(ステップS3)。
このように、画像処理ユニット26では、1700nm±100nmの波長帯域の光を介して撮像した画像信号を基にして、各画素の領域における画像を2値化して、TVモニター27を介して表示されるようにしている。
The
As described above, the
図1に示したように、血管が存在する部位では、1450nm±100nmの波長帯域や1900nm±100nmの波長帯域における光の吸収率が、それ以外の波長領域(例えば、1700±100nm)の光の吸収率に比べて高い。このため、1700nm±100nmの波長帯域の光を介して得られる画像信号λ2に比べて1450nm±100nmの波長帯域の光を介して得られる画像信号λ1の値が極端に小さくなる。従って、血管が存在する部位では、画像信号λ1を画像信号λ2で割り算した値は1を大きく下回る値となる。
一方、血管が存在しない部位では、1450nm±100nmの波長帯域や1900nm±100nmの波長帯域における光の吸収率と、それ以外の波長領域(例えば、1700±100nm)の光の吸収率とにそれほどの差異はない。従って、血管が存在する部位では、画像信号λ1を画像信号λ2で割り算した値は1に近似した値となる。
As shown in FIG. 1, in a region where a blood vessel exists, the light absorptance in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm is higher than that of light in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm). Higher than the absorption rate. For this reason, the value of the image signal λ1 obtained through the light in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm is extremely smaller than that of the image signal λ2 obtained through the light in the wavelength band of 1700 nm ± 100 nm. Therefore, at a site where a blood vessel exists, the value obtained by dividing the image signal λ1 by the image signal λ2 is a value much less than 1.
On the other hand, in the region where the blood vessel does not exist, the absorption rate of light in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm and the absorption rate of light in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm) are not much. There is no difference. Therefore, at a site where a blood vessel exists, the value obtained by dividing the image signal λ1 by the image signal λ2 is a value approximate to 1.
実施例1の変形例の内視鏡観察装置における画像処理ユニット26は、この血管の吸収特性を利用して、2つの異なる照明状態(即ち、ここでは、血管での吸収率の度合いの大きい波長帯域の光とそれ以外の波長帯域の光というように、2つの異なる照明波長の照明光を照明した状態)で撮像した観察対象部位40の画像データに対して上述のような画像処理を施すことによって、血管像とその背景の像とのコントラストを強調するようにしたものである。
このため、実施例1の変形例の内視鏡観察装置によれば、観察像の全体にわたって、血管の存在する部位と存在しない部位とを白と黒との2値化された画像として観察することができるので、観察対象部位40が平坦な構造をしていなくても観察対象部位40における血管19の位置を明確に認識することができる。
The
Therefore, according to the endoscope observation apparatus of the modification of the first embodiment, the site where the blood vessel exists and the site where the blood vessel does not exist are observed as a binarized image of white and black over the entire observation image. Therefore, even if the
なお、本発明の内視鏡観察装置におけるハレーション防止手段としての偏光子を含む偏光素子の構成は、観察対象部位40で反射して撮像光学系中の偏光子45aに入射する偏光の偏光方向と撮像光学系中の偏光子45aの偏光方向とが直交する構成であれば、図5に示した配置例に限定されるものではなく、その他の構成であってもよい。
The configuration of the polarizing element including the polarizer as the halation preventing means in the endoscope observation apparatus of the present invention is the polarization direction of the polarized light that is reflected by the
図10は本発明の内視鏡観察装置におけるハレーション防止手段の他の構成例を示す説明図であり、(a)は側面図、(b)は平面図である。
図10に示す構成例のハレーション防止手段は、挿入部31の先端において、物体側から順に配置された4分の1波長板45cと偏光子45aとからなる1つの偏光素子45で構成されている。偏光素子45は、照明光学系と撮像光学系とで共有されている。
4分の1波長板45cと偏光子45aは、4分の1波長板45cの光学軸に対しして偏光子45aの偏光方向が45度の角度をなすように配置されている。
実施例1の変形例の内視鏡観察装置では、図10に示す構成例のハレーション防止手段が採用されている。
FIG. 10 is an explanatory view showing another configuration example of the halation preventing means in the endoscope observation apparatus of the present invention, where (a) is a side view and (b) is a plan view.
The antihalation means of the configuration example shown in FIG. 10 is composed of one
The quarter-
In the endoscope observation apparatus according to the modification of the first embodiment, the halation preventing means having the configuration example shown in FIG. 10 is employed.
このように構成された実施例1の変形例の内視鏡観察装置では、照明窓から射出された光は、偏光子45aを透過した光が所定の偏光方向の偏光となり、さらに4分の1波長板を透過することにより円偏光に変換される。そして、観察対象部位40の表面で反射した円偏光が、再び4分の1波長板45cに入射し、4分の1波長板45cを透過することにより偏光子45aの偏光方向と垂直な偏光に変換される。このため、偏光子45aに入射した4分の1波長板45cからの偏光は透過されずに遮断される。
In the endoscope observation apparatus according to the modified example of the first embodiment configured as described above, the light emitted from the illumination window is the light having passed through the
なお、図5、図10に示したハレーション防止手段は、もちろん実施例1と実施例1の変形例のいずれにも適用可能である。 The halation preventing means shown in FIGS. 5 and 10 can be applied to both the first embodiment and the modified example of the first embodiment.
図11は本発明の内視鏡観察装置に適用可能なハレーション防止手段のさらに他の構成例を示す説明図であり、(a)は照明窓及び観察窓とハレーション防止手段との配置関係を示す平面図、(b)は(a)におけるハレーション防止手段の側面図、(c)は(b)の平面図である。
図11に示した構成例のハレーション防止手段は、観察窓か照明窓のうちの一方に物体側から順に2分の1波長板45c’と偏光子45aを有し、他方に偏光子45bのみを有して構成されている。この場合、偏光子45a,45bは、互いに偏光方向が同一になるように配置されている。なお、図11では、説明の便宜上、観察窓に2分の1波長板45c’と偏光子45aを有し、照明窓に偏光子45bを有した構成を示してある。
FIG. 11 is an explanatory view showing still another configuration example of the halation preventing means applicable to the endoscope observation apparatus of the present invention, and (a) shows the arrangement relationship between the illumination window and the observation window and the halation preventing means. (B) is a side view of the halation preventing means in (a), and (c) is a plan view of (b).
The antihalation means of the configuration example shown in FIG. 11 has a half-
図11に示すように構成されたハレーション防止手段を採用した内視鏡観察装置によれば、照明窓から射出された光は、偏光子45bを透過した光が所定の偏光方向の偏光となる。そして、観察対象部位40の表面で反射した偏光が、2分の1波長板45c’を透過することにより偏光方向が90度回転した偏光に変換される。このため、偏光子45aに入射した2分の1波長板45c’からの偏光は透過されずに遮断される。
According to the endoscope observation apparatus employing the antihalation means configured as shown in FIG. 11, the light emitted from the illumination window is the light having passed through the
さらに、実施例1の内視鏡観察装置は、図3に示すように、生体を挟んで撮像光学系と反対側の空間に挿入可能な反射板51を備えている。
観察対象部位40が、例えば、胃大網18の場合、血管19は胃大網18に蓄積された脂肪中に存在するものの、胃から剥離されていることがある。
しかるに、実施例1の内視鏡観察装置によれば、このような場合には、スコープ22が体内に挿入されているのとは別の場所から、反射板51を挿入して、観察対象部位40を挟んでスコープ22の挿入部31の先端とは反対側の空間に位置させることができる。このようにすると、反射板51を介して、観察対象部位40を透過した光を反射させて、再び、観察対象部位40に照射し、観察対象部位40を透過させた光についても撮像光学系を介して観察することにより、観察画像の強度を増強させることが可能となる。その結果、血管とその他の部分とのコントラストがより一層明瞭になり、脂肪内に分布する血管をさらに識別し易くすることができる。
なお、反射板51を用いる場合において、照明窓から出射した照明光が反射板51に直接当たってしまい、反射板51で反射した光が観察窓に入射することがあっても、図5、図10、図11に示したようなハレーション除去手段を用いることよりそのような光は遮断することができる。
Furthermore, as shown in FIG. 3, the endoscope observation apparatus according to the first embodiment includes a
When the
However, according to the endoscope observation apparatus of the first embodiment, in such a case, the reflecting
In the case of using the reflecting
また、実施例1の内視鏡観察装置における反射板51の反射面に偏光解消板を付加してもよい。このようにすると、観察対象部位40を透過したときに偏光状態が保たれた光のうち、反射板51で反射された光は全て無偏光状態になる。このため、再び、観察対象部位40を透過し、血管の画像情報を含んだ光が観察窓に入射したときには、ハレーション防止手段で完全に遮断されることなく、対物レンズ41に取り込まれる。
Further, a depolarizing plate may be added to the reflecting surface of the reflecting
図12は本発明の実施例2かかる内視鏡観察装置の概略構成を示す説明図である。
実施例2の内視鏡観察装置は、図3又は図6に示した実施例1又は実施例1の変形例の内視鏡観察装置に、更に第2の照明光学系を備えて構成されている。
第2の照明光学系は、第2の光源装置55と、第2のライトガイドケーブル65と、照明用シース66を有して構成されている。
第2の光源装置55は、第1の光源装置25と同様に構成されている。
第2のライトガイドケーブル65は、第1の光源装置25におけるライトガイド35と同様に第2のライトガイド(図示省略)を備えて構成されている。また、第2のライトガイドケーブル65は、その一端が第2の光源装置55に接続され、他端が照明用シース66に接続されている。
そして、このように構成された第2の照明光学系は、腹部2Bの別の挿入部から照明用シース66を介して第2のライトガイドを挿入し、第2のライトガイドによって伝送された照明光を観察対象部位40に照射可能となっている。
FIG. 12 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of the endoscope observation apparatus according to the second embodiment of the present invention.
The endoscope observation apparatus according to the second embodiment is configured by further including a second illumination optical system in addition to the endoscope observation apparatus according to the first embodiment or the modification of the first embodiment illustrated in FIG. 3 or FIG. Yes.
The second illumination optical system includes a second
The second
Similar to the
And the 2nd illumination optical system comprised in this way inserts a 2nd light guide through the
例えば、実施例1の内視鏡観察装置における反射板51のように、第2のライトガイドを備えた第2のライトガイドケーブル65を観察対象部位40のスコープ22とは反対側の空間に侵入させて、観察対象部位40をスコープ22とは反対側の空間から透過照明することもできるようになっている。
For example, like the
なお、この場合、照明用シース66の先端部には、偏光子(図示省略)を回転可能な状態で取付け、照明用シース66の手元側操作部66aに設けた操作ハンドル(図示省略)を操作することにより、この偏光子を透過して観察対象部位に照射される照明光の偏光方向が、スコープ22側に取付けられた撮像光学系中の偏光子の偏光方向に対して直交する状態になるよう調整できるような構造とするのが望ましい。
また、照明用シース66の先端66b付近を軟性チューブのように屈曲可能な部材で構成し、手元側操作部66aに設けた操作ハンドルにより屈曲自在な構造とするのが望ましい。
In this case, a polarizer (not shown) is attached to the distal end portion of the
Further, it is desirable that the vicinity of the
また、照明用シース66の手元側操作部66aから先端部までリレー光学系(図示省略)を挿通し、手元側操作部66aにはリレー光学系と第2のライトガイドを接続するジョイント部(図示省略)を設けるようにしても良い。その場合、照明用シース66に取付ける偏光子をジョイント部を介して回転自在に配置すれば、ジョイント部の回転を介して所望の偏光状態の照明光を作り出して、リレー光学系では偏光が保存された状態で、観察対象部位40に照射することができる。
Further, a relay optical system (not shown) is inserted from the proximal
このような構成によれば、複雑な回転機構を必要とすることなく、照明用シース66に取付けられた偏光子を介して出射される照明光の偏光方向を、スコープ22側に取付けられた撮像光学系中の偏光子の偏光方向に対して直交するように調整することが可能である。
According to such a configuration, the polarization direction of the illumination light emitted through the polarizer attached to the
また、照明用シース66の先端部分にリレー光学系の光軸を所望の角度に折り曲げる光学部材を設けるのが好ましい。そのようにすれば、照明方向を調整し易くすることができる。なお、リレー光学系の光軸を所望の角度に折り曲げる光学部材としては、反射板やプリズムミラーなどを用いることができる。
In addition, an optical member that bends the optical axis of the relay optical system to a desired angle is preferably provided at the distal end portion of the
このように構成された実施例2の内視鏡観察装置によれば、第1の光源25と第2の光源55を同時に点灯させ、観察対象部位40に対して透過照明と落射照明を同時に行うことで、ハレーションを防止しながら観察対象部位40内に存在する血管の走行状態をより一層明瞭に描出することができる。
また、第1の光源装置25と第2の光源装置55を選択的に点灯させて、2つの異なる照明状態で撮像した観察対象部位40の画像データに対して画像処理ユニット26を介して所定の演算処理を加えることにより、血管像のコントラスト強調を行うようにすることも可能となる。
According to the endoscope observation apparatus of the second embodiment configured as described above, the
In addition, the first
図13は実施例2の内視鏡観察装置における観察対象部位40の画像のコントラストの強調処理手順の一例を示すフローチャートである。なお、図13の例では、第1の光源装置25と第2の光源装置55は、いずれもが1450nm±100nmの波長帯域の光を照明光として出射する構成である。勿論、いずれもが1900nm±100nmの波長帯域の光を照明光として出射する構成であってもよい。
まず、第1の光源25と第2の光源55のいずれか一方を点灯し他方を消灯して、点灯した一方の光源の方向(ここではA方向とする)から照明したときに血管19が分布する領域に到達して反射(後方散乱)し、偏光子45bを通過した光を、撮像素子15で撮像して第1の画像信号(ここでは画像信号Aとする)を取得する(ステップS11)。
次いで、第1の光源25と第2の光源55の他方を点灯し一方を消灯して、点灯した他方の光源の方向(ここではB方向とする)から照明したときに血管19が分布する領域に到達して反射(後方散乱)し、偏光子45bを通過した光を、撮像素子15で撮像して第2の画像信号(ここでは画像信号Bとする)を取得する(ステップS12)。
FIG. 13 is a flowchart illustrating an example of the contrast enhancement processing procedure of the image of the
First, when one of the
Next, the region where the
画像処理ユニット26は、撮像素子15で撮像された1画素の領域ごとに、画素信号Aと画素信号Bを合算しその平均を算出する(即ちここでは、(画像信号A+画像信号B)÷2)。
The
観察対象部位40への照明方向によっては、観察対象部位40の表面における照明光の照度が大きく異なり、血管が存在しない部位であっても撮象素子15を介して得られる光が暗くなる部位が生じ、そのような部位の像と血管像とのコントラストが弱くなる場合がある。このため、一方向からの照明では、観察対象部位40の像の全体にわたってはコントラストのよい血管像を描出することができない場合が生じ得る。
Depending on the direction of illumination of the
図1に示したように、血管が存在する部位では、1450nm±100nmの波長帯域や1900nm±100nmの波長帯域における光の吸収率が、それ以外の波長領域(例えば、1700±100nm)の光の吸収率に比べて高い。このため、異なる複数方向から観察対象部位40に光を照射した場合、血管以外の部位では、照射方向によって撮像素子15を介して得られる光の明るさの変化が大きいのに対し、血管では、照射方向によって撮像素子15を介して得られる光の明るさの変化が非常に小さい。
即ち、実施例2の内視鏡観察装置において、第1の光源25と第2の光源55のいずれか一方の方向(A方向)から照射した場合に、暗く撮像される部位は、他方(B方向)から照射した場合に明るく撮像され得る。これに対し、血管では、A方向,B方向のいずれの方向から照射しても、得られる光の明るさはほとんど変化せず暗く撮像される。
従って、画素信号Aと画素信号Bを合算しその平均を算出すると、血管以外の部位が画像領域全体で見た場合に暗い領域がなくなるため、暗く撮像される血管部位とのコントラストを強調することができる。
As shown in FIG. 1, in a region where a blood vessel exists, the light absorptance in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm is higher than that of light in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm). Higher than the absorption rate. For this reason, when the
That is, in the endoscope observation apparatus according to the second embodiment, when the irradiation is performed from one of the
Therefore, when the pixel signal A and the pixel signal B are added together and the average is calculated, the dark region disappears when the region other than the blood vessel is viewed in the entire image region, so that the contrast with the blood vessel region that is imaged darkly is enhanced. Can do.
実施例2の内視鏡観察装置における画像処理ユニット26は、この血管の吸収特性を利用して、2つの異なる照明状態(即ち、ここでは、2つの異なる照明方向から照明光を照明した状態)で撮像した観察対象部位40の画像データに対して上述のような画像処理を施すことによって、血管像とその背景の像とのコントラストを強調することができるようにしたものである。
このため、実施例2の内視鏡観察装置によれば、観察対象部位40が平坦な構造をしていなくても観察対象部位40における血管19の位置を明確に認識することができる。
The
For this reason, according to the endoscope observation apparatus of Example 2, even if the
実施例3の内視鏡観察装置は、ハレーション防止手段以外の基本的な装置構成については、図3に示した実施例1の内視鏡観察装置とほぼ同じである。便宜上、図3を用いて説明する。
実施例3のハレーション防止手段は、スコープ22の観察窓と照明窓とに、それぞれ、互いの偏光方向が直交するようにして配置された偏光子と、反射板51の反射面側に配置された4分の1波長板とで構成されている。
The endoscope observation apparatus according to the third embodiment is substantially the same as the endoscope observation apparatus according to the first embodiment shown in FIG. For convenience, description will be made with reference to FIG.
The halation preventing means of the third embodiment is disposed on the observation window and the illumination window of the
このように構成された実施例3の内視鏡観察装置では、反射板51を観察対象部位40を挟んでスコープ22と対向するように配置して、観察対象部位40に対して透過照明を行う場合、反射板51の反射面に配置される4分の1波長板の光学軸が偏光素子の偏光方向に対して45度の角度をなすように反射面の向きを調整する。このようにすると、光源装置25より出射し、ライトガイド25を経た照明光は、照明窓に配置された偏光子を介して一定の偏光状態に保たれて、観察対象部位40に照射される。観察対象部位40を透過した偏光は、4分の1波長板で円偏光に変換されて反射板51に入射する。反射板51で反射した円偏光は4分の1波長板で照明窓に配置された偏光子の偏光方向と直交する偏光方向の偏光に変換される。即ち、実施例3の内視鏡観察装置によれば、観察対象部位40を透過した偏光を反射面側に設けた4分の1波長板を往復させることで、偏光方向が90度回転するようにして、再び観察対象部位40を透過させることができる。
これにより、観察対象部位40を透過した光は、観察窓に配置された偏光子で遮断されること無く撮像素子の撮像面まで到達する。このため、実施例3の内視鏡観察装置によれば、ハレーションを防止しながら観察対象部位40内に存在する血管の走行状態をより一層明瞭に描出することができる。
In the endoscope observation apparatus according to the third embodiment configured as described above, the
Thereby, the light transmitted through the
以上説明したように、本発明の内視鏡観察装置は、特許請求の範囲に記載された発明の他に、次に示すような特徴も備えている。 As described above, the endoscope observation apparatus of the present invention has the following features in addition to the invention described in the claims.
(1)前記照明光学系の光路上には、1450±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項1〜4のいずれかに記載の内視鏡観察装置。
(1) An endoscopic observation apparatus according to any one of
(2)前記撮像光学系の光路上には、1450±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項1〜4のいずれかに記載の内視鏡観察装置。
(2) The endoscope observation apparatus according to any one of
(3)前記照明光学系の光路上には、1900±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項1〜4のいずれかに記載の内視鏡観察装置。
(3) An endoscopic observation apparatus according to any one of
(4)前記撮像光学系の光路上には、1900±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項1〜4のいずれかに記載の内視鏡観察装置。
(4) The endoscope observation apparatus according to any one of
(5)前記生体を挟んで前記撮像光学系と反対側の空間に挿入される反射板を備えたことを特徴とする請求項1〜4のいずれかに記載の内視鏡観察装置。
(5) The endoscope observation apparatus according to any one of
(6)前記反射板に偏光解消板が付加されていることを特徴とする上記(5)に記載の内視鏡観察装置。 (6) The endoscope observation apparatus according to (5), wherein a depolarization plate is added to the reflection plate.
(7)前記反射板に1/4波長板が付加されていることを特徴とする上記(5)に記載の内視鏡観察装置。 (7) The endoscope observation apparatus according to (5), wherein a quarter wave plate is added to the reflection plate.
(8)1200nm以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光と1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍及び1900nm近傍のいずれの波長も含まない近赤外光とを生成する光源ユニットと、前記光源ユニットと光学的に接続され、それぞれ異なる前記近赤外光を生体に対して異なる照明状態で照明する照明ユニットと、前記生体が反射したそれぞれ異なる前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像ユニットと、前記撮像ユニットが取得したそれぞれ異なる前記近赤外画像に加工を加える画像処理ユニットを備え、前記画像処理ユニットは、それぞれ異なる照明状態において撮像されたそれぞれ異なる前記近赤外画像を基にして生体内の特定部位のコントラスト強調を行うように構成されていることを特徴とする内視鏡観察装置。 (8) An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near infrared light of 1200 nm or more, which is 1200 nm or more and 2200 nm or less and near 1450 nm or 1900 nm. A light source unit that generates near-infrared light including a wavelength and near-infrared light that is not less than 1200 nm and not greater than 2200 nm and does not include any wavelength in the vicinity of 1450 nm and 1900 nm; and optically connected to the light source unit, An illumination unit that illuminates the different near-infrared light in a different illumination state with respect to the living body, and the near-red light of the living body is imaged on the imaging surface of the imaging element by imaging the different near-infrared light reflected by the living body. An imaging unit that acquires an outside image, and an image processing unit that processes the different near-infrared images acquired by the imaging unit. And the image processing unit is configured to perform contrast enhancement of a specific part in the living body based on the different near-infrared images captured in different illumination states. Endoscope observation device.
(9)1200nm以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生成する複数の光源ユニットと、それぞれの前記光源ユニットと光学的に接続され、それぞれ異なる前記近赤外光を生体に対して異なる照明状態で照明する複数の照明ユニットと、前記生体が反射したそれぞれ異なる前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像ユニットと、前記撮像ユニットが取得したそれぞれ異なる前記近赤外画像に加工を加える画像処理ユニットを備え、前記画像処理ユニットは、それぞれ異なる照明状態において撮像されたそれぞれ異なる前記近赤外画像を基にして生体内の特定部位のコントラスト強調を行うように構成されていることを特徴とする内視鏡観察装置。 (9) An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near infrared light of 1200 nm or more, which is 1200 nm or more and 2200 nm or less near 1450 nm or 1900 nm A plurality of light source units that generate near-infrared light including a wavelength, and a plurality of illumination units that are optically connected to the respective light source units and that illuminate the different near-infrared light in different illumination states with respect to a living body. An imaging unit that obtains a near-infrared image of the living body by forming images of the different near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging element, and the different near-fields acquired by the imaging unit. An image processing unit for processing an infrared image, and each of the image processing units is captured in a different illumination state. The endoscope observation apparatus characterized by being configured to based on the near-infrared image enhance a contrast of a particular site in vivo.
(10)前記照明ユニットと前記撮像ユニットがそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像ユニット中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像ユニット中の偏光子の偏光方向とが直交するようにしたことを特徴とする上記(8)又は(9)に記載の内視鏡観察装置。 (10) The illumination unit and the imaging unit each have a polarizer, and further, the polarization direction of the polarized light that is reflected by the living body and incident on the polarizer in the imaging unit, and the polarization of the polarizer in the imaging unit The endoscope observation apparatus according to (8) or (9), wherein the direction is orthogonal to the direction.
(11)前記光源ユニットと前記照明ユニットがライトガイドケーブルを介して接続され、前記照明ユニット中の偏光子が前記ライトガイドケーブルと前記照明ユニットの接続部に回転可能に配置されていることを特徴とする上記(10)に記載の内視鏡観察装置。 (11) The light source unit and the illumination unit are connected via a light guide cable, and a polarizer in the illumination unit is rotatably disposed at a connection portion between the light guide cable and the illumination unit. The endoscope observation apparatus according to (10) above.
(12)前記照明ユニットと前記撮像ユニットはそれぞれ別個の光路上に前記偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が直交するように配置されていることを特徴とする上記(10)に記載の内視鏡観察装置。 (12) The illumination unit and the imaging unit each have the polarizer on separate optical paths, and the polarizers are arranged so that the polarization directions thereof are orthogonal to each other (10) ) Endoscope observation apparatus.
(13)前記照明ユニットと前記撮像ユニットのうち、一方は1/2波長板と前記偏光子を有し、他方は前記一方とは異なる光路上に前記偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が同じになるように配置されていることを特徴とする上記(10)に記載の内視鏡観察装置。 (13) Of the illumination unit and the imaging unit, one has a half-wave plate and the polarizer, and the other has the polarizer on an optical path different from the one, and each of the polarizers Are arranged so that their polarization directions are the same, the endoscope observation apparatus according to (10) above.
(14)前記照明ユニットと前記撮像ユニットは1/4波長板と前記偏光子を共有し、前記1/4波長板と前記偏光子は、該1/4波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が45°となるように配置されていることを特徴とする上記(10)に記載の内視鏡観察装置。 (14) The illumination unit and the imaging unit share a ¼ wavelength plate and the polarizer, and the ¼ wavelength plate and the polarizer have an optical axis of the ¼ wavelength plate and the polarizer. The endoscope observation apparatus according to (10) above, wherein the endoscope observation apparatus is arranged so that an angle formed with the polarization direction is 45 °.
(15)前記照明ユニットの光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1450nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記(8)〜(14)のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (15) Any one of the above (8) to (14), wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. The endoscope observation apparatus described in 1.
(16)前記撮像ユニットの光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1450nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記(8)〜(14)のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (16) Any of the above (8) to (14), wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the imaging unit The endoscope observation apparatus described in 1.
(17)前記照明ユニットの光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1900nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記(8)〜(14)のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (17) Any of the above (8) to (14), wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. The endoscope observation apparatus described in 1.
(18)前記撮像ユニットの光路上には、1200nm以上2200nm以下であって1900nmを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記(8)〜(14)のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (18) Any one of (8) to (14) above, wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. The endoscope observation apparatus described in 1.
(19)前記照明ユニットの光路上には、1450±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記(8)〜(14)のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (19) The endoscope according to any one of (8) to (14), wherein a band-pass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. Observation device.
(20)前記撮像ユニットの光路上には、1450±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記(8)〜(14)のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (20) The endoscope according to any one of (8) to (14), wherein a band-pass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. Observation device.
(21)前記照明ユニットの光路上には、1900±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記(8)〜(14)のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (21) The endoscope according to any one of (8) to (14), wherein a band-pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. Observation device.
(22)前記撮像ユニットの光路上には、1900±100nmの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記(8)〜(14)のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (22) The endoscope according to any one of (8) to (14) above, wherein a bandpass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. Observation device.
(23)前記生体を挟んで前記撮像ユニットと反対側の空間に挿入される反射板を備えていることを特徴とする上記(8)〜(14)のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (23) The endoscope observation apparatus according to any one of (8) to (14), further including a reflector that is inserted into a space opposite to the imaging unit with the living body interposed therebetween. .
(24)前記反射板に偏光解消板が付加されていることを特徴とする上記(23)に記載の内視鏡観察装置。 (24) The endoscope observation apparatus according to (23), wherein a depolarization plate is added to the reflection plate.
(25)前記反射板に1/4波長板が付加されていることを特徴とする上記(23)に記載の内視鏡観察装置。 (25) The endoscope observation apparatus according to (23), wherein a quarter wave plate is added to the reflection plate.
本発明の内視鏡観察装置は、手術対象部位の血管の配置(走行状態)を正確に認識して低侵襲に外科手術を行うことが求められている医療の分野において特に有用である。 The endoscope observation apparatus of the present invention is particularly useful in the medical field where it is required to accurately recognize the placement (running state) of blood vessels at a site to be operated and perform a minimally invasive surgical operation.
2B 生体の腹部
13 バンドパスフィルター
15 撮像素子
18 胃大網
19 血管
22 スコープ
23 カメラヘッド
24 ビデオスコープ
25,25’ 光源装置
26 画像処理ユニット
27 TVモニター
31 挿入部
32 把持部
33 接眼部
34 ライトガイドケーブル
35 ライトガイド
36 ライトガイドコネクター
37 ランプ点灯制御回路
38 ランプ
39 集光レンズ
40 観察対象部位
41 対物レンズ
42 リレー光学系
43 接眼レンズ
44 撮像レンズ
45 偏光素子
45a,45b 偏光子
45c 4分の1波長板
45c’ 2分の1波長板
51 反射板
55 第2の光源装置
65 第2のライトガイドケーブル
66 照明用シース
66a 手元側操作部
66b 先端
2B Abdominal part of living
Claims (8)
1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、
前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、
前記照明光学系と前記撮像光学系はそれぞれ偏光子を有し、さらに、
前記生体で反射して前記撮像光学系中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像光学系中の偏光子の偏光方向とが直交するようにしたことを特徴とする内視鏡観察装置。 An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more,
An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 1200 nm to 2200 nm and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm;
An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging device;
The illumination optical system and the imaging optical system each have a polarizer, and
An endoscope observation apparatus characterized in that a polarization direction of polarized light reflected by the living body and incident on a polarizer in the imaging optical system is orthogonal to a polarization direction of the polarizer in the imaging optical system .
1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、
前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、
前記照明光学系と前記撮像光学系はそれぞれ別個の光路上に偏光子を有し、
それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が直交するように配置されている、
ことを特徴とする内視鏡観察装置。 An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more,
An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 1200 nm to 2200 nm and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm;
An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging device;
The illumination optical system and the imaging optical system each have a polarizer on separate optical paths,
Each of the polarizers is disposed so that the polarization directions are orthogonal to each other.
An endoscope observation apparatus characterized by that.
1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、
前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、
前記照明光学系と前記撮像光学系のうち、一方は1/2波長板と偏光子を有し、他方は前記一方とは異なる光路上に偏光子を有し、
それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が同じになるように配置されている、
ことを特徴とする内視鏡観察装置。 An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more,
An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 1200 nm to 2200 nm and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm;
An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging device;
Of the illumination optical system and the imaging optical system, one has a half-wave plate and a polarizer, and the other has a polarizer on an optical path different from the one,
Each of the polarizers is disposed so that the polarization directions are the same with each other.
An endoscope observation apparatus characterized by that.
1200nm以上2200nm以下であって1450nm近傍又は1900nm近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、
前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、
前記照明光学系と前記撮像光学系は1/4波長板と偏光子を共有し、
前記1/4波長板と前記偏光子は、該1/4波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が45°となるように配置されている、
ことを特徴とする内視鏡観察装置。 An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more,
An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 1200 nm to 2200 nm and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm;
An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging device;
The illumination optical system and the imaging optical system share a ¼ wavelength plate and a polarizer,
The quarter-wave plate and the polarizer are arranged so that an angle formed by an optical axis of the quarter-wave plate and a polarization direction of the polarizer is 45 °.
An endoscope observation apparatus characterized by that.
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