JP2010005305A - Fluorescence photography method and apparatus - Google Patents
Fluorescence photography method and apparatus Download PDFInfo
- Publication number
- JP2010005305A JP2010005305A JP2008171028A JP2008171028A JP2010005305A JP 2010005305 A JP2010005305 A JP 2010005305A JP 2008171028 A JP2008171028 A JP 2008171028A JP 2008171028 A JP2008171028 A JP 2008171028A JP 2010005305 A JP2010005305 A JP 2010005305A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- concentration
- image
- fluorescent substance
- fluorescent
- fluorescence
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Images
Landscapes
- Endoscopes (AREA)
- Investigating, Analyzing Materials By Fluorescence Or Luminescence (AREA)
Abstract
Description
本発明は蛍光撮影方法及び装置に係り、特に蛍光物質が生体内に投与された被検体を連続的に撮影して蛍光画像を取得する技術に関する。 The present invention relates to a fluorescence imaging method and apparatus, and more particularly to a technique for acquiring a fluorescence image by continuously imaging a subject to which a fluorescent substance is administered into a living body.
インドシアニングリーン(ICG)等の蛍光物質を生体内に投与するとともに、前記蛍光物質を発光させるための特定の波長域の励起光を照射し、この励起光によって発光した生体組織を撮影することにより、体内の血管や病巣部の位置を特定する蛍光イメージングが注目されている。 By injecting a fluorescent substance such as indocyanine green (ICG) into the living body, irradiating excitation light in a specific wavelength region for causing the fluorescent substance to emit light, and photographing the living tissue emitted by the excitation light Attention has been focused on fluorescence imaging for identifying the position of blood vessels and lesions in the body.
しかし、蛍光物質は体内で代謝されてしまい、時間が経過するに連れて体内中の蛍光物質濃度が低下することで、鮮明な蛍光画像が得られなくなってしまうという問題がある。 However, there is a problem that the fluorescent substance is metabolized in the body, and as the time passes, the fluorescent substance concentration in the body decreases, and a clear fluorescent image cannot be obtained.
この生体の蛍光物質代謝を考慮した技術として、蛍光物質の投与量を制御する投与量制御装置が提案されている(特許文献1)。 As a technique considering the fluorescent substance metabolism in the living body, a dose control device for controlling the dose of the fluorescent substance has been proposed (Patent Document 1).
特許文献1に記載の投与量制御装置は、蛍光物質の濃度を常時測定し、濃度が一定値以下になった場合に自動投与装置に投与開始信号を送るか、モニタに投与を促す表示を出力することで、安定した蛍光観察を可能にしている。
The dose control device described in
また、ICGの濃度を非侵襲に測定する技術として、特許文献2に記載のものがある。
しかし、特許文献1に記載の投与量制御装置は、以下の問題がある。
However, the dose control device described in
1.常に発光強度がピーク又はピークに近い値となるように蛍光物質の濃度(蛍光物質の投与量)を制御するため、大量の蛍光物質が必要となりコストがかかる。 1. Since the concentration of the fluorescent substance (dosage of the fluorescent substance) is controlled so that the emission intensity always becomes a peak or a value close to the peak, a large amount of the fluorescent substance is required and costs are increased.
2.蛍光物質の多量の投与は生体に悪影響を及ぼし、また害を及ぼす試薬には適さない。 2. The administration of a large amount of fluorescent substance has an adverse effect on the living body and is not suitable as a harmful reagent.
本発明はこのような事情に鑑みてなされたもので、信頼性のある蛍光画像の撮影を可能にしつつ、蛍光物質の投与量を大幅に低減することができる蛍光撮影方法及び装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of such circumstances, and provides a fluorescence imaging method and apparatus capable of significantly reducing the dose of a fluorescent substance while enabling reliable imaging of fluorescence images. With the goal.
前記目的を達成するために請求項1に係る蛍光撮影方法は、蛍光物質が生体内に投与された被検体に対して該蛍光物質を発光させるための特定の波長域の励起光を連続的に照射する工程と、撮像手段によって前記励起光が照射された被検体を連続的に撮影し、蛍光画像を取得する工程と、前記生体内の蛍光物質の濃度を測定する工程と、所望の蛍光強度が得られる前記蛍光物質の適正な濃度よりも低い濃度であって、少なくとも信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度を第1の閾値として設定する工程と、前記測定した生体内の蛍光物質の濃度が前記設定された第1の閾値に低下したか否かを判別する工程と、前記測定した生体内の蛍光物質の濃度が前記第1の閾値に低下したと判別される毎に、前記生体内の蛍光物質の濃度が前記適正な濃度に達するように前記蛍光物質の投与を促す指示を出力し、又は前記蛍光物質を自動的に投与する工程と、を含むことを特徴としている。
In order to achieve the above object, the fluorescence imaging method according to
即ち、生体内に投与される蛍光物質の濃度を、常に所望の蛍光強度が得られる適正な濃度に維持するのではなく、生体内の蛍光物質の濃度が、適正な濃度よりも低い濃度であって、少なくとも信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度(第1の閾値)まで低下した場合に、生体内の蛍光物質の濃度が前記適正な濃度に達するように蛍光物質の投与を促す指示を出力し、又は蛍光物質を自動的に投与するようにしている。これにより、生体内の蛍光物質の濃度は、前記適正な濃度と第1の閾値との間で変動するが、少なくとも信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度を維持することができ、また、常に蛍光物質の濃度を適正な濃度に維持する場合に比べて蛍光物質の投与量を大幅に低減することができる。 That is, the concentration of the fluorescent substance administered into the living body is not always maintained at an appropriate concentration at which a desired fluorescence intensity can be obtained, but the concentration of the fluorescent substance in the living body is lower than the appropriate concentration. Instructing the administration of the fluorescent material so that the concentration of the fluorescent material in the living body reaches the appropriate concentration when the concentration is reduced to a concentration at which at least a reliable fluorescent image can be acquired (first threshold). Or a fluorescent substance is automatically administered. Thereby, although the density | concentration of the fluorescent substance in a living body fluctuates between the said appropriate density | concentration and 1st threshold value, it can maintain the density | concentration which can acquire a fluorescence image with reliability at least, and Therefore, the dose of the fluorescent substance can be greatly reduced as compared with the case where the concentration of the fluorescent substance is always maintained at an appropriate concentration.
請求項2に示すように請求項1に記載の蛍光撮影方法において、前記撮像手段により連続的に撮影された蛍光画像を画像処理する工程であって、前記生体内の蛍光物質の濃度の変動にかかわらず、前記蛍光物質の濃度が前記適正な濃度時に前記撮像手段により撮影された蛍光画像と同等の蛍光画像を生成するように画像処理する工程を更に含むことを特徴としている。 According to a second aspect of the present invention, in the fluorescence photographing method according to the first aspect, the image processing is performed on the fluorescent image continuously photographed by the imaging unit, and the variation in the concentration of the fluorescent substance in the living body is affected. Regardless, the method further includes a step of performing image processing so as to generate a fluorescent image equivalent to the fluorescent image photographed by the imaging unit when the concentration of the fluorescent substance is the appropriate concentration.
上記のように生体内の蛍光物質の濃度は、前記適正な濃度と第1の閾値との間で変動し、その結果、撮像手段により連続的に撮影される蛍光画像も変化するが、適正な濃度時に撮影された蛍光画像と同等の蛍光画像を生成するように画像処理を行うようにしたため、一定の蛍光画像を維持することができる。 As described above, the concentration of the fluorescent substance in the living body fluctuates between the appropriate concentration and the first threshold value, and as a result, the fluorescent image continuously captured by the imaging unit also changes. Since image processing is performed so as to generate a fluorescent image equivalent to the fluorescent image taken at the time of density, a constant fluorescent image can be maintained.
請求項3に示すように請求項1に記載の蛍光撮影方法において、前記画像処理する工程は、前記測定した生体内の蛍光物質の濃度に基づいて前記撮像手段により連続的に撮影された蛍光画像を補正することを特徴としている。
The fluorescence imaging method according to
請求項4に示すように請求項2に記載の蛍光撮影方法において、前記画像処理する工程は、前記測定した生体内の蛍光物質の濃度と前記適正な濃度とを比較し、この比較結果に基づいて前記撮像手段により連続的に撮影された蛍光画像を補正することを特徴としている。
4. The fluorescence imaging method according to
蛍光物質の生体内の濃度と蛍光物質の発光輝度とは、ある濃度範囲では一定の関係にあるため、測定された蛍光物質の濃度、又は測定された蛍光物質の濃度と適正な濃度との比較結果を画像補正項として使用することで、適正な濃度時に撮影された蛍光画像と同等の、鮮明な蛍光画像を得ることができる。 The concentration of the fluorescent substance in the living body and the emission luminance of the fluorescent substance are in a certain relationship within a certain concentration range. Therefore, the measured fluorescent substance concentration or the measured fluorescent substance concentration is compared with the appropriate concentration. By using the result as an image correction term, it is possible to obtain a clear fluorescent image equivalent to a fluorescent image taken at an appropriate density.
請求項5に示すように請求項1から4のいずれかに記載の蛍光撮影方法において、前記第1の閾値よりも低い閾値であって、信頼性のある蛍光画像の取得が不能な濃度を第2の閾値として設定する工程と、前記測定した生体内の蛍光物質の濃度が前記第2の閾値に低下したと判別されると、前記蛍光画像の撮影を禁止する工程と、を更に含むことを特徴としている。 According to a fifth aspect of the present invention, in the fluorescence imaging method according to any one of the first to fourth aspects, a density that is lower than the first threshold and at which a reliable fluorescent image cannot be obtained And a step of prohibiting photographing of the fluorescent image when it is determined that the measured concentration of the fluorescent substance in the living body has decreased to the second threshold value. It is a feature.
特に、蛍光物質の投与を促す指示が出力されてから所定時間内に蛍光物質が投与されない場合には、生体内の蛍光物質の濃度が前記第2の閾値に低下し、信頼性のある蛍光画像の取得が不能になる。この場合には、不適切な蛍光画像による診断等がなされないように、蛍光画像の撮影を禁止するようにしている。 In particular, when the fluorescent substance is not administered within a predetermined time after the instruction for prompting the administration of the fluorescent substance is output, the concentration of the fluorescent substance in the living body is reduced to the second threshold value, and a reliable fluorescent image is obtained. Can no longer be acquired. In this case, photographing of fluorescent images is prohibited so that diagnosis or the like with inappropriate fluorescent images is not performed.
請求項6に示すように請求項1から5のいずれかに記載の蛍光撮影方法において、前記適正な濃度は、前記蛍光物質の蛍光強度が最大となる濃度、又は前記蛍光物質の濃度と蛍光強度とがほぼ比例する範囲内の最大の濃度であることを特徴としている。
6. The fluorescence imaging method according to
請求項7に示すように請求項1から6のいずれかに記載の蛍光撮影方法において、前記第1の閾値は、前記被検体の生体組織表面から所定の深さまでの血管を示す蛍光画像の撮影が可能な濃度のうちの最小の濃度であることを特徴としている。
The fluorescence imaging method according to any one of
請求項8に示すように請求項7に記載の蛍光撮影方法において、前記所定の深さは、約2mmであることを特徴としている。電気メスを使用した内視鏡手術等による1回の切開時の深さは、約2mm程度であるため、生体組織表面から約2mmの深さまでの血管を確認することできれば、血管を傷つけない手術ができる。
As shown in
請求項9に係る蛍光撮影装置は、蛍光物質が生体内に投与された被検体に対して該蛍光物質を発光させるための特定の波長域の励起光を所定の時間間隔で連続的に照射する光源手段と、前記光源手段によって励起光が照射された被検体を撮影する撮像手段と、前記生体内の蛍光物質の濃度を測定する濃度測定手段と、所望の蛍光強度が得られる前記蛍光物質の適正な濃度よりも低い濃度であって、少なくとも信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度を第1の閾値として設定する第1の閾値設定手段と、前記濃度測定手段によって測定された生体内の蛍光物質の濃度が前記第1の閾値設定手段によって設定された第1の閾値に低下したか否かを判別する第1の判別手段と、前記第1の判別手段によって前記測定された生体内の蛍光物質の濃度が前記設定された第1の閾値に低下したと判別される毎に、前記生体内の蛍光物質の濃度が前記適正な濃度に達するように前記蛍光物質の投与を促す指示を出力し、又は前記蛍光物質を自動的に投与する手段と、を備えたことを特徴としている。
The fluorescence imaging apparatus according to
請求項10に示すように請求項9に記載の蛍光撮影装置において、前記撮像手段により連続的に撮影された蛍光画像を画像処理する画像処理手段であって、前記生体内の蛍光物質の濃度の変動にかかわらず、前記蛍光物質の濃度が前記適正な濃度時に前記撮像手段により撮影された蛍光画像と同等の蛍光画像を生成するように画像処理する画像処理手段を更に備えたことを特徴としている。
The fluorescence imaging apparatus according to
請求項11に示すように請求項10に記載の蛍光撮影装置において、前記画像処理手段は、前記濃度測定手段によって測定された生体内の蛍光物質の濃度に基づいて前記撮像手段により連続的に撮影された蛍光画像を補正することを特徴としている。
11. The fluorescence imaging apparatus according to
請求項12に示すように請求項10に記載の蛍光撮影装置において、前記画像処理手段は、前記濃度測定手段によって測定された生体内の蛍光物質の濃度と前記第1の閾値設定手段によって設定された第1の閾値とを比較する比較手段を有し、該比較手段での比較結果に基づいて前記撮像手段により連続的に撮影された蛍光画像を補正することを特徴としている。
In the fluorescence imaging apparatus according to
請求項13に示すように請求項9から12のいずれかに記載の蛍光撮影装置において、前記第1の閾値よりも低い閾値であって、信頼性のある蛍光画像の取得が不能な濃度を第2の閾値として設定する第2の閾値設定手段と、前記濃度測定手段によって測定された生体内の蛍光物質の濃度が前記第2の閾値設定手段によって設定された第2の閾値に低下したか否かを判別する第2の判別手段と、前記第2の判別手段によって前記測定した生体内の蛍光物質の濃度が前記第2の閾値に低下したと判別されると、前記蛍光画像の撮影を禁止する撮影禁止手段と、を更に備えたことを特徴としている。 According to a thirteenth aspect of the present invention, in the fluorescence imaging apparatus according to any one of the ninth to twelfth aspects, a density that is lower than the first threshold and at which a reliable fluorescent image cannot be acquired is set to a first level. A second threshold value setting unit that is set as a second threshold value, and whether or not the concentration of the fluorescent substance in the living body measured by the concentration measurement unit has decreased to the second threshold value set by the second threshold value setting unit And when the second determination means determines that the measured concentration of the fluorescent substance in the living body has decreased to the second threshold value, the fluorescent image is not allowed to be captured. And a photographing prohibiting means.
請求項14に示すように請求項9から13のいずれかに記載の蛍光撮影装置において、前記光源手段は、近赤外の波長域の励起光を発生することを特徴としている。
As shown in
請求項15に示すように請求項9から14のいずれかに記載の蛍光撮影装置において、前記第1の閾値設定手段は、前記被検体の生体組織表面から所定の深さまでの血管を示す蛍光画像の撮影が可能な濃度のうちの最小の濃度を、前記第1の閾値として設定することを特徴としている。
The fluorescence imaging apparatus according to any one of
請求項16に示すように請求項15に記載の蛍光撮影装置において、前記所定の深さは、約2mmであることを特徴としている。 According to a sixteenth aspect, in the fluorescence imaging apparatus according to the fifteenth aspect, the predetermined depth is about 2 mm.
本発明によれば、生体内の蛍光物質の濃度が、少なくとも信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度(第1の閾値)に低下するまで蛍光物質を投与せず、前記第1の閾値に低下する毎に、適正な濃度に達するように蛍光物質の投与を促す指示を出力し、又は蛍光物質を自動的に投与するようにしたため、生体内の蛍光物質の濃度は、前記適正な濃度と第1の閾値との間で変動するが、少なくとも信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度を維持することができ、また、常に蛍光物質の濃度を適正な濃度に維持する場合に比べて蛍光物質の投与量を大幅に低減することができる。更に、蛍光物質の濃度が適正な濃度から低下しても、画像処理によって適正な濃度時に撮影された蛍光画像と同等の、鮮明な蛍光画像を得ることができる。 According to the present invention, the fluorescent substance is not administered until the concentration of the fluorescent substance in the living body is reduced to a density (first threshold value) at least capable of acquiring a reliable fluorescent image, and the first threshold value is not provided. Each time it drops, the instruction to prompt the administration of the fluorescent substance to reach the appropriate concentration is output, or the fluorescent substance is automatically administered. Therefore, the concentration of the fluorescent substance in the living body is the appropriate concentration. Can be maintained at least at a concentration at which a reliable fluorescence image can be acquired, and compared with a case where the concentration of the fluorescent substance is always maintained at an appropriate concentration. Thus, the dose of the fluorescent substance can be greatly reduced. Furthermore, even if the concentration of the fluorescent substance is lowered from the appropriate concentration, a clear fluorescent image equivalent to the fluorescent image taken at the appropriate concentration can be obtained by image processing.
以下、添付図面に従って本発明に係る蛍光撮影方法及び装置の好ましい実施の形態について説明する。 Preferred embodiments of a fluorescence imaging method and apparatus according to the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.
<蛍光撮影の原理>
光を使って生体組織内の情報を得るためには、生体組織が吸収する波長域の光を避ける必要がある。図1に示すように700nm以下の可視光の波長域では、ヘモグロビンの吸収があり、1000nm以上の波長域では、水の吸収があるため、この波長域の光は使用できない。700nm〜1000nmの波長域(近赤外域)の光は、生体組織を比較的よく透過するため、「生体の分光学的窓」と呼ばれている。即ち、前述した近赤外域の励起光は、生体組織を比較的よく透過する光である。
<Principle of fluorescence photography>
In order to obtain information in living tissue using light, it is necessary to avoid light in a wavelength range that is absorbed by the living tissue. As shown in FIG. 1, in the wavelength range of visible light of 700 nm or less, there is absorption of hemoglobin, and in the wavelength range of 1000 nm or more, there is water absorption, so light in this wavelength range cannot be used. Light in the wavelength range of 700 nm to 1000 nm (near infrared range) is referred to as a “biological spectroscopic window” because it passes through living tissue relatively well. In other words, the above-described excitation light in the near infrared region is light that permeates the living tissue relatively well.
本発明では、生体組織の内部の血管や病巣部を観察・特定するために、生体内に蛍光物質を投与するとともに、近赤外域の励起光を照射して血管や病巣部を含む蛍光画像を撮影する。尚、血管造影剤としては、励起光波長785nm及び蛍光波長805nmの蛍光試薬ICG(インドシアニングリーン)、励起光波長747nm及び蛍光波長776nmの蛍光試薬Cy7を用いることができる。尚、前記蛍光波長805nmは、水溶中の値であり、血液中でのICG蛍光波長は、830nm前後である。 In the present invention, in order to observe and identify the blood vessel and lesion in the living tissue, a fluorescent substance is administered into the living body, and a fluorescence image including the blood vessel and the lesion is irradiated by irradiating near-infrared excitation light. Take a picture. As the angiographic contrast agent, fluorescent reagent ICG (indocyanine green) having an excitation light wavelength of 785 nm and a fluorescence wavelength of 805 nm, and fluorescent reagent Cy7 having an excitation light wavelength of 747 nm and a fluorescence wavelength of 776 nm can be used. The fluorescence wavelength 805 nm is a value in water, and the ICG fluorescence wavelength in blood is around 830 nm.
<蛍光撮影装置の構成>
図2は本発明に係る蛍光撮影装置の実施の形態を示すブロック図である。
<Configuration of fluorescence imaging device>
FIG. 2 is a block diagram showing an embodiment of the fluorescence imaging apparatus according to the present invention.
この蛍光撮影装置1は、主として内視鏡などの撮像装置10と、内視鏡が接続されるプロセッサなどの画像処理装置20と、光源部30と、モニタなどの表示部40と、オキシーメータなどの蛍光物質濃度測定装置50とから構成されている。
The
撮像装置10は、撮影レンズ、撮像素子(CCD)等を含む撮像部12と、撮像部12の撮影領域に対して、近赤外の波長域の励起光を発生する励起光出力部14とを備えている。
The
光源部30は、画像処理装置20からの指示に応じて励起光制御信号を励起光出力部14に出力し、励起光出力部14から励起光を発生させる。内視鏡の場合には、光源部30から発せられた励起光が、内視鏡内のライトガイドを介して内視鏡先端の照明レンズから励起光が被検体に照射される。
The
蛍光物質濃度測定装置50は、被検体2に投与された蛍光物質の濃度を測定するもので、蛍光物質の濃度を非侵襲に測定する特許文献2に記載のものが適用できる。尚、蛍光物質の濃度測定方法は、特許文献2に記載の方法に限らず、また、非侵襲に測定するものに限定されない。
The fluorescent substance
画像処理装置20は、光源部30を制御するとともに撮像部12の撮影を制御し、撮像部12により連続的に撮影された被検体の撮像データを入力する。また、蛍光物質濃度測定装置50によって測定された生体内の蛍光物質の濃度情報を入力し、前記入力した撮像データを濃度情報に基づいて画像処理し、その画像処理した画像データを表示部40に出力する。また、測定された生体内の蛍光物質の濃度が、予め設定された所定の閾値に低下すると、生体内の蛍光物質の濃度が適正な濃度に達するように蛍光物質の投与を促す指示を表示部40に出力し、又は図示しないスピーカから音声メッセージを出力する。
The
[画像処理装置20]
図3は上記画像処理装置20の要部ブロック図である。
[Image Processing Device 20]
FIG. 3 is a principal block diagram of the
この画像処理装置20は、ROM(EEPROM)21と、濃度比較部22と、補正項演算部23と、画像生成部24と、メイン制御部25とから構成されている。
The
ROM21には、蛍光物質の蛍光強度がピークとなるときの生体内の蛍光物質の濃度情報(ピーク濃度情報)が予め記憶されており、ROM21からピーク濃度情報が濃度比較部22に出力される。
The
濃度比較部22の他の入力には、蛍光物質濃度測定装置50によって測定された生体内の現在の蛍光物質の濃度情報が加えられており、濃度比較部22は、これらの2入力の比較結果(例えば、2入力の比又は差)を補正項演算部23に出力する。
To the other input of the
補正項演算部23は、濃度比較部22から入力する比較結果に基づいて生体組織での励起光吸収効率比(現在の濃度での励起光吸収効率とピーク濃度での励起光吸収効率との比)を蛍光画像の補正項として演算し、この補正項を画像生成部24に出力する。
Based on the comparison result input from the
画像生成部24の他の入力には、撮像部12から撮像データが加えられており、画像生成部24は、この撮像データを前記補正項演算部23から加えられる補正項に基づいて補正し、蛍光物質の濃度がピーク濃度時に撮像部12により撮影された画像(蛍光画像)と同等の画像を生成する。
The imaging data is added from the
メイン制御部25は、本装置の各部を統括制御するもので、上記のように蛍光物質の濃度が低下しても蛍光画像が変動しないように制御するとともに、下記のように蛍光物質の投与を促す指示、又は蛍光画像の撮像を禁止する指示を行う。
The
即ち、メイン制御部25は、ピーク濃度よりも低いが信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度を第1の閾値として設定し、信頼性のある蛍光画像の取得が不能な濃度を第2の閾値として設定する閾値設定手段を含み、この閾値設定手段で設定された第1、第2の閾値をROM21に保存させる。
That is, the
濃度比較部22は、上記のようにピーク濃度情報と蛍光物質濃度測定装置50によって測定された現在の蛍光物質の濃度情報との比較結果を補正項演算部23に出力するとともに、現在の蛍光物質の濃度情報と、前記設定された第1の閾値、及び第2の閾値とを比較し、現在の蛍光物質の濃度が第1の閾値に低下したこと、又は第2の閾値に低下したことを判別し、現在の蛍光物質の濃度が第1の閾値に低下したと判別すると、その判別結果(蛍光物質の投与を促す指示)をメイン制御部25に出力し、現在の蛍光物質の濃度が更に第2の閾値に低下したと判別すると、その判別結果(蛍光画像の撮像を禁止する指示)をメイン制御部25に出力する。
The
メイン制御部25は、前記濃度比較部22からの判別結果に基づいて生体内の蛍光物質の濃度が適正な濃度に達するように蛍光物質の投与を促す指示信号を表示部40に出力し、又は蛍光画像の撮像を禁止する撮像禁止信号を光源部30等に出力する。
The
[蛍光物質の濃度と蛍光強度との関係]
図4は、水溶液中のIGCの濃度0.001mg/ml、0.0008mg/ml、0.0006mb/ml mg/mlにおける蛍光強度の測定結果を示すグラフである。実際の蛍光撮像は血中ICGで行い、蛍光ピーク波長や濃度‐積分蛍光強度の関係は水溶液中と異なるが、補正の考え方は同様である。
[Relationship between concentration of fluorescent substance and fluorescence intensity]
FIG. 4 is a graph showing the measurement results of fluorescence intensity at IGC concentrations of 0.001 mg / ml, 0.0008 mg / ml, and 0.0006 mb / ml mg / ml in an aqueous solution. Actual fluorescence imaging is performed with ICG in blood, and the relationship between fluorescence peak wavelength and concentration-integrated fluorescence intensity is different from that in aqueous solution, but the concept of correction is the same.
ここで、ICGの分子量は774.96であるため、上記IGCの濃度をモル濃度に換算すると、次の[表1]に示すようになる。 Here, since the molecular weight of ICG is 774.96, when the concentration of the IGC is converted into the molar concentration, the following [Table 1] is obtained.
また、各濃度のICGの積分蛍光強度は、次の[表2]に示すようになる。 The integrated fluorescence intensity of each concentration of ICG is as shown in [Table 2] below.
上記[表1]、[表2]に示すように、ICGのモル濃度と積分蛍光強度とは比例関係にあることが分かる。従って、次の[表3]に示すように、ICGのモル濃度に応じた適宜の係数を、積分蛍光強度(撮像部12から出力される撮像データに相当)に乗算する補正を行うことにより、ほぼ同等の蛍光強度にすることができる。 As shown in [Table 1] and [Table 2] above, it can be seen that the molar concentration of ICG and the integrated fluorescence intensity are in a proportional relationship. Therefore, as shown in [Table 3] below, by performing a correction by multiplying the integral fluorescence intensity (corresponding to imaging data output from the imaging unit 12) by an appropriate coefficient according to the molar concentration of ICG, The fluorescence intensity can be made almost equal.
尚、上記[表3]の例では、IGCのモル濃度0.0012903892(mol/L) 0.0013を基準(係数1)にして、IGCのモル濃度0.0010323113(mol/L) 0.0010、0.0007742335(mol/L) 0.0008の場合の係数を求めるようにしたが、図3に示した濃度比較部22では、ピーク濃度情報を基準にして、測定される蛍光物質の濃度情報毎の係数を求める。また、画像生成部24では、上記のようにして求めた係数を撮像データにそのまま乗算するようにしてもよいし、補正項演算部23によりCCDの分光感度、励起光、その他の補正要素が加味された補正項によって補正するようにしてもよい。
In the above example of [Table 3], the molar concentration of IGC is 0.0010323113 (mol / L) 0.0010, 0.0007742335 (mol / L) 0.0008 with the molar concentration of IGC 0.0012903892 (mol / L) 0.0013 as the standard (coefficient 1). However, the
更に、図5に示すように蛍光物質の濃度と蛍光強度とは、低濃度域ではほぼ比例関係にあり、濃度が高くなるにつれて、濃度消光等の影響により蛍光強度は弱くなっていく。 Furthermore, as shown in FIG. 5, the concentration of the fluorescent substance and the fluorescence intensity are substantially proportional to each other in the low concentration range, and the fluorescence intensity decreases as the concentration increases due to the influence of concentration quenching or the like.
以下に示す実施の形態では、図6に示すように初期投与時は、蛍光強度が最大となる濃度になるように蛍光物質を投与する。 In the embodiment shown below, as shown in FIG. 6, at the time of initial administration, the fluorescent substance is administered so that the fluorescence intensity becomes the maximum.
また、蛍光物質の濃度と蛍光強度とがほぼ比例関係にある範囲内の最大の濃度を適正な濃度とし、信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度のうちの最小の濃度を閾値1として設定する。
Further, the maximum concentration within the range in which the concentration of the fluorescent substance and the fluorescence intensity are approximately proportional to each other is set as an appropriate concentration, and the minimum concentration among the concentrations at which a reliable fluorescent image can be acquired is set as the
ここで、上記閾値1は、被検体の生体組織表面から所定の深さまでの血管を示す蛍光画像の撮影が可能な濃度であり、具体的には、残りx秒で生体組織表面から深さ約2mmにある血管の蛍光が撮像部12で受光できなくなる濃度である。x秒は、蛍光物質の投与が指示され、実際に蛍光物質が投与されて蛍光物質の濃度が上昇するまでの遅延時間相当の時間である。また、2mmは、電気メスを使用した内視鏡手術等による1回の切開時の深さであり、手術時の安全確保のための深さである。
Here, the
また、信頼性のある蛍光画像の取得が不能な濃度のうちの最大の濃度を、閾値2として設定する。具体的には、生体組織表面から深さ約2mmにある血管の蛍光が撮像部12で受光できなくなる濃度のうちの最大の濃度である。
In addition, the maximum density among the densities at which a reliable fluorescent image cannot be acquired is set as the
<第1の実施の形態>
図7は本発明に係る蛍光撮影方法の第1の実施の形態を示すフローチャートである。
<First Embodiment>
FIG. 7 is a flowchart showing the first embodiment of the fluorescence imaging method according to the present invention.
蛍光物質(試薬)が投与された被検体を蛍光撮影するが、まず、生体内の試薬濃度を測定し(ステップS10)、試薬濃度が適正な濃度よりも高いか否かを判別する(ステップS12)。 A subject to which a fluorescent substance (reagent) has been administered is photographed with fluorescence. First, the reagent concentration in the living body is measured (step S10), and it is determined whether or not the reagent concentration is higher than an appropriate concentration (step S12). ).
試薬濃度が適正な濃度よりも高いと判別されると(Yesの場合)、ステップS14に遷移し、撮影した蛍光画像を補正せずにモニタに出力する。これは、図6に示したように、現在の試薬濃度が、濃度と蛍光強度との関係が比例で近似できない領域(高濃度)にあり、比例関係でないので補正が難しいためである。また、生体組織からは十分に蛍光が発するので補正の必要がない。 If it is determined that the reagent concentration is higher than the appropriate concentration (in the case of Yes), the process proceeds to step S14, and the captured fluorescent image is output to the monitor without correction. This is because, as shown in FIG. 6, the current reagent concentration is in a region where the relationship between the concentration and the fluorescence intensity cannot be approximated in proportion (high concentration), and correction is difficult because it is not proportional. In addition, since sufficient fluorescence is emitted from the living tissue, no correction is required.
一方、測定した試薬濃度が適正な濃度よりも低い場合には、更に閾値1よりも高いか否かが判別される(ステップS16)。試薬濃度が閾値1よりも高いと判別されると(Yesの場合)、ステップS18に遷移し、ここで測定した試薬濃度と適正な濃度とが比較され、その比較結果が補正項演算部23(図3)に出力される。続いて、補正項演算部23で補正項が演算されて画像生成部24に出力され(ステップS20)、画像生成部24では、撮影された蛍光画像を、補正項演算部23から入力した補正項によって補正してなる蛍光画像を生成し、この補正した蛍光画像をモニタに出力する(ステップS22)。これにより、モニタでは、試薬濃度が適正な濃度よりも低くても、適正な濃度時に撮影された蛍光画像と同等の蛍光画像を表示することができる。
On the other hand, if the measured reagent concentration is lower than the appropriate concentration, it is further determined whether or not it is higher than the threshold value 1 (step S16). When it is determined that the reagent concentration is higher than the threshold 1 (in the case of Yes), the process proceeds to step S18, where the reagent concentration measured here is compared with an appropriate concentration, and the comparison result is the correction term calculation unit 23 ( 3). Subsequently, the correction term is calculated by the correction
また、ステップS16において、測定した試薬濃度が閾値1よりも低いと判別されると(Noの場合)、更に閾値2よりも高いか否かが判別される(ステップS24)。試薬濃度が閾値2よりも高いと判別されると(Yesの場合)、ステップS26に遷移し、ここで、生体内の試薬濃度が適正な濃度になるように蛍光試薬の投与を促すメッセージをモニタに出力し、又はスピーカから音声メッセージを出力する。 If it is determined in step S16 that the measured reagent concentration is lower than the threshold value 1 (in the case of No), it is further determined whether or not it is higher than the threshold value 2 (step S24). If it is determined that the reagent concentration is higher than the threshold value 2 (in the case of Yes), the process proceeds to step S26, where a message prompting the administration of the fluorescent reagent so that the reagent concentration in the living body becomes an appropriate concentration is monitored. Or a voice message is output from the speaker.
尚、ユーザは、上記メッセージにしたがって蛍光試薬を被検体に投与するが、試薬濃度を上記閾値1から適正な濃度まで上昇させるための投与量は、被検体の体重等によって異なるため、予め投与量を計算しておくことが好ましい。
The user administers the fluorescent reagent to the subject in accordance with the message. However, since the dosage for increasing the reagent concentration from the
一方、測定した試薬濃度が閾値2よりも低い場合(蛍光試薬の投与が遅れた場合等)には、ステップS28に遷移し、蛍光撮影を禁止する。これにより、不適切な蛍光画像による診断、手術等が行われないようにすることができる。 On the other hand, when the measured reagent concentration is lower than the threshold value 2 (for example, when administration of the fluorescent reagent is delayed), the process proceeds to step S28, and fluorescence imaging is prohibited. Thereby, it is possible to prevent diagnosis, surgery, etc. from being performed using inappropriate fluorescent images.
そして、蛍光撮影の終了の指示入力があったか否かが判別され(ステップS30)、終了の指示入力がない場合(Noの場合)には、ステップS10に遷移し、上記動作を繰り返し、一方、終了の指示入力があった場合(Yesの場合)には、蛍光撮影の処理を終了する。 Then, it is determined whether or not an instruction to end fluorescent imaging has been input (step S30). If there is no input to end (in the case of No), the process proceeds to step S10, and the above operation is repeated. Is input (in the case of Yes), the fluorescence imaging process is terminated.
[蛍光試薬(ICG)の代謝速度]
図8は、IGC投与後5分、10分、15分、20分の血中濃度をプロットしたグラフである。
[Metabolic rate of fluorescent reagent (ICG)]
FIG. 8 is a graph plotting
図8のグラフからも分かるように、ICGの血中濃度は初期の方が減少率が高い(後期は低い)。従って、補正処理可能な限界濃度が低いほど、長時間蛍光試薬を投与しなくて済むので有利である。 As can be seen from the graph of FIG. 8, the blood concentration of ICG is higher in the early stage (lower in the later stage). Therefore, the lower the limit concentration that can be corrected, the more advantageous it is that it is not necessary to administer the fluorescent reagent for a long time.
[比較例]
ICGの血中濃度は、下記の[表4]に示すように時間とともに低減する。また、図9に示すグラフより、血中濃度y(mg/dl)は、時間x(分)の関数として、次式で近似することができる。
[Comparative example]
The blood concentration of ICG decreases with time as shown in [Table 4] below. From the graph shown in FIG. 9, the blood concentration y (mg / dl) can be approximated by the following equation as a function of time x (minutes).
[数1]
y=exp(-0.2*x)
[Equation 1]
y = exp (-0.2 * x)
[人の血液量]
人の体重をGとすると、総血液量Aは、次式で近似することができる。
[Human blood volume]
If the weight of a person is G, the total blood volume A can be approximated by the following equation.
[数2]
A=G/13(リットル)
総血液量は、体重の1/13と言われているからである。いま、体重が62kgの人を仮定し、総血液量を5リットルとする。
[Equation 2]
A = G / 13 (liter)
This is because the total blood volume is said to be 1/13 of the body weight. Now, assuming a person weighing 62 kg, the total blood volume is 5 liters.
[連続投与時の蛍光試薬の総消費量]
1秒ごとに連続投与すると過程すると、1回で投与する量は、総血液量×1秒間での減少濃度分なので、[数1]式より、
50 (dl) ×(1-exp (-0.2*1/60)) ≒ 0.16mg
となる。
[Total consumption of fluorescent reagent during continuous administration]
When the continuous administration is performed every second, the amount to be administered at one time is the total blood volume × the reduced concentration in one second.
50 (dl) × (1-exp (-0.2 * 1/60)) ≒ 0.16mg
It becomes.
手術を30分間実施したとすると、総投与量は、1回の投与量×手術時間から、次式で求めることができる。 Assuming that the operation was performed for 30 minutes, the total dose can be obtained from the following formula from one dose × the operation time.
[数3]
0.16×60×30≒288mg
[本発明による蛍光試薬の総消費量]
濃度閾値BのときのICG減少量は、総血液量×(初期投与濃度−B)で求められる。
[Equation 3]
0.16 × 60 × 30 ≒ 288mg
[Total consumption of fluorescent reagent according to the present invention]
The amount of ICG decrease at the concentration threshold B is obtained by total blood volume × (initial dose concentration−B).
ここで、閾値濃度Bを0.1mg/dlとすると、閾値BのときのICG減少量は、次式により求めることができる。 Here, if the threshold concentration B is 0.1 mg / dl, the ICG reduction amount at the threshold B can be obtained by the following equation.
[数4]
50(dl)×(1−0.1)≒45mg
一方、濃度0.1mg/dlまで減衰する時間は、図10のグラフ(近似式より)、
約-5×ln(0.1)≒11.5分
となり、30分の手術では2回投与すればよいので、ICG総投与量は、
45mg×2=90mg
となる。
[Equation 4]
50 (dl) × (1-0.1) ≒ 45mg
On the other hand, the time to decay to a concentration of 0.1 mg / dl is shown in the graph of FIG.
About -5 x ln (0.1) ≒ 11.5 minutes, and 30 minutes of surgery can be administered twice, so the total ICG dose is
45mg × 2 = 90mg
It becomes.
従って、上記の比較例によれば、本発明によるICG総投与量は、従来のICG総投与量の約3分の1に低減することができる。 Therefore, according to the above comparative example, the total ICG dose according to the present invention can be reduced to about one third of the conventional total ICG dose.
図10は従来と本発明との蛍光試薬の投与方式の違いを示すグラフである。 FIG. 10 is a graph showing the difference in the administration method of the fluorescent reagent between the prior art and the present invention.
同図に示すように、従来の場合には、破線で示すように常に適正な濃度が維持されるように蛍光試薬が投与されるのに対し、本発明の場合には、実線で示すように適正な濃度から閾値1に低下するまでの期間は蛍光試薬の投与は行われず、試薬濃度が閾値1に低下すると、その時点で適正な濃度に復帰するように蛍光試薬が投与される。
As shown in the figure, in the conventional case, as shown by the broken line, the fluorescent reagent is administered so as to always maintain an appropriate concentration, whereas in the present invention, as shown by the solid line. The fluorescent reagent is not administered during the period from when the concentration is lowered to the
本発明によれば、試薬濃度は、適正な濃度と閾値1との間で変動し、その結果、連続的に撮影される蛍光画像も変化するが、試薬濃度に応じて画像処理を行うことで、適正な濃度時に撮影された蛍光画像と同等の蛍光画像を維持できるようにしている。
According to the present invention, the reagent concentration fluctuates between the appropriate concentration and the
尚、図10に示すように蛍光試薬を投与する場合には、[本発明による蛍光試薬の総消費量]で説明したように蛍光試薬の投与量を計算し、その算出した投与量の蛍光試薬を可能な限り急速に投与して適正な濃度にすることが好ましい。 When administering a fluorescent reagent as shown in FIG. 10, the dose of the fluorescent reagent is calculated as described in [Total consumption of fluorescent reagent according to the present invention], and the fluorescent reagent of the calculated dose is calculated. Is preferably administered as rapidly as possible to the proper concentration.
また、この実施の形態では、蛍光試薬の投与を促すメッセージを確認してからユーザ(人手)により蛍光試薬を投与する場合について説明したが、これに限らず、特許文献1に記載されているような自動投与装置を使用して自動投与するようにしてもよい。この場合、自動投与装置には、1回の投与量を予め入力しておき、測定された生体内の試薬濃度が閾値1に低下した時点を自動投与のトリガーとして自動投与装置に与えることで自動投与を行うことができる。
Further, in this embodiment, a case has been described in which a fluorescent reagent is administered by a user (manual) after confirming a message prompting the administration of the fluorescent reagent. However, the present invention is not limited thereto, and is described in
<蛍光撮影装置の他の構成>
図11は本発明に係る蛍光撮影装置を含む内視鏡装置の実施の形態を示すブロック図である。
<Other configuration of fluorescence imaging device>
FIG. 11 is a block diagram showing an embodiment of an endoscope apparatus including a fluorescence imaging apparatus according to the present invention.
この内視鏡装置は、内視鏡(腹腔鏡)100と、プロセッサ200と、光源装置300と、表示部40と、蛍光物質濃度測定装置50とから構成されている。
The endoscope apparatus includes an endoscope (laparoscope) 100, a
[腹腔鏡]
腹腔鏡100の挿入部先端100Aには、対物レンズ130、撮像素子(CCD)140及び照明レンズ150が配設されている。
[Laparoscope]
An
対物レンズ130は、被検体をCCD140の受光面に結像させ、CCD140は、受光面上に結像された被検体像を各受光素子によって電気信号に変換する。この実施の形態のCCD140は、3原色の赤(R)、緑(G)、青(B)のカラーフィルタが所定の配列(ベイヤー配列、ハニカム配列)で各画素ごとに配設されたカラーCCDである。
The
また、腹腔鏡100の内部には、CCD140を駆動し、またCCD出力を取り出すための配線160が設けられるとともに、ライトガイド170が設けられている。
Further, inside the
ライトガイド170の一端170Aは、LGコネクタ120を介して光源装置300に接続され、ライトガイド170他端170Bは、照明レンズ150に対面している。光源装置300から発せられた光は、ライトガイド170を経由して照明レンズ150から出射され、対物レンズ130の視野範囲を照明する。
One
尚、この実施の形態の腹腔鏡100は、CCD140の前面に赤外カットフィルタが設けられていない点を除いて、一般の腹腔鏡と同じ構成を有している。
The
[プロセッサ]
プロセッサ200は、主として中央処理装置(CPU)210、アナログ・フロント・エンド(AFE)220、画像入力コントローラ222、通常画像処理部224、蛍光画像処理部226、画像合成部230、CCDドライバ240、タイミングジェネレータ(TG)242、キャラクタジェネレータ(CG)244、メモリ246、ビデオ出力部248、音声処理部250、スピーカ252、及び操作部254から構成されている。
[Processor]
The
CPU210は、プログラムROMを内蔵しており、このプログラムROMにはCPU210が実行する制御プログラムのほか、制御に必要な閾値1、閾値2(図6)等の各種データが記録されている。CPU210は、操作部254からの撮影の指示等の指示入力に基づきプログラムROMに記録された制御プログラムをメモリ246に読み出し、逐次実行することにより各部を制御する。尚、メモリ246は、プログラムの実行処理領域として利用されるほか、画像データ等の一時記憶領域、各種作業領域として利用される。
The
CPU210には、蛍光物質濃度測定装置50によって測定された被検体の生体内の蛍光物質の濃度情報が加えられており、CPU210は、測定された生体内の蛍光物質の濃度情報と、閾値1又は閾値2とを比較し、測定された濃度情報が閾値1に低下すると、蛍光物質の投与を促す指示を出力し、また、測定された濃度情報が閾値2に低下すると、後述の蛍光撮影を禁止させる(通常撮影は継続して行わせる)。
The
腹腔鏡100内のCCD140は、TG242からCCDドライバ240を介して供給される垂直転送クロック及び水平転送クロックに同期して、各画素に蓄積された電荷を1ラインずつシリアルな画像信号として出力する。CPU210は、TG242を制御して、CCD140の駆動を制御する。
The
操作部254は、電源スイッチ、撮影の開始及び終了を指示するスイッチ等の操作スイッチのほか、キーボード、フットスイッチ等を有している。 The operation unit 254 includes a keyboard, a foot switch, and the like in addition to operation switches such as a power switch and a switch for instructing start and end of photographing.
CCD140から出力される画像信号は、アナログ信号であり、このアナログの画像信号は、AFE220に取り込まれる。AFE220は、相関二重サンプリング回路(CDS)、及び自動ゲインコントロール回路(AGC)、及びAD変換器(ADC)を含んで構成されている。CDSは、画像信号に含まれるノイズの除去を行い、AGCは、ノイズ除去された画像信号を所定のゲインで増幅し、ADCは、アナログの画像信号を所定ビットの階調幅を持ったデジタルの画像信号に変換する。
The image signal output from the
画像入力コントローラ222は、所定容量のラインバッファを内蔵しており、AFE220から出力された1フレーム分の画像信号を蓄積する。この画像入力コントローラ222に蓄積された1フレーム分の画像信号は、バス256を介してメモリ246に格納される。
The
バス256には、上記CPU210、メモリ246、画像入力コントローラ222のほか、通常画像処理部224、蛍光画像処理部226、画像合成部230、CG244、ビデオ出力部248等が接続されており、これらはバス256を介して互いに情報を送受信できるようになっている。
In addition to the
メモリ246に格納された1フレーム分の画像信号は、通常画像処理部224又は蛍光画像処理部226に取り込まれ、それぞれ必要な画像処理が施される。通常画像処理部224、及び蛍光画像処理部226によって処理された画像は、画像合成部230によって合成される。尚、通常画像処理部224、蛍光画像処理部226、及び画像合成部230の詳細については後述する。
The image signal for one frame stored in the
画像合成部230によって合成された合成画像は、ビデオ出力部248によって表示部40用の映像信号に変換され、表示部40に出力される。
The synthesized image synthesized by the
また、CG244は、CPU210からの指令により蛍光物質の投与を促す文字等を発生し、画像合成部230に出力し、音声処理部250は、CPU210からの指令により蛍光物質の投与を促す音声メッセージをスピーカ252から発生させる。
In addition, the
[光源装置]
光源装置300は、主として白色の光源310、回転フィルタ320、絞り330、集光レンズ340、モータ駆動回路350、モータ360、及び自動光量調整回路(ALC)370から構成されており、可視光と、特定の波長域(近赤外域)の励起光とを交互にライトガイド170に入射させる機能を備えている。
[Light source device]
The
光源310としては、例えばハロゲンランプを使用することができる。ハロゲンランプから発せられる白色光は、400nm〜1800nmの波長域を有している。回転フィルタ320は、その回転位置に応じて可視光のみを透過させ、又は近赤外域の励起光のみを透過させる。
As the light source 310, for example, a halogen lamp can be used. White light emitted from the halogen lamp has a wavelength range of 400 nm to 1800 nm. The
図12は回転フィルタ320の平面図である。同図に示すように、回転フィルタ320には、赤外カットフィルタ322と近赤外バンドパスフィルタ324とが設けられており、回転フィルタ320は、赤外カットフィルタ322が光源310の前面に位置する場合には、可視光(400nm〜700nm)のみを透過させ、近赤外バンドパスフィルタ(近赤外BPF)324が光源310の前面に位置する場合には、近赤外域の励起光(例えば、800nm付近)のみを透過させる。
FIG. 12 is a plan view of the
モータ駆動回路350は、モータ360に駆動信号を出力し、回転フィルタ320を30回/秒の速度で回転させるとともに、TG242からの垂直同期信号に同期して赤外カットフィルタ322と近赤外BPF324とが切り替わるように位相を制御している。
The
回転フィルタ320を透過した光は、絞り330及び集光レンズ340を介してライトガイド170の端面に導かれる。
The light transmitted through the
ALC370は、CPU210から加えられる撮影画像の明るさ情報に基づいて絞り330を制御し、撮影画像が一定の明るさに維持されるようにライトガイド170に入射させる光量を調整する。これにより、ハレーション等が生じないようにしている。
The
上記構成の光源装置300により可視光をライトガイド170に入射させると、腹腔鏡100では、カラー画像(通常画像)を撮影することができ、励起光をライトガイド170に入射させると、腹腔鏡100では、励起光によって蛍光発光する生体組織の蛍光画像を撮影することができる。
When visible light is incident on the
<第2の実施の形態>
上記構成の内視鏡装置は、通常画像と蛍光画像とを交互に撮影する。蛍光画像を撮影する場合には、前述したように生体組織に近赤外域の励起光を照射する。
<Second Embodiment>
The endoscope apparatus having the above configuration alternately captures normal images and fluorescent images. When a fluorescent image is taken, the living tissue is irradiated with near-infrared excitation light as described above.
図13は本発明に係る蛍光撮影方法の第2の実施の形態を示すフローチャートである。 FIG. 13 is a flowchart showing a second embodiment of the fluorescence imaging method according to the present invention.
まず、被検体の静脈から蛍光試薬を投与する(ステップS100)。尚、蛍光試薬の投与方法は、図7に示した実施の形態と同様のため、その詳細な説明は省略する。 First, a fluorescent reagent is administered from the vein of the subject (step S100). The administration method of the fluorescent reagent is the same as that in the embodiment shown in FIG.
続いて、通常画像と蛍光画像とを、1/60秒の周期の垂直同期信号(VD信号)に同期して1フレーム毎に交互に撮影する(ステップS110)。即ち、図14(A)に示すようにVD信号に同期して、光源装置300から可視光と励起光とを交互に発光させ、ライトガイド170及び照明レンズ150を介して被検体を照射する。これにより、CCD140により通常画像の露光(撮影)と蛍光画像の露光(撮影)とが交互に行われる(図14(B),(F))。
Subsequently, the normal image and the fluorescence image are alternately photographed every frame in synchronization with the vertical synchronization signal (VD signal) having a period of 1/60 seconds (step S110). That is, as shown in FIG. 14A, in synchronization with the VD signal, visible light and excitation light are alternately emitted from the
通常画像の露光が行われると、次のVD信号に同期してCCD140から画像信号(通常画像)の読み出しが行われ(図14(C))、続いて、図12に示した通常画像処理部224にて通常画像処理が行われる(図14(D),ステップS120)。
When the normal image is exposed, the image signal (normal image) is read from the
通常画像処理部224は、リニアマトリクス回路、ホワイトバランス補正回路、ガンマ補正回路、及び同時化回路等を含み、これらの回路によって入力する通常画像を示すR、G、Bの画像信号を処理する。
The normal
一方、蛍光画像の露光が行われると、次のVD信号に同期してCCD140から画像信号(蛍光画像)の読み出しが行われ(図14(G))、続いて、図12に示した蛍光画像処理部226にて蛍光画像処理、及び血管画像の生成処理が行われる(図14(H),ステップS130、S140)。
On the other hand, when the fluorescent image is exposed, the image signal (fluorescent image) is read from the
蛍光画像処理部226は、まずガンマ補正回路、同時化回路等により入力する蛍光画像を示すR、G、Bの画像信号を処理し、同時化回路での同時化処理後のR、G、Bの画像信号から輝度信号(濃度情報のみをもつ信号)を生成する。続いて、濃度情報のみをもつ蛍光画像から血管画像の生成を行う。
The fluorescence
図15は、図13のステップS140における血管画像生成(血管画像の抽出)の処理を示すフローチャートである。 FIG. 15 is a flowchart showing blood vessel image generation (blood vessel image extraction) processing in step S140 of FIG.
図15に示すようにステップS140で処理された蛍光画像を入力する(ステップS142)。次に、入力した蛍光画像を所定の閾値により閾値処理し、前記閾値によって設定した濃度以上の画素(蛍光発光した生体組織から光を受光した画素)の濃度情報を抽出するとともに、前記閾値によって2値化した2値化画像を抽出する(ステップS144)。
尚、前記閾値としては、画素の濃度情報とノイズとを区別できる範囲内で可能な限り小さい値が好ましい。
As shown in FIG. 15, the fluorescence image processed in step S140 is input (step S142). Next, threshold processing is performed on the input fluorescence image with a predetermined threshold value, and density information of pixels (pixels that receive light from a fluorescent tissue that emits fluorescence) having a density equal to or higher than the density set by the threshold value is extracted. A binarized image obtained by binarization is extracted (step S144).
The threshold value is preferably as small as possible within a range in which pixel density information and noise can be distinguished.
続いて、前記抽出した濃度情報又は2値化画像から血管画像のみを抽出する画像処理を行う(ステップS146)。例えば、血管の特徴量(細長い連続した形状等)とは異なる特徴量を有する画像部分やノイズ成分を削除するためのフィルタ処理を行う。 Subsequently, image processing for extracting only the blood vessel image from the extracted density information or binarized image is performed (step S146). For example, a filtering process is performed to delete an image portion or a noise component having a feature amount different from a blood vessel feature amount (elongated continuous shape or the like).
上記のようにして画像処理された通常画像と蛍光画像(血管画像)は、図14(E)及び(I)に示すようにそれぞれ連続したフレームとなるように2フレームずつ出力され、同時に出力された通常画像と血管画像とは、図11に示した画像合成部230に出力され、ここで合成される(ステップS150)。
As shown in FIGS. 14E and 14I, the normal image and the fluorescence image (blood vessel image) subjected to image processing as described above are output in two frames so as to be continuous frames, and are simultaneously output. The normal image and the blood vessel image are output to the
図16(A)及び(B)は、それぞれ画像合成部230に出力される通常画像及び血管画像の模式図である。
16A and 16B are schematic diagrams of a normal image and a blood vessel image output to the
図17は画像合成部230の内部構成を示すブロック図である。同図に示すように、画像合成部230は、ミキサ232、234と、色変換部238とを備えている。
FIG. 17 is a block diagram showing the internal configuration of the
色変換部238には、濃度情報からなる血管画像が加えられており、色変換部238は、入力する血管画像を、予め設定された色(例えば、赤)になるように色変換し、変換後の血管画像をミキサ232に出力する。尚、色変換部238は、血管画像の濃度情報に対応した階調(明るい赤から暗い赤)の色になるように色変換するが、血管画像の濃度情報にかかわらず、一律の色に変換するようにしてもよい。
A blood vessel image composed of density information is added to the
ミキサ232の他の入力には、通常画像が加えられており、ミキサ232は、通常画像と血管画像とを合成する。このミキサ232での画像合成は、前記血管画像に対応する2値画像(血管画像とその背景とを示す2値化信号)をキー信号として通常画像に血管画像をキー合成する。これにより、通常画像上に血管画像のみを貼り付けるように合成し、血管がない部分は通常画像が見えるように合成する。
A normal image is added to the other input of the
このようにして合成された合成画像は、ミキサ234に加えられる。ミキサ234の他の入力には、必要に応じてCG244から警告文字情報(蛍光試薬の投与を促すメッセージ)が加えられ、ミキサ234は、合成画像上に警告文字を合成できるようになっている。
The synthesized image synthesized in this way is added to the
図13に戻って、上記のようにして画像合成部230にて合成された合成画像は、ビデオ出力部248を介して表示部40に出力され、表示部40に表示される(ステップS160)。図18は合成画像が表示されたモニタ画面の一例を示している。
Returning to FIG. 13, the composite image synthesized by the
尚、第2の実施の形態では、通常画像と蛍光画像から抽出した血管画像とを合成するようにしたが、これに限らず、通常画像と蛍光画像とを並べて表示されるように合成するようにしてもよい。 In the second embodiment, the normal image and the blood vessel image extracted from the fluorescent image are combined. However, the present invention is not limited to this, and the normal image and the fluorescent image are combined and displayed so as to be displayed side by side. It may be.
また、蛍光画像は、蛍光試薬の濃度に応じて変化するが、第1の実施の形態で説明したように生体内の試薬濃度に応じて補正するようにしてもよいし、蛍光画像から血管画像を抽出する処理を行って血管画像を生成する場合には、血管画像を抽出することができればよいため、試薬濃度に応じて蛍光画像を補正しなくてもよい。 In addition, the fluorescence image changes according to the concentration of the fluorescent reagent, but as described in the first embodiment, the fluorescence image may be corrected according to the concentration of the reagent in the living body. When the blood vessel image is generated by performing the process of extracting the blood vessel, it is only necessary to be able to extract the blood vessel image. Therefore, it is not necessary to correct the fluorescence image according to the reagent concentration.
尚、本発明は、以上の例には限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、各種の改良や変形を行ってもよいことは言うまでもない。 Needless to say, the present invention is not limited to the above examples, and various improvements and modifications may be made without departing from the scope of the present invention.
1…蛍光撮影装置、2…被検体、10…撮像装置、12…撮像部、14…励起光出力部、20…画像処理装置、21…ROM、22…濃度比較部、23…補正項演算部、24…画像生成部、25…メイン制御部、30…光源部、40…表示部、50…蛍光物質濃度測定装置、100…腹腔鏡、200…プロセッサ、300…光源装置
DESCRIPTION OF
Claims (16)
撮像手段によって前記励起光が照射された被検体を連続的に撮影し、蛍光画像を取得する工程と、
前記生体内の蛍光物質の濃度を測定する工程と、
所望の蛍光強度が得られる前記蛍光物質の適正な濃度よりも低い濃度であって、少なくとも信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度を第1の閾値として設定する工程と、
前記測定した生体内の蛍光物質の濃度が前記設定された第1の閾値に低下したか否かを判別する工程と、
前記測定した生体内の蛍光物質の濃度が前記第1の閾値に低下したと判別される毎に、前記生体内の蛍光物質の濃度が前記適正な濃度に達するように前記蛍光物質の投与を促す指示を出力し、又は前記蛍光物質を自動的に投与する工程と、
を含むことを特徴とする蛍光撮影方法。 A step of continuously irradiating a subject to which a fluorescent substance is administered in a living body with excitation light in a specific wavelength range for causing the fluorescent substance to emit light;
A step of continuously photographing the subject irradiated with the excitation light by the imaging means and acquiring a fluorescence image;
Measuring the concentration of the fluorescent substance in the living body;
Setting a concentration that is lower than an appropriate concentration of the fluorescent substance that provides a desired fluorescence intensity, and at least a concentration at which a reliable fluorescence image can be acquired, as a first threshold;
Determining whether the measured concentration of the fluorescent substance in the living body has decreased to the set first threshold;
Each time it is determined that the measured concentration of the fluorescent substance in the living body has decreased to the first threshold value, the administration of the fluorescent substance is urged so that the concentration of the fluorescent substance in the living body reaches the appropriate concentration. Outputting instructions or automatically administering the fluorescent material;
A fluorescence imaging method comprising:
前記測定した生体内の蛍光物質の濃度が前記第2の閾値に低下したと判別されると、前記蛍光画像の撮影を禁止する工程と、
を更に含むことを特徴とする請求項1から4のいずれかに記載の蛍光撮影方法。 Setting a concentration that is lower than the first threshold and is not capable of acquiring a reliable fluorescent image as a second threshold;
When it is determined that the measured concentration of the fluorescent substance in the living body has decreased to the second threshold value, prohibiting photographing of the fluorescent image;
The fluorescence imaging method according to claim 1, further comprising:
前記光源手段によって励起光が照射された被検体を撮影する撮像手段と、
前記生体内の蛍光物質の濃度を測定する濃度測定手段と、
所望の蛍光強度が得られる前記蛍光物質の適正な濃度よりも低い濃度であって、少なくとも信頼性のある蛍光画像の取得が可能な濃度を第1の閾値として設定する第1の閾値設定手段と、
前記濃度測定手段によって測定された生体内の蛍光物質の濃度が前記第1の閾値設定手段によって設定された第1の閾値に低下したか否かを判別する第1の判別手段と、
前記第1の判別手段によって前記測定された生体内の蛍光物質の濃度が前記設定された第1の閾値に低下したと判別される毎に、前記生体内の蛍光物質の濃度が前記適正な濃度に達するように前記蛍光物質の投与を促す指示を出力し、又は前記蛍光物質を自動的に投与する手段と、
を備えたことを特徴とする蛍光撮影装置。 A light source means for continuously irradiating excitation light in a specific wavelength range for emitting a fluorescent substance to a subject to which the fluorescent substance is administered in a living body at a predetermined time interval;
Imaging means for imaging a subject irradiated with excitation light by the light source means;
A concentration measuring means for measuring the concentration of the fluorescent substance in the living body;
First threshold value setting means for setting, as a first threshold value, a concentration that is lower than an appropriate concentration of the fluorescent material that provides a desired fluorescence intensity and that can obtain a fluorescence image with at least reliability. ,
First determination means for determining whether or not the concentration of the fluorescent substance in the living body measured by the concentration measurement means has decreased to a first threshold set by the first threshold setting means;
Each time it is determined by the first determination means that the measured concentration of the fluorescent substance in the living body has decreased to the set first threshold, the concentration of the fluorescent substance in the living body is set to the appropriate concentration. Outputting a command prompting the administration of the fluorescent substance to reach or a means for automatically administering the fluorescent substance;
A fluorescence imaging apparatus comprising:
前記濃度測定手段によって測定された生体内の蛍光物質の濃度が前記第2の閾値設定手段によって設定された第2の閾値に低下したか否かを判別する第2の判別手段と、
前記第2の判別手段によって前記測定した生体内の蛍光物質の濃度が前記第2の閾値に低下したと判別されると、前記蛍光画像の撮影を禁止する撮影禁止手段と、
を更に備えたことを特徴とする請求項9から12のいずれかに記載の蛍光撮影装置。 A second threshold value setting means for setting, as a second threshold value, a density that is lower than the first threshold value and incapable of acquiring a reliable fluorescent image;
A second discriminating unit for discriminating whether or not the concentration of the fluorescent substance in the living body measured by the concentration measuring unit has decreased to the second threshold set by the second threshold setting unit;
When it is determined by the second determination means that the measured concentration of the fluorescent substance in the living body has decreased to the second threshold value, photographing prohibiting means for prohibiting photographing of the fluorescent image;
The fluorescence imaging apparatus according to claim 9, further comprising:
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2008171028A JP2010005305A (en) | 2008-06-30 | 2008-06-30 | Fluorescence photography method and apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2008171028A JP2010005305A (en) | 2008-06-30 | 2008-06-30 | Fluorescence photography method and apparatus |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2010005305A true JP2010005305A (en) | 2010-01-14 |
Family
ID=41586456
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2008171028A Pending JP2010005305A (en) | 2008-06-30 | 2008-06-30 | Fluorescence photography method and apparatus |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2010005305A (en) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2012024142A (en) * | 2010-07-20 | 2012-02-09 | Fujifilm Corp | Polarization image measurement display system |
WO2012124227A1 (en) * | 2011-03-15 | 2012-09-20 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | Medical device |
WO2017073302A1 (en) * | 2015-10-27 | 2017-05-04 | オリンパス株式会社 | Control device for imaging system, imaging system, imaging system control method |
CN113155791A (en) * | 2015-10-23 | 2021-07-23 | 阿贝里奥仪器有限责任公司 | Method and device for high-resolution imaging of structures marked with fluorescent markings of a sample |
JP2021528210A (en) * | 2018-06-14 | 2021-10-21 | パーフュージョン テック アーペーエス | Systems and methods for automatic perfusion measurements |
WO2022201933A1 (en) * | 2021-03-25 | 2022-09-29 | ソニーグループ株式会社 | Intravital observation system, observation system, intravital observation method, and intravital observation device |
-
2008
- 2008-06-30 JP JP2008171028A patent/JP2010005305A/en active Pending
Cited By (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2012024142A (en) * | 2010-07-20 | 2012-02-09 | Fujifilm Corp | Polarization image measurement display system |
WO2012124227A1 (en) * | 2011-03-15 | 2012-09-20 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | Medical device |
JP5200192B2 (en) * | 2011-03-15 | 2013-05-15 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | Medical equipment |
US8554310B2 (en) | 2011-03-15 | 2013-10-08 | Olympus Medical Systems Corp. | Medical apparatus |
JPWO2012124227A1 (en) * | 2011-03-15 | 2014-07-17 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | Medical equipment |
CN113155791A (en) * | 2015-10-23 | 2021-07-23 | 阿贝里奥仪器有限责任公司 | Method and device for high-resolution imaging of structures marked with fluorescent markings of a sample |
WO2017073302A1 (en) * | 2015-10-27 | 2017-05-04 | オリンパス株式会社 | Control device for imaging system, imaging system, imaging system control method |
JP6203452B1 (en) * | 2015-10-27 | 2017-09-27 | オリンパス株式会社 | Imaging system |
US11051683B2 (en) | 2015-10-27 | 2021-07-06 | Olympus Corporation | Control device for imaging system, imaging system, and method for controlling imaging system |
JP2021528210A (en) * | 2018-06-14 | 2021-10-21 | パーフュージョン テック アーペーエス | Systems and methods for automatic perfusion measurements |
JP7372319B2 (en) | 2018-06-14 | 2023-10-31 | パーフュージョン テック アーペーエス | System and method for automated perfusion measurements |
WO2022201933A1 (en) * | 2021-03-25 | 2022-09-29 | ソニーグループ株式会社 | Intravital observation system, observation system, intravital observation method, and intravital observation device |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP5081720B2 (en) | Fluorescence endoscope apparatus and excitation light unit | |
JP5502812B2 (en) | Biological information acquisition system and method of operating biological information acquisition system | |
JP5074256B2 (en) | Fluorescence observation equipment | |
JP5389612B2 (en) | Electronic endoscope system, processor device for electronic endoscope, and method for operating electronic endoscope system | |
JP5496852B2 (en) | Electronic endoscope system, processor device for electronic endoscope system, and method for operating electronic endoscope system | |
JP5274591B2 (en) | Endoscope system, processor device for endoscope system, and method for operating endoscope system | |
JP5485190B2 (en) | Endoscope device | |
JP5634755B2 (en) | Electronic endoscope system, processor device for electronic endoscope, and method for operating electronic endoscope system | |
US9629527B2 (en) | Endoscope system, processor device of endoscope system, and image processing method | |
US20090289200A1 (en) | Fluorescent image obtainment method and apparatus, fluorescence endoscope, and excitation-light unit | |
JP5485191B2 (en) | Endoscope device | |
US20120274754A1 (en) | Image processing device, endoscope system, information storage device, and image processing method | |
JP4895750B2 (en) | Endoscope processor, autofluorescence image display program, and endoscope system | |
JP2010005305A (en) | Fluorescence photography method and apparatus | |
JP2010082041A (en) | Electronic endoscope system | |
JP2011131002A (en) | Fluorescent image capturing apparatus | |
JP5147538B2 (en) | Fluorescence image acquisition device and method of operating fluorescence image acquisition device | |
JPH11332819A (en) | Fluorescent image device | |
JP5649947B2 (en) | Optical measurement system and method of operating optical measurement system | |
JP5539841B2 (en) | Electronic endoscope system, processor device for electronic endoscope system, and method for operating electronic endoscope system | |
JP5538143B2 (en) | Endoscope system | |
JP5191327B2 (en) | Image acquisition device and method of operating image acquisition device | |
US8797393B2 (en) | Electronic endoscope system, processing apparatus for electronic endoscope, and signal separation method | |
JP2011110230A (en) | Fluorescent photographic apparatus | |
JP2012130505A (en) | Light measurement system and light measurement method |