JP2022060811A - 内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部 - Google Patents

内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部 Download PDF

Info

Publication number
JP2022060811A
JP2022060811A JP2020168514A JP2020168514A JP2022060811A JP 2022060811 A JP2022060811 A JP 2022060811A JP 2020168514 A JP2020168514 A JP 2020168514A JP 2020168514 A JP2020168514 A JP 2020168514A JP 2022060811 A JP2022060811 A JP 2022060811A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
prism
light
visible light
trimming filter
image sensor
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.)
Granted
Application number
JP2020168514A
Other languages
English (en)
Other versions
JP6877705B1 (ja
Inventor
隆幸 佐藤
Takayuki Sato
晴康 片平
Haruyasu Katahira
哲雄 隅田
Tetsuo Sumida
茂弘 金山
Shigehiro Kanayama
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Nirec Corp
Kyushu University NUC
Kochi University NUC
Musashi Optical System Co Ltd
Original Assignee
Nirec Corp
Kyushu University NUC
Kochi University NUC
Musashi Optical System Co Ltd
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Nirec Corp, Kyushu University NUC, Kochi University NUC, Musashi Optical System Co Ltd filed Critical Nirec Corp
Priority to JP2020168514A priority Critical patent/JP6877705B1/ja
Priority to JP2021068485A priority patent/JP2022060992A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6877705B1 publication Critical patent/JP6877705B1/ja
Priority to CN202111164001.6A priority patent/CN113854932A/zh
Priority to US17/493,014 priority patent/US11369254B2/en
Publication of JP2022060811A publication Critical patent/JP2022060811A/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00064—Constructional details of the endoscope body
    • A61B1/00071—Insertion part of the endoscope body
    • A61B1/0008—Insertion part of the endoscope body characterised by distal tip features
    • A61B1/00096—Optical elements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00002—Operational features of endoscopes
    • A61B1/00004—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing
    • A61B1/00009—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing of image signals during a use of endoscope
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/05—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances characterised by the image sensor, e.g. camera, being in the distal end portion
    • A61B1/051—Details of CCD assembly
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00163—Optical arrangements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00163—Optical arrangements
    • A61B1/00186—Optical arrangements with imaging filters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/046—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances for infrared imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/05—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances characterised by the image sensor, e.g. camera, being in the distal end portion
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/39—Markers, e.g. radio-opaque or breast lesions markers
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/2407—Optical details
    • G02B23/2423—Optical details of the distal end
    • G02B23/243—Objectives for endoscopes
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/2476—Non-optical details, e.g. housings, mountings, supports
    • G02B23/2484—Arrangements in relation to a camera or imaging device
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B5/00—Optical elements other than lenses
    • G02B5/20—Filters
    • G02B5/208—Filters for use with infrared or ultraviolet radiation, e.g. for separating visible light from infrared and/or ultraviolet radiation
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B5/00—Optical elements other than lenses
    • G02B5/20—Filters
    • G02B5/28—Interference filters
    • G02B5/281—Interference filters designed for the infrared light
    • G02B5/282—Interference filters designed for the infrared light reflecting for infrared and transparent for visible light, e.g. heat reflectors, laser protection
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/45—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from two or more image sensors being of different type or operating in different modes, e.g. with a CMOS sensor for moving images in combination with a charge-coupled device [CCD] for still images
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/50—Constructional details
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/50—Constructional details
    • H04N23/54—Mounting of pick-up tubes, electronic image sensors, deviation or focusing coils
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/50—Constructional details
    • H04N23/55—Optical parts specially adapted for electronic image sensors; Mounting thereof
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/50—Constructional details
    • H04N23/555—Constructional details for picking-up images in sites, inaccessible due to their dimensions or hazardous conditions, e.g. endoscopes or borescopes
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/57—Mechanical or electrical details of cameras or camera modules specially adapted for being embedded in other devices
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/70—Circuitry for compensating brightness variation in the scene
    • H04N23/75—Circuitry for compensating brightness variation in the scene by influencing optical camera components
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/95—Computational photography systems, e.g. light-field imaging systems
    • H04N23/951—Computational photography systems, e.g. light-field imaging systems by using two or more images to influence resolution, frame rate or aspect ratio
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/10—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof for transforming different wavelengths into image signals
    • H04N25/11—Arrangement of colour filter arrays [CFA]; Filter mosaics
    • H04N25/13—Arrangement of colour filter arrays [CFA]; Filter mosaics characterised by the spectral characteristics of the filter elements
    • H04N25/134—Arrangement of colour filter arrays [CFA]; Filter mosaics characterised by the spectral characteristics of the filter elements based on three different wavelength filter elements
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/33—Transforming infrared radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/39—Markers, e.g. radio-opaque or breast lesions markers
    • A61B2090/3937—Visible markers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/39—Markers, e.g. radio-opaque or breast lesions markers
    • A61B2090/3983—Reference marker arrangements for use with image guided surgery

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Astronomy & Astrophysics (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Toxicology (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • Computing Systems (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Endoscopes (AREA)
  • Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
  • Optical Elements Other Than Lenses (AREA)

Abstract

【課題】製造コストを抑えた上で、患者の生体組織を示す可視光画像データ及び近赤外画像データの画質を向上させることが可能な内視鏡及び撮像部を提供する。【解決手段】内視鏡は、スコープと、スコープ内に収容され、可視光及び近赤外光を受光することで生体組織を撮像する撮像部とを備える。撮像部は、第１プリズムと、第２プリズムと、可視光及び近赤外光を分離する反射膜と、可視域の光を透過させる一方で近赤外域の光を遮断する第１トリミングフィルタと、可視光を電気信号に変換する第１イメージセンサと、近赤外域の光を透過させる一方で可視域の光を遮断する第２トリミングフィルタと、前記近赤外光を電気信号に変換する第２イメージセンサとを備える。第１プリズムは、第２プリズムに固定され、第１トリミングフィルタは、第１プリズムに固定され、第２トリミングフィルタは、第２プリズムに固定されている。【選択図】図２

Description

本開示は、内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部に関する。
特許文献１では、ＲＧＢカラーフィルタ及びＩＲ（赤外光）フィルタを備えた単一のイメージセンサがスコープの先端の付近に配置された内視鏡が開示されている。特許文献１の内視鏡では、可視光及び励起光が交互に患者の生体組織に照射されることで、単一のイメージセンサによって可視光画像データと近赤外光画像データが時間軸上において交互に取得されている。この点において、特許文献１の内視鏡では、可視光画像データ及び近赤外光画像データを同タイミングで取得することができないといった課題が存在する。さらに、赤色用画素、緑色用画素、青色用画素、ＩＲ用画素の４種類の画素が単一のイメージセンサ内に設けられている。このため、当該イメージセンサの各ＩＲ用画素から出力される赤外光映像信号にノイズが生じやすく、最終的に生成される近赤外光画像データの画質が低下してしまうといった課題が存在する。
一方、特許文献２では、４色分解プリズムと４つのイメージセンサがカメラヘッド内に配置された内視鏡が開示されている。特許文献２の内視鏡では、リレーレンズから出射された光が４色分解プリズムによって赤色光、緑色光、青色光及び近赤外光の４つの光成分に分解された後に、４つの光成分の各々が４つのイメージセンサのうちの対応する一つによって受光されている。特許文献２の内視鏡は、可視光画像データと近赤外光画像データを同時に取得できる。その一方で、４つのイメージセンサがスコープ（光学視管）の先端から離れた位置に配置されているため、患者の生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光が４つのイメージセンサに到達するまでの間において、当該可視光及び近赤外光（特に、近赤外光）の光強度（光量）が低下してしまう。この結果として、可視光画像データ及び近赤外光画像データの画質が低下してしまうといった課題が存在する。さらに、４色分解プリズムの全体寸法が大きいため、４色分解プリズムを例えば、カメラヘッド内に配置する必要がある。このため、患者の生体組織によって反射された可視光及び近赤外光をスコープ先端から４色分解プリズムまで導くために、リレーレンズ等の高価な光学部品を内視鏡に設ける必要があり、内視鏡全体の製造コストが高くなってしまうといった課題が存在する。
特開２０１６－２０９１４３号公報 特開２０１９－０００３３９号公報
上記観点より、本開示は、製造コストを抑えた上で、患者の生体組織を示す可視光画像データ及び近赤外画像データの画質を向上させることが可能な内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部を提供することを目的とする。
本開示の一態様に係る内視鏡は、患者の体内に挿入されるスコープと、前記スコープ内に収容され、前記患者の生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を受光することで前記生体組織を撮像するように構成された撮像部と、を備える。
前記撮像部は、
第１プリズムと、
前記第１プリズムに対向する第２プリズムと、
前記第１プリズムの斜面と前記第２プリズムの斜面との間に設けられ、前記生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を分離するように構成された反射膜と、
可視域の光を透過させる一方で近赤外域の光を遮断するように構成され、前記反射膜を介して前記第１プリズムを透過した前記可視光が入射する第１トリミングフィルタと、
前記第１トリミングフィルタを透過した前記可視光を受光するように前記第１トリミングフィルタに対向すると共に、前記受光した可視光を電気信号に変換するように構成された第１イメージセンサと、
近赤外域の光を透過させる一方で可視域の光を遮断するように構成され、前記反射膜を介して前記第２プリズムを透過した前記近赤外光が入射する第２トリミングフィルタと、
前記第２トリミングフィルタを透過した前記近赤外光を受光するように前記第２トリミングフィルタに対向すると共に、前記受光した近赤外光を電気信号に変換するように構成された第２イメージセンサと、
を備える。
前記第１プリズムは、前記第２プリズムに固定されている。
前記第１トリミングフィルタは、前記第１プリズムに固定されている。
前記第２トリミングフィルタは、前記第２プリズムに固定されている。
上記構成によれば、第１プリズムと第２プリズムが互いに固定されている。また、第１トリミングフィルタが第１プリズムに固定されると共に、第２トリミングフィルタが第２プリズムに固定されている。このような構成により、撮像部全体のサイズを小型化することができ、撮像部をスコープ内に収容することが可能となる。また、撮像部がスコープ内に収容されているため、患者の生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光は、第１イメージセンサ及び第２イメージセンサのそれぞれによって効率的に受光される。このように、ＳＮ比（信号対雑音比）を低下させずに第１イメージセンサによって生体組織を示す電気信号（可視光映像信号）が取得されるため、生体組織を示す可視光画像データの画質が向上する。さらに、ＳＮ比を低下させずに第２イメージセンサによって生体組織を示す電気信号（近赤外光映像信号）が取得されるため、生体組織を示す近赤外光画像データの画質が向上する。また、可視光映像信号と近赤外光映像信号が同タイミングで取得されるため、可視光画像データの各フレームの時間軸と近赤外光画像データの各フレームの時間軸が互いに一致する。このように、可視光画像データのフレームの時間軸と近赤外光画像データのフレームの時間軸が一致することから、可視光画像データと近赤外光画像データとの合成によって生成される合成画像データの精度が向上する。さらに、撮像部がスコープ内に収容されているため、患者の生体組織からの可視光及び近赤外光を撮像部に導くための高価なリレーレンズ等をスコープに設ける必要がないため、内視鏡全体の製造コストを低減することが可能となる。従って、製造コストを抑えた上で、患者の生体組織を示す可視光画像データ及び近赤外光画像データの画質を向上させることが可能な内視鏡を提供することができる。
また、前記第１イメージセンサは、前記第１トリミングフィルタに固定されてもよい。
前記第２イメージセンサは、前記第２トリミングフィルタに固定されてもよい。
上記構成によれば、撮像部全体のサイズを小型化することができ、撮像部をスコープ内に収容することが可能となる。この点において、例えば、撮像部を内径が小さいスコープ内に収容することが可能となる。
また、前記撮像部は、前記生体組織に対向する前記内視鏡の先端面の付近に配置されてもよい。
上記構成によれば、撮像部が生体組織に対向する内視鏡の先端面の付近に配置されているため、第１イメージセンサ及び第２イメージセンサは、患者の生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を効率的に受光すること可能となる。この結果、内視鏡を通じて取得される可視光画像データ及び近赤外光画像データの画質が向上する。
また、前記撮像部は、
前記第１トリミングフィルタと前記第１イメージセンサとの間に設けられ、可視域の光を透過させる一方で近赤外域の光を遮断するように構成された赤外光遮断膜と、
前記第２トリミングフィルタと前記第２イメージセンサとの間に設けられ、近赤外域の光を透過させる一方で可視域の光を遮断するように構成された可視光遮断膜と、
をさらに備えてもよい。
前記赤外光遮断膜と前記可視光遮断膜は、前記生体組織に照射され、中心波長が７００ｎｍから８００ｎｍの波長帯に含まれる励起光を遮断するように構成されてもよい。
上記構成によれば、生体組織に照射され、中心波長が７００ｎｍから８００ｎｍの波長帯の励起光が赤外光遮断膜と可視光遮断膜によって遮断されるため、当該励起光が可視光画像データ及び近赤外光画像データの画質に悪影響を与える状況を好適に防止すること可能となる。
また、前記撮像部は、前記生体組織に関連付けられた前記可視光及び前記近赤外光を前記第１プリズムに向けて導くように前記第１プリズムに固定されたレンズユニットをさらに備えてもよい。
上記構成によれば、レンズユニットによって生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を効率的に第１プリズムに入射させることが可能となると共に、適切な撮像部の画角を確保することが可能となる。さらに、レンズユニットと第１プリズムとの間に空隙が設けられていないため、当該空隙内に埃等のゴミが進入することが好適に防止され、内視鏡のメンテナンスに要する負担が軽減されうる。
また、前記レンズユニットの先端と前記生体組織に対向する内視鏡の先端面との間の距離は、０．５ｍｍから５ｍｍの範囲内であってもよい。
上記構成によれば、レンズユニットの先端と生体組織に対向する内視鏡の先端面との間の距離が０．５ｍｍから５ｍｍの範囲内となるため、第１イメージセンサ及び第２イメージセンサは、患者の生体組織によって反射された可視光及び近赤外光を効率的に受光することが可能となる。さらに、適切な撮像部の画角を確保することが可能となる。
また、前記内視鏡は、前記レンズユニットと、前記第１プリズムと、前記第２プリズムとを支持するように構成されると共に、前記スコープ内に収容される第１支持部材をさらに備えてもよい。
前記第１支持部材は、前記レンズユニットと、前記第１プリズムと、前記第２プリズムとに固定されてもよい。
上記構成によれば、第１レンズユニットと、第１プリズムと、第２プリズムが第１支持部材により支持及び固定されているため、第１支持部材によって撮像部全体の強度を向上させることが可能となる。
また、前記内視鏡は、前記第１支持部材及び前記スコープに固定されると共に、前記スコープ内に収容される第２支持部材をさらに備えてもよい。
上記構成によれば、撮像部に固定された第１支持部材は、第２支持部材を介してスコープに固定されている。このように、第１支持部材及び第２支持部材によって撮像部をスコープに確実に固定することが可能となる。
また、前記第１イメージセンサは、前記生体組織の反転像を形成する前記可視光から前記生体組織の正転像を示す可視光映像信号を生成するように構成されたＣＭＯＳイメージセンサであってもよい。
上記構成によれば、第１イメージセンサが生体組織の正転像を示す可視光映像信号を生成するように構成されたＣＭＯＳイメージセンサであるため、可視光画像データと近赤外光画像データを同タイミングで取得することができる。具体的には、第１イメージセンサがＣＣＤイメージセンサである場合には、生体組織の反転像を示す可視光映像信号から生体組織の正転像を示す可視光画像データを生成するための画像反転処理を映像処理回路側で別途実行する必要がある。このため、可視光画像データの生成タイミングが近赤外光画像データの生成タイミングよりも遅れてしまう状況が発生し、映像処理回路側において可視光画像データと近赤外光画像データを同タイミングで取得することが困難となる。一方で、第１イメージセンサがＣＭＯＳイメージセンサである場合には、映像処理回路側において当該画像反転処理を実行する必要がないため、映像処理回路側において可視光画像データと近赤外光画像データを同タイミングで取得することが可能となる。
また、前記第１イメージセンサと前記第２イメージセンサは、同一の構成を有してもよい。
上記構成によれば、第１イメージセンサと第２イメージセンサ用に別々の種類のイメージセンサを用意する必要がないため、内視鏡の製造コストを低減することが可能となる。例えば、ベイヤー配列のカラーフィルタを備えたＣＭＯＳイメージセンサを第１イメージセンサ及び第２イメージセンサの両方に適用可能となる。
前記第１イメージセンサの撮像面と前記第２イメージセンサの撮像面は、互いに直交してもよい。
上記構成によれば、第１イメージセンサの撮像面と第２イメージセンサの撮像面が互いに直交しているため、撮像部全体のサイズを小型化することができ、撮像部をスコープ内に首尾よく収容することが可能となる。
また、前記反射膜と、前記第１トリミングフィルタと、前記赤外光遮断膜との組み合わせからなる可視光チャンネルは、７２０ｎｍから１０５０ｎｍの波長帯における光の透過率が０．１％以下となるような分光特性を有してもよい。
前記反射膜と、前記第２トリミングフィルタと、前記可視光遮断膜との組み合わせからなる近赤外光チャンネルは、４００ｎｍから７９８ｎｍの波長帯における光の透過率が０．５％以下となるような分光特性を有してもよい。
上記構成によれば、可視光反射膜と、第１トリミングフィルタと、赤外光遮断膜との組み合わせからなる可視光チャンネルは、７２０ｎｍから１０５０ｎｍの波長帯における光の透過率が０．１％以下となるような分光特性を有する。このため、生体組織に照射される７００ｎｍから８００ｎｍの波長帯の励起光及び近赤外光が可視光画像データの画質に悪影響を与える状況を好適に防止可能となる。また、可視光反射膜と、第２トリミングフィルタと、可視光遮断膜との組み合わせからなる近赤外光チャンネルは、４００ｎｍから７９８ｎｍの波長帯における光の透過率が０．５％以下となるような分光特性を有する。このため、生体組織に照射される７００ｎｍから８００ｎｍの波長帯の励起光及び可視光が近赤外光画像データの画質に悪影響を与える状況を好適に防止可能となる。
本開示の一態様に係る撮像部は、内視鏡のスコープ内に収容され、患者の生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を受光することで前記生体組織を撮像するように構成されている。
前記撮像部は、
第１プリズムと、
前記第１プリズムに対向する第２プリズムと、
前記第１プリズムの斜面と前記第２プリズムの斜面との間に設けられ、前記生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を分離するように構成された反射膜と、
可視域の光を透過させる一方で近赤外域の光を遮断するように構成され、前記反射膜を介して前記第１プリズムを透過した前記可視光が入射する第１トリミングフィルタと、
前記第１トリミングフィルタを透過した前記可視光を受光するように前記第１トリミングフィルタに対向すると共に、前記受光した可視光を電気信号に変換するように構成された第１イメージセンサと、
近赤外域の光を透過させる一方で可視域の光を遮断するように構成され、前記反射膜を介して前記第２プリズムを透過した前記近赤外光が入射する第２トリミングフィルタと、
前記第２トリミングフィルタを透過した前記近赤外光を受光するように前記第２トリミングフィルタに対向すると共に、前記受光した近赤外光を電気信号に変換するように構成された第２イメージセンサと、
を備える。
前記第１プリズムは、前記第２プリズムに固定されている。
前記第１トリミングフィルタは、前記第１プリズムに固定されている。
前記第２トリミングフィルタは、前記第２プリズムに固定されている。
本開示によれば、製造コストを抑えた上で、患者の生体組織を示す可視光画像データ及び近赤外画像データの画質を向上させることが可能な内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部を提供することができる。
本実施形態に係る内視鏡を示す分解斜視図である。 本実施形態に係る内視鏡を示す断面図である。 可視光に対する可視光反射膜の反射特性及び近赤外光に対する可視光反射膜の透過特性の一例を示す図である。 第１トリミングフィルタの透過特性と第２トリミングフィルタの透過特性の一例を示す図である。 赤外光遮断膜の透過特性と可視光遮断膜の透過特性の一例を示す図である。 可視光チャンネルの分光透過特性と近赤外光チャンネルの分光透過特性の一例を示す図である。 可視光チャンネル上のＲＧＢカラーフィルタの透過特性と近赤外光チャンネル上のＲＧＢカラーフィルタの透過特性を説明するための図である。 ベイヤー配列のＲＧＢカラーフィルタを備えたＣＭＯＳイメージセンサを概略的に示す図である。 内視鏡システムの構成を説明するための図である。 可視光画像データと近赤外光画像データとを合成することで得られる合成画像データの一例を示す図である。
以下、本開示の実施形態（以下、単に「本実施形態」という。）に係る内視鏡１について図面を参照しながら説明する。本図面に示された各部材の寸法は、説明の便宜上、実際の各部材の寸法とは異なる場合がある。
また、本実施形態の説明では、説明の便宜上、内視鏡１のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向について適宜言及する場合がある。これらの方向は、図１に示す内視鏡１について設定された相対的な方向である。Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸のうちの一方は、残りの２軸に対して直交するものとする。Ｚ軸は、内視鏡１のスコープ３の延出方向に相当する。
最初に、図１及び図２を参照することで、本実施形態に係る内視鏡１の構成について以下に説明する。図１は、本実施形態に係る内視鏡１を示す分解斜視図である。図２は、撮像部２がスコープ３内に収容された状態での内視鏡１を示す断面図である。
図１及び図２に示すように、内視鏡１は、スコープ３と、撮像部２と、ライトガイド４と、第１支持部材５と、第２支持部材６と、レンズカバー７とを備える。医療従事者は、内視鏡１を患者の体内に挿入することで、患者の内蔵等の生体組織をリアルタイムで観察することができる。内視鏡１は、例えば、腹腔鏡手術下で使用される硬性の内視鏡であってもよい。尚、内視鏡１は、硬性の内視鏡に限定されるものではない。
また、内視鏡１を通じて患者の生体組織の可視光画像データと近赤外画像データの両方を同時に取得することが可能となる。この点において、腹腔鏡手術下においては、ＩＣＧ（インドシアニングリーン）等の近赤外光を発光する蛍光造影剤が使用されている。ＩＣＧに励起光（レーザ光）が照射されることで、ＩＣＧは近赤外光を発光する。励起光であるレーザ光の中心波長λは、例えば、７００ｎｍから８００ｎｍの範囲内、より具体的には、７８５ｎｍから７９５ｎｍの範囲内となる。医療従事者は、ＩＣＧを患者の静脈に注入した後に、内視鏡１を通じて取得された近赤外光画像データを視認することで、ＩＣＧが留まる患部を確実に特定することが可能となる。このように、外科医等の医療従事者は、ＩＣＧによって特定された患部に対して外科的処置（患部の切除等）を施すことができる。
スコープ３は、内視鏡１のうち患者の体内に挿入される部分である。スコープ３は、例えば、空間Ｓを有する硬性のチューブとして構成されている。スコープ３の外径は、例えば、約１０ｍｍであると共に、スコープ３の内径は、例えば、約９ｍｍである。撮像部２は、患者の生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を受光することで生体組織を撮像するように構成されている。具体的には、撮像部２は、患者の生体組織によって反射された可視光及び生体組織に留まる蛍光造影剤（ＩＣＧ等）から出射された近赤外光を受光することで生体組織を撮像するように構成されている。本実施形態では、撮像部２は、スコープ３の空間Ｓ内に収容されている。この点において、撮像部２は、内径が約９ｍｍのスコープ３内に収容可能な程度に小型化されている。また、撮像部２は、スコープ３の先端３ａ（図２参照）の付近に配置されている。スコープ３の先端３ａは、内視鏡１が患者の体内に挿入された状態において患者の生体組織に対向する。撮像部２の具体的構成については後述する。
ライトガイド４は、図示しない可視光光源から出射された可視光及び図示しない励起光光源から出射された励起光を患者の生体組織に向けて導くように構成されている。ライトガイド４は、可視光及び励起光が伝搬する多数の光ファイバによって構成されている。図１では、図示簡略化の観点より、ライトガイド４の一部のみが図示されているが、ライトガイド４は、スコープ３の空間Ｓ内に収容されていると共に、Ｚ軸方向に沿って可視光光源及び励起光光源まで延出している。ライトガイド４から出射された可視光は、生体組織によって反射された後に、撮像部２によって受光される。また、ライトガイド４から出射された励起光は、生体組織内に留まるＩＣＧ等の蛍光造影剤に照射される。その後、励起光の照射を通じて蛍光造影剤から出射された近赤外光（蛍光）が撮像部２によって受光される。
図２に示すように、第１支持部材５は、スコープ３の空間Ｓ内に収容されており、撮像部２を支持するように構成されている。特に、第１支持部材５は、接着剤によって撮像部２に固定されている。より具体的には、第１支持部材５は、撮像部２を構成するレンズユニット２０と、第１プリズム２１と、第２プリズム２２とを支持するように構成されていると共に、接着剤によってレンズユニット２０と、第１プリズム２１と、第２プリズム２２とに固定されている。このように、第１支持部材５によって撮像部２の全体の強度を向上させることが可能となる。
第２支持部材６は、スコープ３の空間Ｓ内に収容されており、接着剤によって第１支持部材５及びスコープ３に固定されている。また、第２支持部材６は、ライトガイド４が挿入される挿入孔６２と、レンズユニット２０が挿入される挿入孔６３と、レンズカバー７が挿入される挿入孔６４とを有する。ライトガイド４が挿入孔６２に挿入された状態で、ライトガイド４は第２支持部材６によって支持される。挿入孔６３と挿入孔６４は互いに連通している。レンズカバー７が挿入孔６４に挿入された状態で、レンズカバー７は第２支持部材６によって固定及び支持される。第２支持部材６の前面６５と、レンズカバー７の前面７ａと、ライトガイド４の端面４ａが、生体組織に対向する内視鏡１の先端面１ａを構成する。
このように、第１支持部材５は、撮像部２に固定されていると共に、第２支持部材６は、第１支持部材５及びスコープ３に固定されているため、第１支持部材５及び第２支持部材６によって撮像部２をスコープ３に確実に固定することが可能となる。
（撮像部２の具体的な構成）
次に、図２を参照することで撮像部２の具体的な構成について以下に説明する。図２に示すように、撮像部２は、レンズユニット２０と、第１プリズム２１と、第２プリズム２２と、可視光反射膜２７（反射膜の一例）とを備える。撮像部２は、第１トリミングフィルタ２３と、赤外光遮断膜２８と、第１イメージセンサ２４と、第１回路基板３２とをさらに備える。撮像部２は、第２トリミングフィルタ２５と、可視光遮断膜２９と、第２イメージセンサ２６と、第２回路基板３３とをさらに備える。
レンズユニット２０は、生体組織からの可視光及び近赤外光を第１プリズム２１に向けて導くように構成されている。撮像部２の画角（視野角）を広げると共に、生体組織からの可視光及び近赤外光をより効率的に取り込むためには、レンズユニット２０はスコープ３の先端３ａの付近若しくは内視鏡１の先端面１ａの付近に配置されていることが好ましい。本実施形態では、Ｚ軸方向におけるレンズユニット２０の先端となるレンズユニット２０の入射面２０ａと内視鏡１の先端面１ａとの間の距離は、０．５ｍｍから５ｍｍの範囲内となる。好ましくは、Ｚ軸方向における入射面２０ａと先端面１ａとの間の距離は、０．５ｍｍから２ｍｍの範囲内となる。より好ましくは、Ｚ軸方向における入射面２０ａと先端面１ａとの間の距離は、０．５ｍｍから１ｍｍの範囲内となる。
また、レンズユニット２０と第１プリズム２１は、第１支持部材５を介して互いに固定されている。この点において、レンズユニット２０の出射面２０ｂと第１プリズム２１の入射面２１ｂは、互いに接触しており、レンズユニット２０と第１プリズム２１との間に空隙が存在しない。このため、当該空隙内に埃等のゴミが進入することが好適に防止され、内視鏡１のメンテナンスに要する負担が軽減されうる。
第１プリズム２１及び第２プリズム２２は、直角プリズムとして構成されている。第１プリズム２１及び第２プリズム２２は、例えば、透明のガラス材料若しくは透明のプラスチック材料により形成されている。第１プリズム２１と第２プリズム２２は、互いに対向としており、接着剤によって互いに固定されている。特に、第１プリズム２１の斜面２１ａと第２プリズム２２の斜面２２ａが互いに対向した状態で第１プリズム２１と第２プリズム２２が互いに固定されている。このように、互いに固定された第１プリズム２１と第２プリズム２２の２つの形状が直方体形状となるため、撮像部２の全体のサイズを小型化することが可能となり、撮像部２をスコープ３内に収容することができる。
可視光反射膜２７（反射膜の一例）が第１プリズム２１の斜面２１ａと第２プリズム２２の斜面２２ａとの間に設けられている。本実施形態では、可視光反射膜２７が斜面２１ａ又は斜面２２ａのいずれか一方に形成された後に、接着剤を介して第１プリズム２１と第２プリズム２２とが互いに固定される。可視光反射膜２７は、生体組織からの可視光及び近赤外光を分離するように構成されている。より具体的には、可視光反射膜２７は、生体組織から出射されて、レンズユニット２０及び第１プリズム２１を透過した可視光を第１トリミングフィルタ２３に向けて反射させるように構成されている。さらに、可視光反射膜２７は、生体組織から出射されて、レンズユニット２０及び第１プリズム２１を透過した近赤外光を第２トリミングフィルタ２５に向けて透過させるように構成されている。
第１プリズム２１の斜面２１ａ及び第２プリズム２２の斜面２２ａがＺ軸方向に対して４５度傾いているため、可視光反射膜２７もＺ軸方向に対して４５度傾いている。このため、可視光反射膜２７は、可視光の伝搬方向が９０度だけ変化するように可視光を反射させる一方で、近赤外光の伝搬方向が変化しないように近赤外光を透過させる。このように、可視光の伝搬方向は、可視光反射膜２７によってＺ軸方向からＹ軸方向に変換される一方で、Ｚ軸方向に進行する近赤外光の伝搬方向は可視光反射膜２７によって変化しない。
可視光反射膜２７は、高屈折率の誘電体薄膜（高屈折率層）と低屈折率の誘電体薄膜（低屈折率層）を交互に積層することで形成された誘電体多層膜からなるダイクロイックミラーである。高屈折率層の材料は、例えば、ＴｉＯ２（屈折率ｎＨ＝２．３５）が使用されてもよい。低屈折率層の材料は、例えば、ＳｉＯ２（屈折率ｎＬ＝１．４７）が使用されてもよい。高屈折率層の層数及び低屈折率層の層数は、例えば、８０層である。
図３は、可視光に対する可視光反射膜２７の反射特性及び近赤外光に対する可視光反射膜２７の透過特性の一例を示している。図３に示すように、可視光反射膜２７は、波長帯４００ｎｍ～６５０ｎｍの可視光に対する反射率が９０％以上となるように可視光を反射させる。その一方で、可視光反射膜２７は、波長帯８００ｎｍ～１０５０ｎｍの近赤外光を殆ど反射させない。換言すると、可視光反射膜２７は、波長帯４００ｎｍ～６５０ｎｍの可視光に対する透過率が１０％以下となるように可視光を透過させる。また、可視光反射膜２７は、波長帯８００ｎｍ～１０５０ｎｍの近赤外光の殆どを透過させる。
第１トリミングフィルタ２３は、接着剤によって第１プリズム２１に固定されている。第１トリミングフィルタ２３の入射面２３ｂと第１プリズム２１の出射面２１ｃは、接着剤を介して互いに接触している。第１トリミングフィルタ２３は、可視域の光（可視光）を透過させる一方で、近赤外域の光（近赤外光）を遮断するように構成されている。可視光反射膜２７によって反射されて、第１プリズム２１を透過した光が、第１トリミングフィルタ２３に入射する。第１トリミングフィルタ２３は、第１トリミングフィルタ２３に入射した入射光のうち可視光成分を透過させる一方、当該入射光のうち近赤外光成分を遮断する。図４に第１トリミングフィルタ２３の透過特性の一例が示されている。図４に示すように、波長帯４００ｎｍ～６００ｎｍの可視光に対する第１トリミングフィルタ２３の透過率が９０％以上である一方で、８００ｎｍ以上の波長の近赤外光に対する第１トリミングフィルタ２３の透過率は２０％以下となる。第１トリミングフィルタ２３は、赤外光を遮断する色ガラスにより形成されている。
赤外光遮断膜２８は、Ｙ軸方向において第１トリミングフィルタ２３と第１イメージセンサ２４との間に設けられている。本実施形態では、赤外光遮断膜２８が第１トリミングフィルタ２３の出射面２３ａ上に形成された後に、接着剤を介して第１トリミングフィルタ２３と第１イメージセンサ２４とが互いに固定される。赤外光遮断膜２８は、可視域の光（可視光）を透過させる一方で、近赤外域の光（近赤外光）及び中心波長が７００ｎｍ～８００ｎｍの波長帯に含まれる生体組織に照射される励起光を遮断するように構成されている。赤外光遮断膜２８は、第１トリミングフィルタ２３を透過して赤外光遮断膜２８に入射した入射光のうち可視光成分を透過させる一方、当該入射光の近赤外光成分を遮断する。図５に赤外光遮断膜２８の透過特性の一例が示されている。図５に示すように、波長帯４００ｎｍ～６５０ｎｍの可視光に対する赤外光遮断膜２８の透過率が９５％以上である一方で、７００ｎｍ以上の波長の光に対する透過率が１％以下となる。
赤外光遮断膜２８は、高屈折率層と低屈折層を交互に積層することで形成された誘電体多層膜からなるダイクロイックミラーである。高屈折率層の材料は、例えば、ＴｉＯ２（屈折率ｎＨ＝２．３５）が使用されてもよい。低屈折率層の材料は、例えば、ＳｉＯ２（屈折率ｎＬ＝１．４７）が使用されてもよい。高屈折率層の層数及び低屈折率層の層数は、例えば、５０層である。
このように、患者の生体組織によって反射された可視光は、可視光反射膜２７、第１トリミングフィルタ２３及び赤外光遮断膜２８との組み合わせからなる可視光チャンネルを通じて第１イメージセンサ２４に入射する。図６は、可視光反射膜２７、第１トリミングフィルタ２３及び赤外光遮断膜２８との組み合わせからなる可視光チャンネルの分光透過特性の一例を示している。図６に示すように、波長帯４００ｎｍ～６００ｎｍの可視光に対する可視光チャンネルの透過率が８０％以上となる一方で、波長帯７２０ｎｍ～１０５０ｎｍの光の透過率が０．１％以下となる。この点において、可視光チャンネルは、７２０ｎｍ～１０５０ｎｍの波長帯における光の透過率が０．０１％以下となるような分光特性を有するのが好ましい。
第１イメージセンサ２４は、第１回路基板３２に搭載されていると共に、Ｙ軸方向において撮像面が第１トリミングフィルタ２３及び赤外光遮断膜２８に対向するように配置されている。第１イメージセンサ２４は、接着剤によって赤外光遮断膜２８を介して第１トリミングフィルタ２３に固定されている。第１イメージセンサ２４は、可視光反射膜２７、第１トリミングフィルタ２３及び赤外光遮断膜２８との組み合わせからなる可視光チャンネルを透過した可視光を受光すると共に、受光した可視光を電気信号に変換するように構成されている。
第１イメージセンサ２４は、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサ又はＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサである。この点において、撮像部２に入射した可視光は、可視光反射膜２７によって１回反射された後に第１イメージセンサ２４に入射するため、第１イメージセンサ２４に入射する生体組織の像は反転像となる。一方で、ＣＭＯＳイメージセンサは、生体組織の反転像を形成する可視光から生体組織の正転像を示す可視光映像信号を生成することが可能であることから、第１イメージセンサ２４は、ＣＭＯＳイメージセンサであることが好ましい。この点において、ＣＭＯＳイメージセンサの各フォトダイオードに蓄積された電荷の読み出す順番を調整することで、生体組織の正転像を示す可視光映像信号を生成することが可能となる。
図８に示すように、第１イメージセンサ２４は、ベイヤー配列のカラーフィルタアレイと、マトリックス状に配列された複数のフォトダイオードを有するフォトダイオードアレイとを備える。カラーフィルタアレイは、複数の赤色フィルタと、複数の緑色フィルタと、複数の青色フィルタとから構成されている。ベイヤー配列のカラーフィルタアレイでは、緑色フィルタの数は、赤色フィルタの数及び青色フィルタの数の２倍となる。フォトダイオードアレイに含まれる各フォトダイオードは、複数のカラーフィルタ（赤色フィルタ、緑色フィルタ、青色フィルタ）の一つに対向している。このように、第１イメージセンサ２４は、受光した可視光を電気信号に変換することで生体組織の像を示す可視光映像信号（ＲＡＷデータ）を生成した上で、電気配線３５を介して当該生成した可視光映像信号を可視光画像データ生成回路４１（図９参照）に送信する。その後、可視光画像データ生成回路４１は、可視光映像信号（ＲＡＷデータ）に対して画像データ変換処理等（ＲＡＷデータ→ＲＧＢデータ）を行うことで、可視光画像データを生成する。尚、以降の説明では、カラーフィルタアレイの赤色フィルタ、緑色フィルタ、青色フィルタを単に「ＲＧＢカラーフィルタ」と総称する場合がある。
図７には、可視光チャンネル上のＲＧＢカラーフィルタの透過特性が示されている。生体組織からの可視光は、撮像部２の可視光チャンネルを通過した後に、第１イメージセンサ２４のＲＧＢカラーフィルタを通過する。その後、ＲＧＢカラーフィルタを通過した可視光はフォトダイオードによって受光される。図７に示すように、可視光チャンネル上の赤色フィルタの透過特性では、７２０ｎｍ以上の波長の光の透過率が０．１％以下となる。可視光チャンネル上の緑色フィルタの透過特性では、７２０ｎｍ以上の波長の光の透過率が０．１％以下となる。可視光チャンネル上の青色フィルタの透過特性では、７２０ｎｍ以上の波長の光の透過率が０．１％以下となる。
このように、生体組織に照射される中心波長が７００ｎｍ～８００ｎｍの励起光（より具体的には、中心波長が７８５ｎｍから７９５ｎｍの励起レーザ光）及び近赤外光がＲＧＢカラーフィルタを透過することが好適に防止される。この結果、励起光及び近赤外光が第１イメージセンサ２４のフォトダイオードによって受光されることが好適に防止されるため、生体組織を示す可視光画像データの精度又は信頼性が向上する。
第２トリミングフィルタ２５は、接着剤によって第２プリズム２２に固定されている。第２トリミングフィルタ２５の入射面２５ｂと第２プリズム２２の出射面２２ｂは、接着剤を介して互いに接触している。第２トリミングフィルタ２５は、近赤外域の光（近赤外光）を透過させる一方で、可視域の光（可視光）を遮断するように構成されている。可視光反射膜２７及び第２プリズム２２を透過した光が、第２トリミングフィルタ２５に入射する。第２トリミングフィルタ２５は、第２トリミングフィルタ２５に入射した入射光のうち近赤外光成分を透過させる一方、当該入射光のうち可視光成分を遮断する。図４に第２トリミングフィルタ２５の透過特性の一例が示されている。図４に示すように、８５０ｎｍ以上の波長の近赤外光に対する第２トリミングフィルタ２５の透過率が９０％以上である一方で、波長帯４００ｎｍ～７５０ｎｍの可視光に対する第２トリミングフィルタ２５の透過率は１％以下となる。第２トリミングフィルタ２５は、可視光を遮断する色ガラスにより形成されている。
可視光遮断膜２９は、Ｚ軸方向において第２トリミングフィルタ２５と第２イメージセンサ２６との間に設けられている。本実施形態では、可視光遮断膜２９が第２トリミングフィルタ２５の出射面２５ａ上に形成された後に、接着剤を介して第２トリミングフィルタ２５と第２イメージセンサ２６とが互いに固定される。可視光遮断膜２９は、近赤外域の光（近赤外光）を透過させる一方で、可視域の光（可視光）及び中心波長が７００ｎｍ～８００ｎｍの波長帯に含まれる生体組織に照射される励起光を遮断するように構成されている。可視光遮断膜２９は、第２トリミングフィルタ２５を透過して可視光遮断膜２９に入射した入射光のうち赤外光成分を透過させる一方、当該入射光の可視光成分を遮断する。図５に可視光遮断膜２９の透過特性の一例が示されている。図５に示すように、波長８５０ｎｍ以上の近赤外光に対する可視光遮断膜２９の透過率が９５％以上である一方で、７００ｎｍ～８００ｎｍの波長帯の光に対する可視光遮断膜２９の透過率が１％以下となる。
可視光遮断膜２９は、高屈折率層と低屈折層を交互に積層することで形成された誘電体多層膜からなるダイクロイックミラーである。高屈折率層の材料は、例えば、ＴｉＯ２（屈折率ｎＨ＝２．３５）が使用されてもよい。低屈折率層の材料は、例えば、ＳｉＯ２（屈折率ｎＬ＝１．４７）が使用されてもよい。高屈折率層の層数及び低屈折率層の層数は、例えば、５０層である。
このように、生体組織内に存在する蛍光造影剤から出射された近赤外光は、可視光反射膜２７、第２トリミングフィルタ２５及び可視光遮断膜２９との組み合わせからなる近赤外光チャンネルを通じて第２イメージセンサ２６に入射する。図６は、可視光反射膜２７、第２トリミングフィルタ２５及び可視光遮断膜２９との組み合わせからなる近赤外光チャンネルの分光透過特性の一例を示している。図６に示すように、８７０ｎｍ以上の波長の近赤外光に対する近赤外光チャンネルの透過率が９０％以上となる一方で、４００ｎｍ～７９８ｎｍの波長帯における光に対する近赤外光チャンネルの透過率が０．５％以下となる。この点において、近赤外光チャンネルは、４００ｎｍ～７９８ｎｍの波長帯における光の透過率が０．０１％以下となるような分光特性を有するのが好ましい。
第２イメージセンサ２６は、第２回路基板３３に搭載されていると共に、Ｚ軸方向において撮像面が第２トリミングフィルタ２５及び可視光遮断膜２９に対向するように配置されている。第２イメージセンサ２６は、接着剤によって可視光遮断膜２９を介して第２トリミングフィルタ２５に固定されている。第２イメージセンサ２６の撮像面と第１イメージセンサ２４の撮像面は、互いに直交している。第２イメージセンサ２６は、可視光反射膜２７、第２トリミングフィルタ２５及び可視光遮断膜２９との組み合わせからなる赤外光チャンネルを透過した赤外光を受光すると共に、受光した赤外光を電気信号に変換するように構成されている。
第２イメージセンサ２６は、受光した赤外光を電気信号に変換することで生体組織の像を示す近赤外光映像信号を生成した上で、電気配線３６を介して当該生成した近赤外光映像信号を近赤外光画像データ生成回路４２（図９参照）に送信する。その後、近赤外光画像データ生成回路４２は、近赤外光映像信号に対して所定の処理を行うことで近赤外光画像データを生成する。
第２イメージセンサ２６は、ＣＭＯＳイメージセンサ又はＣＣＤイメージセンサである。この点において、第２イメージセンサ２６と第１イメージセンサ２４が同一の構成を有することが内視鏡１の製造コストの観点から好ましい。この場合、第１イメージセンサ２４と第２イメージセンサ２６用に別々の種類のイメージセンサを用意する必要がないため、内視鏡１の製造コストを低減することが可能となる。例えば、第２イメージセンサ２６は、第１イメージセンサ２４と同様に、ベイヤー配列のカラーフィルタアレイと、マトリックス状に配列された複数のフォトダイオードを有するフォトダイオードアレイとを備えてもよい。以下の説明では、第２イメージセンサ２６はベイヤー配列のカラーフィルタアレイを備えるものとする。
図７には、近赤外光チャンネル上のＲＧＢカラーフィルタの透過特性が示されている。生体組織に存在する蛍光造影剤から出射された近赤外光は、撮像部２の近赤外光チャンネルを通過した後に、第２イメージセンサ２６のＲＧＢカラーフィルタを通過する。その後、ＲＧＢカラーフィルタを通過した近赤外光はフォトダイオードによって受光される。図７に示すように、赤外光チャンネル上の青色フィルタの透過特性では、４００ｎｍ～７９８ｎｍの波長帯の光の透過率が０．５％以下となる一方で、波長８５０ｎｍ付近の光の透過率が最も高くなる。同様に、赤外光チャンネル上の緑色フィルタの透過特性では、４００ｎｍ～７９８ｎｍの波長帯の光の透過率が０．５％以下となる一方で、波長８５０ｎｍ付近の光の透過率が最も高くなる。赤外光チャンネル上の赤色フィルタの透過特性では、４００ｎｍ～７９８ｎｍの波長帯の光の透過率が０．５％以下となる一方で、波長８５０ｎｍ付近の光の透過率が最も高くなる。また、図７に示すように、蛍光造影剤から出力される蛍光（近赤外光）のスペクトル特性によれば、近赤外光の中心波長が波長８３０ｎｍ付近に存在する。
このように、第２イメージセンサ２６がベイヤー配列のカラーフィルタアレイを備えている場合であっても、蛍光造影剤から出力される近赤外光を電気信号に変換することができると共に、可視光及び励起光が第２イメージセンサ２６のフォトダイオードによって受光されることが好適に防止される。このように、内視鏡１の製造コストを抑えると共に、生体組織を示す赤外光画像データの精度又は信頼性が向上する。
また、特許文献１に開示されている単一のイメージセンサでは、青色用画素、緑色用画素、赤色用画素、ＩＲ用画素の４種類の画素が存在している。このため、ＩＲ用画素の画素値が低くなり、単一のイメージセンサから出力される近赤外光映像信号にノイズが生じやすく、近赤外光画像データの画質が低下してしまうといった問題が存在する。一方で、第２イメージセンサ２６では、全ての画素がＩＲ用画素となるため、水平（Ｈ）方向及び垂直（Ｖ）方向に隣接する画素の画素値を加算する処理であるＨ／Ｖ画素加算処理を通じて、各ＩＲ用画素の画素値を大きくすることが可能となる。このように、第２イメージセンサ２６では、Ｈ／Ｖ画素加算処理を通じて各ＩＲ用画素の画素値を大きくすることができるため、第２イメージセンサ２６から出力される近赤外光映像信号にノイズが生じにくくなり、生体組織を示す赤外光画像データの精度又は信頼性が向上する。
次に、図９を参照して内視鏡システム１００について以下に説明する。図９は、内視鏡システム１００の構成を説明するための図である。図９に示すように、内視鏡システム１００は、撮像部２を備えた内視鏡１と、映像処理回路４０と、表示部５０とを備える。尚、図９では、説明の便宜上、内視鏡１及び映像処理回路４０の一部の構成のみが図示されている。映像処理回路４０は、可視光画像データ生成回路４１と、近赤外光画像データ生成回路４２と、合成画像データ生成回路４３と、出力インターフェース４４とを備える。
映像処理回路４０は、撮像部２から送信された映像信号（デジタル信号）に基づいて生体組織を示す画像データを生成した上で、当該生成された画像データを表示部５０に送信するように構成されている。映像処理回路４０は、所定のフレームレート（例えば、６０ｆｐｓ）で画像データを生成する。画像データのフレームレートは特に限定されるものではない。本実施形態では、映像処理回路４０は、同一タイミング及び同一フレームレートで可視光画像データ及び近赤外光画像データを生成することができる。
映像処理回路４０は、１以上のプロセッサと１以上のメモリを含むマイクロコンピュータと、トランジスタ等のアクティブ素子及びパッシブ素子から構成される電子回路とを有してもよい。プロセッサは、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）のうちの少なくとも一つを含む。メモリは、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）と、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）とを含む。映像処理回路４０は、マイクロコンピュータに加えて又は代えて、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）やＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ－Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）等の非ノイマン型コンピュータシステムを有してもよい。
可視光画像データ生成回路４１は、上記したように、第１イメージセンサ２４から可視光映像信号（ＲＡＷデータ）を受信した上で、当該可視光映像信号に基づいて可視光画像データを生成するように構成されている。可視光画像データ生成回路４１は、可視光画像データを合成画像データ生成回路４３及び出力インターフェース４４に送信する。
近赤外光画像データ生成回路４２は、第２イメージセンサ２６から近赤外光映像信号を受信した上で、当該近赤外光映像信号に基づいて近赤外光画像データを生成するように構成されている。近赤外光画像データ生成回路４２は、近赤外光画像データを合成画像データ生成回路４３及び出力インターフェース４４に送信する。
合成画像データ生成回路４３は、受信した可視光画像データ及び近赤外光画像データを合成することで合成画像データを生成するように構成されている。合成画像データ生成回路４３は、近赤外光画像データを所定の色（蛍光色）で着色した上で合成画像データを生成してもよい。近赤外光画像データはＩＣＧ等の蛍光造影剤が存在する生体組織を示しているため、近赤外光画像データが所定の色で着色されることで、蛍光造影剤が存在する生体組織（患部）が合成画像データ上において強調して表示される（例えば、図１０参照）。このため、外科医等の医療従事者は、表示部５０上に表示された合成画像データを視認することで、患部を明確に把握することができる。
可視光画像データ、近赤外光画像データ及び合成画像データは、出力インターフェース４４を通じて表示部５０に送信される。表示部５０は、可視光画像データ、近赤外光画像データ及び合成画像データのうちの少なくとも一方を表示するように構成されている。また、表示部５０に送信される画像データは、内視鏡システム１００に対する医療従事者の操作に応じて、適宜変更されてもよい。表示部５０は、液晶ディスプレイ又は有機ＥＬディスプレイであってもよいし、医療従事者の頭部に装着された透過型又は非透過型のヘッドマウントディスプレイであってもよい。
本実施形態によれば、直角プリズムである第１プリズム２１と第２プリズム２２が互いに固定されている。また、第１トリミングフィルタ２３が第１プリズム２１及び第１イメージセンサ２４に固定されると共に、第２トリミングフィルタ２５が第２プリズム２２及び第２イメージセンサ２６に固定されている。さらに、第１イメージセンサ２４の撮像面と第２イメージセンサ２６の撮像面が互いに直交している。このような構成により、撮像部２の全体のサイズを小型化することができ、撮像部２を内径が小さいスコープ３の空間Ｓ内に収容することが可能となる。また、撮像部２が内視鏡１の先端面１ａ付近の空間Ｓ内に収容されているため、患者の生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光は、第１イメージセンサ２４及び第２イメージセンサ２６のそれぞれによって効率的に受光される。このように、ＳＮ比（信号対雑音比）を低下させずに第１イメージセンサ２４によって生体組織を示す可視光映像信号が取得されるため、生体組織を示す可視光画像データの画質が向上する。さらに、ＳＮ比を低下させずに第２イメージセンサ２６によって生体組織を示す近赤外光映像信号が取得されるため、生体組織を示す近赤外光画像データの画質が向上する。また、可視光映像信号と近赤外光映像信号が同タイミングで取得されるため、可視光画像データの各フレームの時間軸と近赤外光画像データの各フレームの時間軸が互いに一致する。このように、可視光画像データのフレームの時間軸と近赤外光画像データのフレームの時間軸が一致することから、可視光画像データと近赤外光画像データとの合成によって生成される合成画像データの精度が向上する。さらに、撮像部２がスコープ３の空間Ｓ内に収容されているため、患者の生体組織からの可視光及び近赤外光を撮像部２に導くための高価なリレーレンズ等をスコープ３に設ける必要がないため、内視鏡１の全体の製造コストを低減することが可能となる。従って、製造コストを抑えた上で、患者の生体組織を示す可視光画像データ、近赤外光画像データ及び合成画像データの画質を向上させることが可能な内視鏡１を提供することができる。
また、本実施形態によれば、第１イメージセンサ２４が生体組織の正転像を示す可視光映像信号を生成するように構成されたＣＭＯＳイメージセンサである場合に、可視光画像データと近赤外光画像データを同タイミングで取得することができる。具体的には、第１イメージセンサ２４がＣＣＤイメージセンサである場合には、生体組織の反転像を示す可視光映像信号から生体組織の正転像を示す可視光画像データを生成するための画像反転処理を映像処理回路４０側で別途実行する必要がある。このため、可視光画像データの生成タイミングが近赤外光画像データの生成タイミングよりも遅れてしまう状況が発生し、映像処理回路４０側において可視光画像データと近赤外光画像データを同タイミングで取得することが困難となる。一方で、第１イメージセンサ２４がＣＭＯＳイメージセンサである場合には、映像処理回路４０側において当該画像反転処理を実行する必要がないため、映像処理回路側において可視光画像データと近赤外光画像データを同タイミングで取得することが可能となる。
また、本実施形態によれば、可視光反射膜２７と、第１トリミングフィルタ２３と、赤外光遮断膜２８との組み合わせからなる可視光チャンネルは、７２０ｎｍから１０５０ｎｍの波長帯における光の透過率が０．１％以下となるような分光特性を有する。このため、生体組織に照射される７００ｎｍから８００ｎｍの波長帯の励起光及び近赤外光が可視光画像データの精度又は信頼性に悪影響を与える状況を好適に防止可能となる。また、可視光反射膜２７と、第２トリミングフィルタ２５と、可視光遮断膜２９との組み合わせからなる近赤外光チャンネルは、４００ｎｍから７９８ｎｍの波長帯における光の透過率が０．５％以下となるような分光特性を有する。このため、生体組織に照射される励起光及び可視光が近赤外光画像データの精度又は信頼性に悪影響を与える状況を好適に防止可能となる。さらに、第２イメージセンサ２６では、Ｈ／Ｖ画素加算処理を通じて各ＩＲ用画素の画素値を大きくすることができるため、第２イメージセンサ２６から出力される近赤外光映像信号にノイズが生じにくくなり、赤外光画像データの精度又は信頼性が向上する。
以上、本発明の実施形態について説明をしたが、本発明の技術的範囲が本実施形態の説明によって限定的に解釈されるべきではないのは言うまでもない。本実施形態は単なる一例であって、特許請求の範囲に記載された発明の範囲内において、様々な実施形態の変更が可能であることが当業者によって理解されるところである。本発明の技術的範囲は特許請求の範囲に記載された発明の範囲及びその均等の範囲に基づいて定められるべきである。
本実施形態では、生体組織からの可視光及び近赤外光を分離する反射膜の一例として可視光反射膜２７が挙げられているが、反射膜は可視光反射膜に限定されるものではない。例えば、可視光及び近赤外光を分離する反射膜は、可視光を透過させると共に、近赤外光を反射させるように構成された近赤外光反射膜であってもよい。この場合、第１プリズム２１の位置と第２プリズム２２の位置が互いに入れ替わると共に、赤外光遮断膜２８が形成された第１トリミングフィルタ２３の位置と可視光遮断膜２９が形成された第２トリミングフィルタ２５の位置が互いに入れ替わる。さらに、第１イメージセンサ２４の位置と第２イメージセンサ２６の位置が互いに入れ替わる。近赤外光反射膜の場合も同様に、高屈折率の誘電体薄膜（高屈折率層）と低屈折率の誘電体薄膜（低屈折率層）を交互に積層することで形成された誘電体多層膜からなるダイクロイックミラーとなる。
また、本実施形態では、第１プリズム２１と第２プリズム２２は、直角プリズムとして構成されているが、第１プリズム２１と第２プリズム２２の形状は、直角三角柱に限定されるものではない。
また、第１イメージセンサ２４と第２イメージセンサ２６は、互いに異なる構成を有してもよい。例えば、第２イメージセンサ２６は、カラーフィルタアレイを備えていなくてもよい。この場合、第２イメージセンサ２６の手前に配置された近赤外光チャンネルが、可視光及び励起光を遮断する一方で近赤外光を透過させるため、第２イメージセンサ２６のフォトダイオードに近赤外光のみを入射させることが可能となる。
１：内視鏡
２：撮像部
３：スコープ
４：ライトガイド
５：第１支持部材
６：第２支持部材
７：レンズカバー
２０：レンズユニット
２１：第１プリズム
２２：第２プリズム
２３：第１トリミングフィルタ
２４：第１イメージセンサ
２５：第２トリミングフィルタ
２６：第２イメージセンサ
２７：可視光反射膜
２８：赤外光遮断膜
２９：可視光遮断膜
３２：第１回路基板
３３：第２回路基板
４０：映像処理回路
４１：可視光画像データ生成回路
４２：近赤外光画像データ生成回路
４３：合成画像データ生成回路
４４：出力インターフェース
５０：表示部
１００：内視鏡システム

Claims (13)

  1. 患者の体内に挿入されるスコープと、
    前記スコープ内に収容され、前記患者の生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を受光することで前記生体組織を撮像するように構成された撮像部と、
    を備えた内視鏡であって、
    前記撮像部は、
    第１プリズムと、
    前記第１プリズムに対向する第２プリズムと、
    前記第１プリズムの斜面と前記第２プリズムの斜面との間に設けられ、前記生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を分離するように構成された反射膜と、
    可視域の光を透過させる一方で近赤外域の光を遮断するように構成され、前記反射膜を介して前記第１プリズムを透過した前記可視光が入射する第１トリミングフィルタと、
    前記第１トリミングフィルタを透過した前記可視光を受光するように前記第１トリミングフィルタに対向すると共に、前記受光した可視光を電気信号に変換するように構成された第１イメージセンサと、
    近赤外域の光を透過させる一方で可視域の光を遮断するように構成され、前記反射膜を介して前記第２プリズムを透過した前記近赤外光が入射する第２トリミングフィルタと、
    前記第２トリミングフィルタを透過した前記近赤外光を受光するように前記第２トリミングフィルタに対向すると共に、前記受光した近赤外光を電気信号に変換するように構成された第２イメージセンサと、
    を備え、
    前記第１プリズムは、前記第２プリズムに固定され、
    前記第１トリミングフィルタは、前記第１プリズムに固定され、
    前記第２トリミングフィルタは、前記第２プリズムに固定されている、
    内視鏡。
  2. 前記第１イメージセンサは、前記第１トリミングフィルタに固定され、
    前記第２イメージセンサは、前記第２トリミングフィルタに固定される、
    請求項１に記載の内視鏡。
  3. 前記撮像部は、前記生体組織に対向する前記内視鏡の先端面の付近に配置されている、請求項１又は２に記載の内視鏡。
  4. 前記撮像部は、
    前記第１トリミングフィルタと前記第１イメージセンサとの間に設けられ、可視域の光を透過させる一方で近赤外域の光を遮断するように構成された赤外光遮断膜と、
    前記第２トリミングフィルタと前記第２イメージセンサとの間に設けられ、近赤外域の光を透過させる一方で可視域の光を遮断するように構成された可視光遮断膜と、
    をさらに備え、
    前記赤外光遮断膜と前記可視光遮断膜は、前記生体組織に照射され、中心波長が７００ｎｍから８００ｎｍの波長帯に含まれる励起光を遮断するように構成されている、
    請求項１から３のいずれか一項に記載の内視鏡。
  5. 前記撮像部は、
    前記生体組織に関連付けられた前記可視光及び前記近赤外光を前記第１プリズムに向けて導くように前記第１プリズムに固定されたレンズユニットをさらに備える、
    請求項１から４のうちいずれか一項に記載の内視鏡。
  6. 前記レンズユニットの先端と前記生体組織に対向する前記内視鏡の先端面との間の距離は、０．５ｍｍから５ｍｍの範囲内である、請求項５に記載の内視鏡。
  7. 前記内視鏡は、
    前記レンズユニットと、前記第１プリズムと、前記第２プリズムとを支持するように構成されると共に、前記スコープ内に収容される第１支持部材をさらに備え、
    前記第１支持部材は、前記レンズユニットと、前記第１プリズムと、前記第２プリズムとに固定されている、
    請求項５又は６に記載の内視鏡。
  8. 前記内視鏡は、
    前記第１支持部材及び前記スコープに固定されると共に、前記スコープ内に収容される第２支持部材をさらに備える、
    請求項７に記載の内視鏡。
  9. 前記第１イメージセンサは、
    前記生体組織の反転像を形成する前記可視光から前記生体組織の正転像を示す可視光映像信号を生成するように構成されたＣＭＯＳイメージセンサである、
    請求項１から８のうちいずれか一項に記載の内視鏡。
  10. 前記第１イメージセンサと前記第２イメージセンサは、同一の構成を有する、
    請求項１から９のうちいずれか一項に記載の内視鏡。
  11. 前記第１イメージセンサの撮像面と前記第２イメージセンサの撮像面は、互いに直交する、
    請求項１から１０のうちいずれか一項に記載の内視鏡。
  12. 前記反射膜と、前記第１トリミングフィルタと、前記赤外光遮断膜との組み合わせからなる可視光チャンネルは、７２０ｎｍから１０５０ｎｍの波長帯における光の透過率が０．１％以下となるような分光特性を有し、
    前記反射膜と、前記第２トリミングフィルタと、前記可視光遮断膜との組み合わせからなる近赤外光チャンネルは、４００ｎｍから７９８ｎｍの波長帯における光の透過率が０．５％以下となるような分光特性を有する、
    請求項４に記載の内視鏡。
  13. 内視鏡のスコープ内に収容され、患者の生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を受光することで前記生体組織を撮像するように構成された撮像部であって、
    第１プリズムと、
    前記第１プリズムに対向する第２プリズムと、
    前記第１プリズムの斜面と前記第２プリズムの斜面との間に設けられ、前記生体組織に関連付けられた可視光及び近赤外光を分離するように構成された反射膜と、
    可視域の光を透過させる一方で近赤外域の光を遮断するように構成され、前記反射膜を介して前記第１プリズムを透過した前記可視光が入射する第１トリミングフィルタと、
    前記第１トリミングフィルタを透過した前記可視光を受光するように前記第１トリミングフィルタに対向すると共に、前記受光した可視光を電気信号に変換するように構成された第１イメージセンサと、
    近赤外域の光を透過させる一方で可視域の光を遮断するように構成され、前記反射膜を介して前記第２プリズムを透過した前記近赤外光が入射する第２トリミングフィルタと、
    前記第２トリミングフィルタを透過した前記近赤外光を受光するように前記第２トリミングフィルタに対向すると共に、前記受光した近赤外光を電気信号に変換するように構成された第２イメージセンサと、
    を備え、
    前記第１プリズムは、前記第２プリズムに固定され、
    前記第１トリミングフィルタは、前記第１プリズムに固定され、
    前記第２トリミングフィルタは、前記第２プリズムに固定されている、
    撮像部。
JP2020168514A 2020-10-05 2020-10-05 内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部 Active JP6877705B1 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2020168514A JP6877705B1 (ja) 2020-10-05 2020-10-05 内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部
JP2021068485A JP2022060992A (ja) 2020-10-05 2021-04-14 内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部
CN202111164001.6A CN113854932A (zh) 2020-10-05 2021-09-30 内窥镜和设置在其中的图像捕获单元
US17/493,014 US11369254B2 (en) 2020-10-05 2021-10-04 Endoscope and image capturing unit provided therein

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2020168514A JP6877705B1 (ja) 2020-10-05 2020-10-05 内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2021068485A Division JP2022060992A (ja) 2020-10-05 2021-04-14 内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP6877705B1 JP6877705B1 (ja) 2021-05-26
JP2022060811A true JP2022060811A (ja) 2022-04-15

Family

ID=75961530

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2020168514A Active JP6877705B1 (ja) 2020-10-05 2020-10-05 内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部
JP2021068485A Pending JP2022060992A (ja) 2020-10-05 2021-04-14 内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2021068485A Pending JP2022060992A (ja) 2020-10-05 2021-04-14 内視鏡及び当該内視鏡に設けられた撮像部

Country Status (3)

Country Link
US (1) US11369254B2 (ja)
JP (2) JP6877705B1 (ja)
CN (1) CN113854932A (ja)

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP4057614A1 (en) * 2021-03-12 2022-09-14 Infineon Technologies AG Method and imaging system for generating a gray-scale image
CN117752293A (zh) * 2023-12-29 2024-03-26 哈尔滨海鸿基业科技发展有限公司 一种基于icg的近红外二区荧光腹腔内窥镜装置

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010082041A (ja) * 2008-09-30 2010-04-15 Fujifilm Corp 電子内視鏡システム
JP2011101763A (ja) * 2009-11-12 2011-05-26 Fujifilm Corp 画像表示装置
JP2011211553A (ja) * 2010-03-30 2011-10-20 Fujifilm Corp Ｃｍｏｓ撮像素子及び該ｃｍｏｓ撮像素子を備えた内視鏡装置
JP2012023492A (ja) * 2010-07-13 2012-02-02 Sony Corp 撮像装置、撮像システム、手術用ナビゲーションシステム、及び撮像方法
JP2017221486A (ja) * 2016-06-16 2017-12-21 ソニー株式会社 情報処理装置、情報処理方法、プログラム及び医療用観察システム
JP2018027272A (ja) * 2016-08-19 2018-02-22 ソニー株式会社 撮像システム
JP2018175762A (ja) * 2017-04-21 2018-11-15 池上通信機株式会社 撮像装置
JP2019136269A (ja) * 2018-02-09 2019-08-22 株式会社島津製作所 蛍光撮像装置

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001518241A (ja) * 1995-06-07 2001-10-09 ストリカー・コーポレーション 可視光エネルギーと赤外線光エネルギーを別個に処理する画像システム
JP4531234B2 (ja) 2000-09-28 2010-08-25 Ｈｏｙａ株式会社 電子内視鏡システム
US20060241496A1 (en) 2002-01-15 2006-10-26 Xillix Technologies Corp. Filter for use with imaging endoscopes
US20050154319A1 (en) 2002-01-15 2005-07-14 Xillix Technologies Corporation Fluorescence endoscopy video systems with no moving parts in the camera
US6899675B2 (en) 2002-01-15 2005-05-31 Xillix Technologies Corp. Fluorescence endoscopy video systems with no moving parts in the camera
JP2005176940A (ja) 2003-12-16 2005-07-07 Olympus Corp 電子内視鏡
JP4841391B2 (ja) * 2006-10-17 2011-12-21 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 内視鏡
US20090236541A1 (en) * 2008-03-24 2009-09-24 General Electric Company System and Methods for Optical Imaging
JP4987790B2 (ja) * 2008-04-15 2012-07-25 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 撮像装置
US8295693B2 (en) 2010-07-02 2012-10-23 Intuitive Surgical Operations, Inc. Dual optical path prism and camera in a minimally invasive surgical system
JP6019167B1 (ja) 2015-04-30 2016-11-02 パナソニック株式会社 内視鏡システム及び光源制御方法
JP7028574B2 (ja) 2017-06-14 2022-03-02 パナソニックｉ－ＰＲＯセンシングソリューションズ株式会社 内視鏡及びカメラヘッド
JP6407386B1 (ja) 2017-09-29 2018-10-17 パナソニック株式会社 内視鏡及び内視鏡システム
US11382487B2 (en) * 2018-04-03 2022-07-12 Curadel, LLC Micro CMOS scopes for medical imaging
US10694117B2 (en) * 2018-06-07 2020-06-23 Curadel, LLC Masking approach for imaging multi-peak fluorophores by an imaging system
WO2020026232A1 (en) * 2018-08-01 2020-02-06 270 Surgical Ltd Distal tip of a multi camera medical imaging device
US10902572B1 (en) * 2019-10-09 2021-01-26 Karl Storz Imaging, Inc. Enhanced fluorescence imaging for imaging system

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010082041A (ja) * 2008-09-30 2010-04-15 Fujifilm Corp 電子内視鏡システム
JP2011101763A (ja) * 2009-11-12 2011-05-26 Fujifilm Corp 画像表示装置
JP2011211553A (ja) * 2010-03-30 2011-10-20 Fujifilm Corp Ｃｍｏｓ撮像素子及び該ｃｍｏｓ撮像素子を備えた内視鏡装置
JP2012023492A (ja) * 2010-07-13 2012-02-02 Sony Corp 撮像装置、撮像システム、手術用ナビゲーションシステム、及び撮像方法
JP2017221486A (ja) * 2016-06-16 2017-12-21 ソニー株式会社 情報処理装置、情報処理方法、プログラム及び医療用観察システム
JP2018027272A (ja) * 2016-08-19 2018-02-22 ソニー株式会社 撮像システム
JP2018175762A (ja) * 2017-04-21 2018-11-15 池上通信機株式会社 撮像装置
JP2019136269A (ja) * 2018-02-09 2019-08-22 株式会社島津製作所 蛍光撮像装置

Also Published As

Publication number Publication date
CN113854932A (zh) 2021-12-31
JP6877705B1 (ja) 2021-05-26
US20220104691A1 (en) 2022-04-07
JP2022060992A (ja) 2022-04-15
US11369254B2 (en) 2022-06-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP7314976B2 (ja) 撮像装置及び撮像方法
US11369254B2 (en) Endoscope and image capturing unit provided therein
JP2018195908A (ja) 撮像素子、撮像素子の製造方法、電子機器、及び、撮像モジュール
JP7102432B2 (ja) 蛍光イメージングのための医用イメージングヘッドを用いた方法および装置
JP5795490B2 (ja) 光源装置
US20210330177A1 (en) Endoscope
CN109310311B (zh) 内窥镜用光源装置、内窥镜以及内窥镜系统
US11197603B2 (en) Endoscope apparatus
WO2018216386A1 (ja) 色分解光学系、撮像ユニット及び撮像装置
US6749562B2 (en) Video endoscope and system incorporating the same
JP4855755B2 (ja) 生体診断装置
JP5627910B2 (ja) 電子内視鏡システム及びカラー撮像素子
JP6388240B2 (ja) 光学装置
JP2000131521A (ja) 干渉膜およびこれを用いた撮像装置
JP7028574B2 (ja) 内視鏡及びカメラヘッド
US11700996B2 (en) Fluorescence imaging scope with reduced chromatic aberration and method of its use
JP2022027195A (ja) ３板式カメラ
JP6150927B2 (ja) 内視鏡装置
WO2024057990A1 (ja) 撮像装置及び医療用観察システム
WO2024058019A1 (ja) 撮像装置及び医療用観察システム
JP6168436B1 (ja) 内視鏡及び内視鏡システム
JPS6066224A (ja) 内視鏡
JP2001133725A (ja) 画像観察装置
JP5944710B2 (ja) 内視鏡装置
JP2018196740A (ja) 光学装置および内視鏡

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20201023

A871 Explanation of circumstances concerning accelerated examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A871

Effective date: 20201023

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20201106

A975 Report on accelerated examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971005

Effective date: 20201203

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20201208

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20210129

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20210323

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20210414

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6877705

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250