JP3394447B2 - 蛍光内視鏡 - Google Patents
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Description
ための蛍光内視鏡に関し、特に詳細には、対物光学系の
焦点深度不足による像のボケを解消できるようにした蛍
光内視鏡に関するものである。
観察しながら治療するために、内視鏡が広く用いられて
いる。現在の内視鏡は、生体内部の部位に光ファイバー
等を介して照明光を照射する照明光照射系と、生体内部
に挿入されて上記部位で反射した照明光による像を結像
させる対物光学系と、この像を撮像する撮像手段とを備
えてなる、いわゆる電子内視鏡が主流となっている。
gnosis)と称される光力学診断についての研究が種々な
されている。このPDDとは、腫瘍親和性を有し、光に
より励起されたとき蛍光を発する光感受性物質を予め生
体の腫瘍部分に吸収させておき、その部分に光感受性物
質の励起波長領域にある励起光を照射して蛍光を生じさ
せ、この蛍光の強度を測定したり、あるいはこの蛍光に
よる画像(蛍光像)を表示して腫瘍部分を診断する技術
である。またこのPDDの別の形態として、生体由来の
光感受性物質に着目し、その光感受性物質に励起光を照
射して蛍光(いわゆる自家蛍光)を生じさせ、同様の診
断に応用する技術も知られている。
蛍光内視鏡は基本的に、上述のような照明光照射系、対
物光学系および撮像手段を備えた上で、光感受性物質の
励起波長領域にある励起光を生体内部の部位に照射する
励起光照射系を備え、この部位から発せられた蛍光によ
る像(蛍光像)を蛍光像用対物光学系によって結像さ
せ、この蛍光像を撮像手段によって撮像するように構成
される。
鏡においては、通常極めて微弱である蛍光を効率良く検
出するために、Fナンバーの小さい、明るい対物光学系
を適用することが望まれる。しかし明るい対物光学系を
適用すると、その場合は焦点深度が低下して、撮像され
た蛍光像の一部にボケが生じるという問題が生じやす
い。
物光学系として、例えば特公平7−119893号に示
されるものが知られている。この光学系は、可変絞りを
組み込み、光学系に比較的近い部分を観察する際にはこ
の可変絞りを絞り込み、それによって焦点深度を拡大す
るようにしたものである。
発せられる蛍光は極めて微弱であるので、上記の可変絞
りによる焦点深度拡大の手法は、蛍光内視鏡に対しては
適用困難となっている。
内に挿入される対物光学系と、この対物光学系により結
像された像を撮影して画像信号を出力する撮像手段とを
備えた内視鏡において、撮像手段による撮像範囲の中
で、予め定められた所定範囲についての画像信号に対し
て対物光学系のPSF(point spread function :点ひ
ろがり関数)等の劣化関数を用いて像回復処理を施すこ
とを提案した(特願平8−329549号参照)。
を用いた像回復処理により、対物光学系の焦点深度不足
による像のボケを解消することができ、その一方、焦点
深度にはとらわれないで明るい対物光学系を適用できる
から、撮像手段への入射光量を大きく確保することも可
能となる。
の劣化関数として、所定の設計値や予め測定しておいた
ものを用いるようにしているので、実際に観察する対象
物と内視鏡との位置関係が変化したような場合は、それ
に伴う劣化関数の変化まで考慮して正確な像回復を行な
うのは困難となっている。
際の距離を測定し、その実測距離が所定範囲内にある部
位についての画像信号に対して像回復処理を施すことも
考えられているが、その場合は、距離測定手段が別途必
要になって内視鏡の構造が複雑化するという問題が生じ
る。
段を必要とせずに、観察する対象物との位置関係が変化
しても正確に像回復処理を行なうことができる蛍光内視
鏡を提供することを目的とする。
は、前述したように生体内部の部位に照明光を照射する
照明光照射系と、上記部位で反射した照明光による像を
結像させる通常像用対物光学系と、この像を撮像する通
常像撮像手段と、光感受性物質の励起波長領域にある励
起光を生体内部の部位に照射する励起光照射系と、上記
励起光が照射された部位から発せられた蛍光による像を
結像させる蛍光像用対物光学系と、この蛍光による像を
撮像する蛍光像撮像手段とを備えてなる蛍光内視鏡にお
いて、生体内部の部位に、上記蛍光の波長領域にある波
長の計測用照明光を照射する計測用照明光照射系と、こ
の計測用照明光が照射された同一部位に関する上記通常
像撮像手段および蛍光像撮像手段の出力画像信号を取り
込み、これらの画像信号間で演算を行なって、蛍光像用
対物光学系による画像の劣化関数を求める演算手段と、
上記蛍光像撮像手段が出力した、蛍光像を示す画像信号
に対して、上記劣化関数に基づいて像回復処理を施す画
像処理手段とを備えてなることを特徴とするものであ
る。
励起光が照射された部位から発せられる蛍光のスペクト
ルとほぼ同等のスペクトルの計測用照明光を発するもの
や、あるいは、この蛍光の主要ピーク波長とほぼ等しい
波長の計測用照明光を発するものを好適に用いることが
できる。
は、例えば、蛍光像用対物光学系のPSFを適用するこ
とができる。
の蛍光内視鏡と同様に、通常像用対物光学系および蛍光
像用対物光学系を、互いに別個に形成することもできる
し、あるいは共通に形成することもできる。
合は、両光学系の間の視差による像歪みが発生する可能
性がある。そこでこの場合は、計測用照明光による画像
を撮像した通常像撮像手段および蛍光像撮像手段の出力
画像信号に対して、両光学系の間の視差による像歪みを
補正する処理を施す手段を設けるのが望ましい。
通りの波長の計測用照明光を生体内部の部位に照射する
計測用照明光照射系を設けているので、生体内部の部位
で反射したこの計測用照明光による像(計測像)を、通
常像用対物光学系を介して通常像撮像手段により撮像で
きるとともに、蛍光像用対物光学系を介して蛍光像撮像
手段により撮像することができる。
段および蛍光像撮像手段の出力画像信号間で演算を行な
って、蛍光像用対物光学系による画像の劣化関数を求め
ることができる。そしてこの劣化関数は、実際に撮像し
た画像のデータから求められるものであるから、観察す
る対象物と蛍光内視鏡との実際の位置関係がどのように
なっていても、その位置関係を正確に反映したものとな
る。
との位置関係が変化しても、劣化関数を求める際のこの
位置関係と、蛍光像を撮像する際のこの位置関係とを共
通にしておけば、該位置関係を正確に反映した劣化関数
を用いて、極めて正確な像回復処理を行なうことが可能
になる。この像回復処理を正確に行なうことができれ
ば、対物光学系の焦点深度不足による像のボケを良好に
解消可能となる。
る対象物と蛍光内視鏡との距離を測定する手段は必要と
しないものであるから、この距離測定手段による構造の
複雑化を回避して、比較的簡単な構成とすることができ
る。
PSF等を劣化関数として用いた像回復処理によって効
果的に解消できることが従来から知られている。画像の
劣化関数には、大別して、解析的に決定できるPSFに
よる劣化を示すものと、解析的に決定できないPSFに
よる劣化を示すものとがあるが、本発明の場合は、対物
光学系を介した入出力関係を実際に測定してPSFによ
る劣化を知ることができるから、前者の範疇にある劣化
関数を好適に用いることができる。その場合は、デコン
ボリューションにより像回復がなされる。
る場合、通常はフィルタリング処理が適用される。その
際、ノイズが無視できる場合は、劣化した画像のフーリ
エ変換にいわゆる逆フィルターをかけて像回復すること
ができる。
像と回復画像との2乗平均誤差を最小にする最小2乗フ
ィルター(ウィナーフィルター)や、制限付き逆たたみ
込みフィルター、再帰フィルター、準同形フィルター等
を利用して像回復することができる。
は、例えば電子通信学会論文誌、1984年11月、Vol.J67-
D No10や、「O plus E」誌別冊(1986年11月)に詳し
い記載がなされており、本発明においてはこれらに記載
されている像回復処理を適用することができる。
施の形態を詳細に説明する。図1は、本発明の一つの実
施形態による蛍光内視鏡の側面形状を示すものである。
青色領域の励起光L1を発するSHGレーザ等からなる
励起光源10と、励起光L1を集光する集光レンズ11と、
集光された励起光L1が入射するように配置された光フ
ァイバーからなるライトガイド12とを有している。さら
にこの蛍光内視鏡は、励起光L1の光路に対して光軸が
直角となるように配されて、白色光である照明光L2を
発する照明光源13と、励起光L1の光路に対して45°傾
けて配されたフィルターホイール14と、フィルターホイ
ール14を回転させる駆動手段15とを有している。
L2をそのまま反射させて集光レンズ11に導くミラー14
aと、白色光であるこの照明光L2の成分のうち、後述
する蛍光L3のピーク波長と同じ波長の光のみを計測用
照明光L2’として反射させて集光レンズ11に導くダイ
クロイックミラー14bとが固定されている。またこのフ
ィルターホイール14には、励起光L1を通過させる開口
(図示せず)が設けられている。
駆動されて、上記開口が励起光L1を通過させる回転位
置、ミラー14aが照明光L2を反射させる回転位置、お
よびダイクロイックミラー14bが計測用照明光L2’を
反射させる回転位置のうちの1つに選択的に設定され
る。
入される可撓性のプローブ17の鉗子口17B内に収められ
ている。またこのプローブ17内にはビームスプリッタ19
が配され、その前方側には対物レンズ20が配設されてい
る。
そこに入射して来る光の一部を下方に向けて反射させ、
残余を透過させる。ビームスプリッタ19の下方側には、
励起光カットフィルター21、蛍光像撮像手段22がこの順
に配設されている。蛍光像撮像手段22としてはCCD撮
像板等が用いられ、該蛍光像撮像手段22は画像処理装置
23と、CRT等からなる画像表示手段24とに接続されて
いる。一方、ビームスプリッタ19を透過した光は、CC
D撮像板等からなる通常像撮像手段25に入射する。この
通常像撮像手段25も、上記画像処理装置23および画像表
示手段24に接続されている。
て説明する。生体16の内部の診断部位30には、腫瘍親和
性を有し、光により励起されたとき蛍光を発する光感受
性物質が予め吸収されている。この光感受性物質として
は、例えばポルフィリン系のものが用いられる。励起光
L1、照明光L2あるいは計測用照明光L2’が診断部
位(撮影部位)30に照射されると、それらの光は診断部
位30で反射し、また特に励起光L1が照射された場合
は、上記の光感受性物質から蛍光L3が発せられる。
灯され、またフィルターホイール14はミラー14aが照明
光L2を反射させる回転位置に設定される。そこで、照
明光源13から発せられた照明光L2が集光レンズ11で集
光され、ライトガイド12に入射する。ライトガイド12を
伝搬した照明光L2はその先端から出射し、診断部位30
を照射する。
ビームスプリッタ19を透過して、通常像撮像手段25に入
射する。このとき、対物レンズ20によって該照明光L2
による診断部位30の通常像が通常像撮像手段25上に結像
され、この通常像が通常像撮像手段25によって撮像され
る。通常像撮像手段25が出力する画像信号S2は画像表
示手段24に入力され、上記通常像が画像表示手段24に表
示される。
の間には、可変絞り26が設けられている。以上説明した
通常像の撮像、表示時には、この可変絞り26が所定開口
径まで絞り込まれ、対物レンズ20の焦点深度が拡大され
る。
光源10が点灯され、またフィルターホイール14は前述の
開口が励起光L1を通過させる回転位置に設定される。
そこで、励起光源10から発せられた励起光L1が集光レ
ンズ11で集光され、ライトガイド12に入射する。ライト
ガイド12を伝搬した励起光L1はその先端から出射し、
診断部位30を照射する。
診断部位30に吸収されている光感受性物質が励起光L1
により励起されて蛍光L3を発する。この蛍光L3の一
部は、ビームスプリッタ19で反射して蛍光像撮像手段22
に入射する。そのとき、対物レンズ20によって、該蛍光
L3による診断部位30の蛍光像が蛍光像撮像手段22上に
結像され、この蛍光像が蛍光像撮像手段22によって撮像
される。なお、診断部位30で反射して蛍光像撮像手段22
に向かう励起光L1は、励起光カットフィルター21によ
ってカットされる。
は画像表示手段24に入力され、上記の蛍光像が画像表示
手段24に表示される。前記光感受性物質は腫瘍親和性を
有するので、基本的に腫瘍部分のみが蛍光像として示さ
れるようになる。
には、微弱な蛍光L3がより多く蛍光像撮像手段22に入
射するように、可変絞り26は開放状態とされる。このよ
うに可変絞り26が開放状態にされると、対物レンズ20の
焦点深度が低下するので、画像表示手段24に表示される
蛍光像の一部にボケが生じやすくなる。以下、この像の
ボケを解消する点について説明する。
は画像処理装置23にも入力され、そこで対物レンズ20の
PSFを用いた像回復処理を受ける。この像回復処理と
して具体的には、先に例示した種々のフィルターを用い
るデコンボリューション処理が適用される。
フィルターを用いるものについて説明する。画像全体の
座標系(x,y)に対して、画像における局所的な座標
系を(x’,y’)の形で示すことにして、原画像をf
(x,y)、また劣化画像をg(x,y)で表わすと、 g(x,y)=∫∫h(x,y,x’,y’)f
(x’,y’)dx’dy’+n(x,y) と表現される。ここでh(x,y,x’,y’)は劣化
関数、n(x,y)はノイズである。ノイズがないと
き、f(x’,y’)=δ(x’−α,y’−β)で表
わされる点光源の劣化した画像はh(x,y,α,β)
である。したがって、h(x,y,α,β)は、原画像
上の点の位置(α,β)に独立なPSF(点ひろがり関
数)である。
の点の位置に依存しないならば、上記式は g(x,y)=∫∫h(x−x’,y−y’)f
(x’,y’)dx’dy’+n(x,y) とたたみ込み積分(convolution )で表わされる。
と、上式は g(x,y)=∫∫h(x−x’,y−y’)f
(x’,y’)dx’dy’ となる。本式の両辺のフーリエ変換を行ない、たたみ込
み定理を適用すると、 G(u,v)=H(u,v)F(u,v) となる。F(u,v)、G(u,v)、H(u,v)は
それぞれf(x,y)、g(x,y)、h(x,y)の
フーリエ変換を表わす。H(u,v)は原画像f(x,
y)を劣化画像g(x,y)に変換するシステムの伝達
関数である。
フーリエ変換をとることにより、原画像を復元できるこ
とになる。このことから1/H(u,v)は逆フィルタ
ーと称されている。
画像表示手段24に入力され、該画像信号S1’が示す蛍
光像が画像表示手段24に表示される。本例においてこの
蛍光像は、前述した画像信号S1が示す蛍光像とともに
並べて画像表示手段24に表示される。このようにすれ
ば、像回復処理がなされない蛍光像と見比べることによ
り、像回復処理の効果を確認することができる。
に像回復処理を施す指令は、キーボード等の指令入力手
段27を利用してマニュアル操作によって与えられる。し
たがって、像回復処理を実行するか否かは適宜選択する
ことができる。
じやすいのは可変絞り26が開放状態にされた場合である
から、例えばこの可変絞り26の操作信号を画像処理装置
23にも入力させて、可変絞り26が開放状態にされた場合
のみ自動的に像回復処理を実行させてもよい。そのよう
にすれば、操作が簡素化されて便利である。
y’)である対物レンズ20のPSFを求める点について
説明する。このPSFを求める際には、照明光源13が点
灯され、またフィルターホイール14はダイクロイックミ
ラー14bが計測用照明光L2’を反射させる回転位置に
設定される。そこで、照明光源13から発せられた照明光
L2のうち、前記蛍光L3のピーク波長と同じ波長の計
測用照明光L2’が集光レンズ11で集光され、ライトガ
イド12に入射する。ライトガイド12を伝搬した計測用照
明光L2’はその先端から出射し、診断部位30を照射す
る。
の一部はビームスプリッタ19を透過して、通常像撮像手
段25に入射する。このとき、対物レンズ20によって、計
測用照明光L2’による診断部位30の計測像が通常像撮
像手段25上に結像され、この計測像が通常像撮像手段25
によって撮像される。通常像撮像手段25が出力する画像
信号S2は画像処理装置23に入力される。
通常像撮像手段25によって撮像する際には、可変絞り26
は絞った状態にされている。
に開放状態とされ、蛍光像撮像手段22による計測像の撮
像がなされる。この場合も、診断部位30には計測用照明
光L2’が照射され、診断部位30で反射した計測用照明
光L2’の一部はビームスプリッタ19で反射して蛍光像
撮像手段22に入射する。そして対物レンズ20によって、
計測用照明光L2’による診断部位30の計測像が蛍光像
撮像手段22上に結像され、この計測像が蛍光像撮像手段
22によって撮像される。このとき蛍光像撮像手段22が出
力する画像信号S1も、画像処理装置23に入力される。
で結像された像が通常像撮像手段25および蛍光像撮像手
段22によって撮像されるので、画像信号S2と画像信号
S1とは、互いに同じ部位を示すものとなっている。
された画像信号S1および画像信号S2から、所定のプ
ログラムに基づいて、各座標(x,y)毎の劣化関数h
(x,y,x’,y’)を演算する。画像処理装置23
は、このようにして求めた劣化関数h(x,y,x’,
y’)を内蔵する記憶手段に記憶しておき、前述の像回
復処理を行なう際にそれを読み出して使用する。
を求める処理は、前述の蛍光像を撮像、表示する直前に
行なわれ、そのときの対物レンズ20と診断部位30との位
置関係はそのままに保っておいて、次の蛍光像撮像、表
示がなされる。そのようにすれば、対物レンズ20と診断
部位30との位置関係がどのようになっていても、該位置
関係を正確に反映した劣化関数h(x,y,x’,
y’)を用いて、極めて正確な像回復処理を行なうこと
が可能になる。
表示させて腫瘍の疑いのある部位付近を観察し、可変絞
り26を開放させて計測用照明光L2’による計測像の撮
像および劣化関数の作成を行ない、次いで蛍光像の撮像
および像回復処理を行ない、その後可変絞り26を絞る、
という時系列の操作が繰り返される。
部位30に凹凸が有ると、励起光L1が診断部位30に一様
に照射されず、診断部位30内の部分毎に励起光量にムラ
が生じる。この励起光量のムラは蛍光L3の強度変動に
つながるが、通常、この蛍光強度変動は光感受性物質の
濃度変化、つまり腫瘍の状態による蛍光強度変動と区別
することができない。
像、表示する直前に、計測用照明光L2’による診断部
位30の計測像を撮像しておけば、この計測像を示す画像
データによって、蛍光像を担持する画像信号S1’を規
格化することにより、上記励起光量のムラによる信号成
分を取り除くことも可能になる。
蛍光像結像用に共通の対物レンズ20を用い、そして通常
像は通常像撮像手段25上により撮像し、蛍光像は別の蛍
光像撮像手段22によって撮像するように構成されたもの
である。
常像撮像手段と蛍光像撮像手段とを別個に形成するとと
もに、対物光学系も通常像結像用と蛍光像結像用に別個
に形成してもよい。
測用照明光L2’による計測像を撮像した蛍光像撮像手
段22、通常像撮像手段25の各出力画像信号S1、S2に
対して、両光学系の間の視差による像歪みを補正する処
理を施すのが望ましい。具体的にこの補正処理は、例え
ば、予め視差による像歪みに基づいた補正データをLU
T(ルック・アップ・テーブル)に記憶させておき、こ
のLUTを参照して座標変換を行なうようにすればよ
い。
物光学系を通常像結像用と蛍光像結像用に共用した上
で、撮像手段も通常像撮像用と蛍光像撮像用に共用する
ことも可能である。ただしその場合も、前記実施形態と
同様、計測用照明光L2’による計測像を通常像撮像系
と蛍光像撮像系とで同時に撮像することは不可能である
から、可変絞り26を絞って通常像撮像系による計測像撮
像を行ない、次いで可変絞り26を開いて蛍光像撮像系に
よる計測像撮像を行なう、という時系列の操作が必要と
なる。
診断部位に光感受性物質を予め吸収させるようにした場
合についてのものであるが、生体由来の光感受性物質に
みられる自家蛍光による像を得るときにも本発明装置を
利用できることは言うまでもない。
す概略側面図
Claims (5)
- 【請求項1】 生体内部の部位に照明光を照射する照明
光照射系と、 前記部位で反射した照明光による像を結像させる通常像
用対物光学系と、 この像を撮像する通常像撮像手段と、 光感受性物質の励起波長領域にある励起光を生体内部の
部位に照射する励起光照射系と、 前記励起光が照射された部位から発せられた蛍光による
像を結像させる蛍光像用対物光学系と、 この蛍光による像を撮像する蛍光像撮像手段とを備えて
なる蛍光内視鏡において、 生体内部の部位に、前記蛍光の波長領域にある波長の計
測用照明光を照射する計測用照明光照射系と、 この計測用照明光が照射された同一部位に関する前記通
常像撮像手段および蛍光像撮像手段の出力画像信号を取
り込み、これらの画像信号間で演算を行なって、蛍光像
用対物光学系による画像の劣化関数を求める演算手段
と、 前記蛍光像撮像手段が出力した、前記蛍光による像を示
す画像信号に対して、前記劣化関数に基づいて像回復処
理を施す画像処理手段とが設けられたことを特徴とする
蛍光内視鏡。 - 【請求項2】 前記計測用照明光照射系が、前記蛍光の
スペクトルとほぼ同等のスペクトルの計測用照明光を発
するものであることを特徴とする請求項1記載の蛍光内
視鏡。 - 【請求項3】 前記計測用照明光照射系が、前記蛍光の
主要ピーク波長とほぼ等しい波長の計測用照明光を発す
るものであることを特徴とする請求項1記載の蛍光内視
鏡。 - 【請求項4】 前記演算手段が前記劣化関数として、蛍
光像用対物光学系のPSF(point spread function :
点ひろがり関数)を求めるものであることを特徴とする
請求項1から3いずれか1項記載の蛍光内視鏡。 - 【請求項5】 前記通常像用対物光学系と蛍光像用対物
光学系とが互いに別個のものであり、 前記劣化関数を求めるための前記通常像撮像手段および
蛍光像撮像手段の出力画像信号に対して、前記通常像用
対物光学系と蛍光像用対物光学系との間の視差による像
歪みを補正する処理を施す手段が設けられたことを特徴
とする請求項1から4いずれか1項記載の蛍光内視鏡。
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