JP5405445B2 - 内視鏡装置 - Google Patents
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Description
このような内視鏡による精査観察・診断(以下、診断で総称する)においては、スクリーニングにおいて見つけ出された異常が疑われる部位に近付いて、当該部位が癌等の異常部位であるかどうかを正確に診断する必要があるため、診断画像として、近接・拡大された状態で当該部位を観察し、診断する必要があり、又、当該部位の複数の特徴の生体変化を捉える必要があり、様々な波長の光を用いて複数の画像を得ることが要求される。
この内視鏡システムでは、光源として、キセノンランプ等の白色光源と切替RGBカラーフィルタとからなる照明光用光源、及び波長の異なるピーク波長680nm並びに700nmの励起光を出射する半導体レーザからなる2つの励起光源を用いるもので、通常のスクリーニング、すなわち、内視鏡の先端挿入部を体腔内に挿入して、観察したい部位まで導く間は、照明光用光源を用いた通常光観察モードによって撮影される。なお、このモードでは、2つの励起光源は消灯される。内視鏡の先端挿入部が観察部位に至るとスクリーニング蛍光観察モードに切り替えられ、観察対象部位の洗浄及び2種の蛍光プローブの散布が行われる。
アンミキシング観察モードでは、照明光用光源と2つの励起光源とが用いられ、同様にして、反射光画像と2種類の蛍光が混色した2種類の蛍光画像とが取得され、2種類の蛍光画像から各蛍光プローブの濃度情報が算出され、表示ユニットに反射光画像に重ね合わせて表示され、2種類の蛍光による濃度情報により、癌細胞の存在の有無を診断することができる。
このため、蛍光観察に加えて、さらに、その他の特殊光観察、例えば、血管の深さ情報や、血液量等の情報や、酸素飽和度の情報など生体機能情報の算出のための狭帯域光観察と組み合わせた場合に、さらに多くの狭帯域光を照射する必要があるため、生体機能情報の算出が、被検体の動きに影響され易く、正確な生体機能情報を得ることができないという問題があった。
また、前記広帯域光は、所定波長の狭帯域光である励起光と、この励起光によって励起された蛍光体から発生する蛍光とからなる疑似白色光であり、前記励起光の波長は、前記第1の参照光と前記第2の参照光との波長間に位置するものであり、前記照明手段は、前記励起光、前記第1の参照光及び前記第2の参照光をそれぞれ出射する3種の狭帯域光源を備えることが好ましい。
また、前記照明手段は、前記励起光、前記第1の参照光及び前記第2の参照光をそれぞれ出射する3種の狭帯域光源を備え、前記励起光を出射する狭帯域光源及び蛍光体は、前記広帯域光を出射する広帯域光源を構成することが好ましい。
また、前記照明手段は、前記基準光、前記第1の参照光及び前記第2の参照光をそれぞれ出射する3種の狭帯域光源に加え、さらに、可視波長帯域を含む広帯域光を出射する広帯域光源を備えるのが好ましい。
また、前記基準光又は前記励起光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、青色領域の波長の狭帯域光を出射する第1青色レーザであり、前記第1の参照光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、前記第1青色レーザの発光波長域よりも長波長の青色領域から青緑色領域の波長域にある狭帯域光を出射する第2青色レーザであり、前記第1の参照光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、前記第1青色レーザの発光波長域よりも短波長の青紫色領域から青色領域の波長域にある狭帯域光を出射する第3青色レーザであることが好ましい。
また、前記基準光又は前記励起光である狭帯域光の波長領域は440±10nmであり、前記第1の参照光である狭帯域光の波長領域は470±10nmであり、前記第2の参照光である狭帯域光の波長領域は400±10nmであることが好ましい。
また、前記第1の参照光は、前記生体に含まれる成分に関する情報として前記生体の血液の酸素飽和度を取得するのに適した波長を持つ狭帯域光であり、前記第2の参照光は、前記生体の構造に関する情報として前記生体の表層血管の情報を取得するのに適した波長を持つ狭帯域光であることが好ましい。
また、前記撮像手段は、少なくとも3つ以上の波長帯域を分離して撮像可能なカラー撮像素子であることが好ましい。
さらに、前記基準光と、前記第1及び第2の参照光とは、内視鏡先端の異なる照明口から出射され、前記生体を照明することが好ましい。
したがって、本発明によれば、被検体の動きの影響の少ない、正確かつ高精度の生体機能情報を算出することができ、酸素飽和度などの生体機能を正確かつ高い精度で可視化することができ、高精度な精査診断が可能な診断画像を得ることができる。
本発明の目的は、複数の波長の照明光を順次切り替えて照射して得られた分光画像に基づいて、生体粘膜等の酸素飽和度等の生体機能情報を、被検写体の動きの影響を少なくして、正確かつ高い精度で演算することができ、高精度な生体機能情報を算出することができ、酸素飽和度などの生体機能を可視化することができ、高精度な精査診断が可能な診断画像を得ることができる内視鏡装置を提供することにある。
本発明の目的は、複数の波長の照明光を順次切り替えて照射して得られた分光画像に基づいて生体粘膜等の酸素飽和度等の生体機能情報を、被検写体の動きの影響を受けにくいように正確かつ高い精度で演算することができ、高精度な生体機能情報を算出することができ、酸素飽和度などの生体機能を可視化することができ、高精度な精査診断が可能な診断画像を得ることができる内視鏡装置を提供することにある。
図1は、本発明の一実施形態に係る内視鏡装置の一実施例の外観を示す斜視図である。図2は、図1に示す内視鏡装置の全体構成を概念的に示す模式図である。
これらの図に示すように、本発明の内視鏡装置10は、医療機器の一つであり、被検者の体腔内を撮像する内視鏡11と、撮像のために体腔内を照射する光を供給する光源装置12及び撮像により得られた画像信号に基づいて体腔内の被写体組織の血管情報等の生体情報を含む画像等の画像情報を生成するプロセッサ13を備え、内視鏡11が接続される制御装置14と、体腔内の画像等の画像情報を表示するモニタ等からなる表示部15と、内視鏡装置10の入力操作を受け付ける入力部17とを有する。
なお、以下では、特殊光観察モードにおいて、被検体の生体情報として、生体の血液の酸素飽和度、特に表層及び中深層酸素飽和度、血管の深さ情報及び血液量などの情報を取得する狭帯域光観察の場合を代表例として説明するが、本発明においては、これに限定されず、これらの他、血管の太さ情報や、血管の集合情報や、血管の形状情報や、血液量などの情報を取得する狭帯域光観察であっても良いし、特殊光モードとして、狭帯域光観察のみならず、赤外光観察や、自家蛍光観察や、蛍光観察等の特殊観察を行うものであっても良いのはもちろんである。
内視鏡11は、被検体内に挿入される挿入部19の先端から照明光を出射する照明光学系と、被観察領域を撮像する撮像素子21(図2参照)を含む撮像光学系とを有する、電子内視鏡である。内視鏡11は、と光学的に接続され、プロセッサ13と電気的に接続される。また、プロセッサ13は、表示部15及び入力部17と電気的に接続される。入力部17は、通常光モードや、特殊光モードなどの観察モードの設定や機能設定等の入力操作を受け付けるUI(ユーザインタフェース)として機能する。
なお、本発明の内視鏡装置10は、さらに、表示部15に加え、図示しないが、画像情報等をハードコピー画像として出力する記録部(記録装置)を有していても良い。
挿入部19は、可撓性を持つ軟性部31と、湾曲部33と、先端部35とから構成される。先端部35には、図2に示すように、被観察領域へ照明光学系による照明光を照射する照射口37a、37bと、被観察領域の画像情報を取得する撮像素子21と、撮像素子21の受光面側に撮像光学系を構成する対物レンズユニット39とが配置され、対物レンズユニット39の外側表面が、観察窓40を構成している。
なお、内視鏡11の内部の照明光学系の構造、及び撮像系の電気的構成、並びに挿入部19の照射口37a、37bの構造については後に詳述する。
本発明において、光源装置12は、内視鏡11の先端部35の照射口37a、37bに供給する照明光を発生し、プロセッサ13は、内視鏡11の操作部23や入力部17からの指示に基づいて、内視鏡11の撮像素子21から伝送されてくる撮像信号を画像処理して、表示用画像を生成して表示部15へ供給する。
光源装置12は、広帯域光のみを含む照明光を出射する通常光源部41と、複数の狭帯域光のみを含む照明光を出射する狭帯域光源部43と、プロセッサ13の制御部65からの各観察モードに応じた指示に基づいて通常光源部41の広帯域光及び狭帯域光源部43の各狭帯域光源の発光を、各観察モードに応じて、切替制御すると共に、その発光光量を個々に制御する光源制御部49とを有する。
すなわち、狭帯域光源41aと蛍光体57との組み合わせは、励起光及び蛍光からなる白色光等の広帯域光を出射する広帯域光源となる。この広帯域光源は、狭帯域光源41aから出射された励起光Eが蛍光体57に照射されることにより、蛍光体57は、励起光Eにより励起されて励起光Eの波長帯域以外の波長帯域を少なくとも持つ蛍光を発光すると共に励起光Eを透過し、発光した蛍光と透過した励起光Eとの合成光を疑似白色光として出射する。
また、狭帯域光源部43は、互いに発光波長の異なる複数の狭帯域光源を有し、図示例においては、所定の狭帯域波長を持つ狭帯域光N2を出射する狭帯域光源43aと、この狭帯域光N2と異なる発光波長を持つ狭帯域光N3を出射する狭帯域光源43bとを有する。すなわち、図示例では、狭帯域光源部43から出射される第2の照明光は、狭帯域光N2、及びN3のみを含む。
また、狭帯域光源43bは、狭帯域光源41bと同様に、血液中の酸素飽和度を算出するのに適した光源であり、波長が、470±10nmに、より好ましくは473nmに制限された青緑色レーザ光(狭帯域光N3)を出射するのが好ましく、中心発光波長が473nmのLDであるのがより好ましい。
光源装置12の光源制御部49は、各観察モードに応じて、各狭帯域光源41a、43a及び43bの発光の切替制御及び発光量の制御を行うものである。すなわち、これらの狭帯域光源41a、43a及び43bは、光源制御部49によりそれぞれ個別に調光制御されており、光量比は変更自在になっているが、本発明、即ち、本発明の特殊光観察モードにおいては、各狭帯域光源の発光のタイミングは、狭帯域光源43a、41a及び43bの順になっている。
また、観察モードが特殊光モードである場合には、光源制御部49は、通常光源部41の狭帯域光源41a及び狭帯域光源部43の狭帯域光源43a及び43bを点灯する状態に制御する。すなわち、特殊光モードでは、光源制御部49からの制御信号に基づいての狭帯域光源部43の狭帯域光源43a、通常光源部41の狭帯域光源41a、狭帯域光源部43の狭帯域光源43bが、この順序で点灯され、照明光として、狭帯域光源部43から狭帯域光N2が、通常光源部41から広帯域光が、狭帯域光源部43から狭帯域光N3が、この順序で出射される(後述する図**15参照)。
狭帯域光源部43の狭帯域光源43a及び43bから出射される各狭帯域光N2及びN3は、集光レンズ(図示略)によりそれぞれ光ファイバ44a及び44bに入力され、合波器であるコンバイナ51と、分波器であるカプラ53bを介してコネクタ部25aに伝送される。なお、本発明はこれに限定されず、コンバイナ51を用いて狭帯域光N1(励起光E)、N2及びN3を合波しても良いし、コンバイナ51を用いずにカプラ53bに導光して分波しても良いし、2つのカプラ53a、53bの少なくとも一方を用いずに、1つのカプラを用いて、又は、コンバイナ及びカプラ自体の少なくとも一方を用いずに、各狭帯域光源41a、43a及び43bからの狭帯域光N1〜N3を直接コネクタ部25aに送出する構成であってもよい。
内視鏡11の照明光学系は、光ファイバ55a〜55dと、光ファイバ55a及び55dの先端に配置され、通常光源部41の広帯域光源を構成する蛍光体57と、光ファイバ55b及び55cの先端に配置される光偏向・拡散部材58とから構成される。
照明光学系を構成する光ファイバ55a〜55dは、マルチモードファイバであり、一例として、コア径105μm、クラッド径125μm、外皮となる保護層を含めた径がφ0.3〜0.5mmの細径なファイバケーブルを使用できる。
一方、コネクタ部25aから先端部35まで延設された光ファイバ55b及び55cには、狭帯域光源部43の狭帯域光源43a及び43bからの狭帯域光N2及びN3がそれぞれ任意のタイミングで導入されて、先端部35に配置された光偏向・拡散部材58を通して照明光となる。
図3(A)に示すように、投光ユニット71aと投光ユニット71dとは同一構成であり、蛍光体57と、蛍光体57の外周を覆う筒状のスリーブ部材73と、スリーブ部材73の一端側を封止する保護ガラス(照明窓)75と、スリーブ部材73内に挿入され光ファイバ55a(55d)を中心軸に保持するフェルール77とをそれぞれ備えている。また、フェルール77の後端側から延出される光ファイバ55a(55d)には、その外皮を覆うフレキシブルスリーブ79がスリーブ部材73との間に挿入されている。
一方、投光ユニット71bと投光ユニット71cとは同一構成であり、投光ユニット71a及び71dの蛍光体57に代えて、光偏向・拡散部材58が配設され、光ファイバ55b及び55cから導光される点以外は、投光ユニット71a及び71dと同様の構成となっている。
この蛍光体57は、レーザ光の可干渉性により生じるスペックルに起因して、撮像の障害となるノイズの重畳や、動画像表示を行う際のちらつきの発生を防止できる。また、蛍光体57は、蛍光体を構成する蛍光物質と、充填剤となる固定・固化用樹脂との屈折率差を考慮して、蛍光物質そのものと充填剤に対する粒径を、赤外域の光に対して吸収が小さく、かつ散乱が大きい材料で構成することが好ましい。これにより、赤色や赤外域の光に対して光強度を落とすことなく散乱効果が高められ、光学的損失が小さくなる。
狭帯域光源41aからの青色レーザ光Eは、中心波長445nmの輝線で表され、狭帯域光源41aからの青色レーザ光Eによる蛍光体57からの励起発光光Fは、概ね450nm〜700nmの波長帯域で発光強度が増大する分光強度分布となる。この励起発光光Fと青色レーザ光Eとによるプロファイルによって、前述した疑似白色光BWが形成される。本構成例のように、半導体発光素子を励起光源として用いれば、高い発光効率で高強度の白色光が得られ、白色光の強度を容易に調整できる上に、白色光の色温度、色度の変化を小さく抑えることができる。
また、本明細書でいう広帯域光は、少なくとも白色光と見做せる光を含むものであるのが好ましく、近赤外や赤外波長帯域、及び近紫外や紫外波長帯域の少なくとも一方の光を含んでいても良い。
これに対し、本明細書でいう狭帯域光は、基準色であるR、G、B等の特定の波長帯域のいずれにかに属する光、他の狭帯域光の波長帯域とは分離された波長帯域を持つ光、波長帯域の幅が20nm、好ましくは、中心波長に対して±10nmである光であるのが好ましい。
以上から、本実施形態では、狭帯域光源41aとして、中心波長445nmの青色レーザ光Eを出射するレーザ光源(LD445)を用いることができ、狭帯域光源43aとして、中心波長405nmの青色レーザ光を出射するレーザ光源(LD405)を用いることができ、狭帯域光源43bとして、中心波長473nmの青色レーザ光を出射するレーザ光源(LD473)を用いることができる。
撮像制御部62は、制御部65からの各観察モードに応じた指示に基づいて撮像素子21の駆動を制御するもので、各観察モードに応じて制御される光源装置12の通常光源部41の狭帯域光源41a、及び狭帯域光源部43の狭帯域光源43a及び43bの発光に応じて撮像素子21による撮像及び撮像素子21からの撮像画像信号の出力を撮像フレーム毎に制御するものである。
撮像制御部62による撮像素子21の撮像制御、即ち、撮像フレーム制御については、後に詳述する。
したがって、撮像素子21も、光源制御部49によって制御される光源装置12からの照明光が上述した所定の順序で照射された被観察領域を、撮像制御部62によって制御される撮像フレーム毎に撮像する。その結果、撮像素子21は、撮像制御部62から、スコープケーブル59を通じて伝送される撮像制御信号により制御され、所定のフレームレートで撮像画像の画像信号を出力する。
AFE61は、撮像素子21で得た画像を、なるべく忠実に、DSP64等のデジタルバックエンドに伝えるために、アナログ・デジタル(A/D)変換の際に発生しうる様々なノイズを最小限に抑えつつ、デジタルに変換するものである。
AFE61は、例えば、図示しないが、相関二重サンプリング回路(CDS)、自動ゲイン制御回路(AGC)、及びアナログ/デジタル(A/D)変換器から構成される。CDSは、撮像素子(CCD)21からの撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、撮像素子21の駆動により生じたノイズを除去する。AGCは、CDSによりノイズが除去された撮像信号を増幅する。A/D変換器は、AGCで増幅された撮像信号を、所定のビット数のデジタルな撮像信号に変換してプロセッサ13に入力する。
プロセッサ13では、デジタル画像信号に種々の処理が施され、被検体の被観察領域の生体の血液の酸素飽和度等の生体に含まれる成分に関する情報や、生体の血管深さ及び/又は血液量等の生体の構造に関する情報等の生体機能情報を含む画像情報が生成され、内視鏡診断・観察画像として表示部15に表示される。
なお、プロセッサ13の詳細については、後述する。
図5は、内視鏡の先端部の概略的な構成を示す斜視図、図6は、図5に示す内視鏡の先端部の分解図である。
これらの図に示すように、内視鏡11の先端部35は、長手方向に沿って複数の穿設孔が形成されたステンレス鋼等からなる先端硬性部87に、投光ユニット71a〜71d等の各種部品が取り付けられて構成される。先端硬性部87は、図2に示した撮像素子21を含む撮像光学系が収容される穿設孔87aを有し、この穿設孔87aを中心とする両脇側に穿設孔87b1,87b2、及び87c1,87c2が形成されている。穿設孔87b1,87b2には投光ユニット71a,71cが挿入され、穿設孔87c1,87c2には投光ユニット71b,71dが挿入される。
ここで、図7に図5のA−A断面図を示す。投光ユニット71a,71bは、先端硬性部87の穿設孔87b1、87c1に挿入させた後、穿設孔87b1,87c1と連通する一対の横孔91(図5及び図6参照)から止めネジ(イモビス)93で締め付けることで、投光ユニット71a,71bが先端硬性部87に固定される。また、投光ユニット71C,71dも同様に止めネジ93で締め付けることで、先端硬性部87に固定される。
図8は、図5に示す内視鏡11の先端部のB方向から見た正面図である。上述したように、投光ユニット71a,71cは照射口37aから照射し、投光ユニット71b,71dは照射口37bから照射するように、対物レンズユニット39の両脇側に各投光ユニット71a〜71dが配置される。そして、蛍光体(図3(A)参照)を備えた投光ユニット71a,71dの対は、照明窓となる保護ガラス75(図3参照)の位置同士を連結する線L1が、観察窓40となる対物レンズユニット39の領域内を横切るように配置される。また、光偏向・拡散部材58(図3(B)参照)を備えた投光ユニット71b,71cの対は、保護ガラス75(図3参照)の位置同士を連結する線L2が、対物レンズユニット39の領域内を横切るように配置される。
なお、図示例においては、内視鏡11の先端部35の、撮像素子21のための対物レンズユニット39を挟んだ位置に、蛍光体57を備える2つの投光ユニット71a及び71bを含む4つの投光ユニット71a〜71dを配置する4灯式であるが、本発明はこれに限定されず、1つの投光ユニットが蛍光体57を備えていれば、2つの投光ユニット71a及び71c、又は71b及び71d、好ましくは撮像素子21のための対物レンズユニット39を挟んだ位置に、2つの投光ユニット71a及び71d、又は71b及び71cを、内視鏡11の先端部35に配置する2灯式であっても良い。
これらの図に示すように、プロセッサ13は、内視鏡11から伝送される各観察モードのデジタル画像信号にデジタル信号処理するデジタル信号処理部(DSP(Digital Signal Processor))64と、各観察モードのデジタル信号処理済の画像データに対して各観察モードに応じた画像処理を行う画像処理部63と、画像処理済の画像データを応じた観察画像を表示部15に表示させるための表示制御や内視鏡11、光源装置12及びプロセッサ13内の各部を制御する制御部65と、各観察モードの撮像画像の画像データ信号を記憶する記憶部67とを有する。
DSP64は、コネクタ部25bを介して内視鏡11の撮像系のAFE61から伝送される、撮像素子21で撮像された、各観察モードの撮像画像のデジタル画像信号を受信して、受信したデジタル画像信号に対して、色分離、色補間、色補正、ホワイトバランス調整、ガンマ補正、輪郭強調等の各種の処理を行うことによって、デジタル信号処理済の各観察モードの撮像画像データを生成する。DSP64で生成された各観察モードの撮像画像の画像データは、画像処理部63に伝送され、また、必要に応じて、記憶部67に記憶される。
通常光画像処理部102は、通常観察モードの場合に、DSP64から伝送された、又は記憶部67から読み出された白色光による撮像画像の画像データ(白色光のRGB画像データ)に対して、光源装置12の通常光源部41の狭帯域光源41a及び蛍光体57からの白色光による通常観察画像に適した所定の画像処理を施し、通常光画像データを出力し、記憶部67に記憶させると共に、表示部15に白色光による通常観察画像を表示させる。
ここで、図示例の実施形態においては、特殊光画像処理部104は、画像処理として、被検体の被観察領域の生体機能情報である酸素飽和度、血管深さ及び血液量等を算出して酸素飽和度画像を生成するものであり、酸素飽和度画像や血管深さ及び血液量等の情報の生成を行う。
図9は、図2に示す画像処理部の特殊光画像処理部の一実施例の構成を示すブロック図である。図10は、血管中のヘモグロビンの吸収係数の波長依存性を示すグラフである。図11及び図12は、それぞれ特殊光モードにおける酸素飽和度の算出のプロセス(可視化アルゴリズム)を説明する説明図である。図13は、撮像画像の画素の分光輝度比(S1/S3、S1/S2)と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を示すグラフである。図14は、撮像画像の画素の分光輝度比(S5/S4、S3/S4)と血液量および酸素飽和度との相関関係を表すグラフである。
これらのRGB画像データは、通常光モードで得られる白色光による撮像画像の画像データ(白色光のRGB画像データ)と同じであり、通常光モードと同様に、通常光画像処理部102において、通常観察画像に適した所定の画像処理が施され、通常観察画像データとされて出力され、記憶部67に記憶される。
即ち、第1フレームにおいては、図4(A)に示す405nmの狭帯域光N2のみが被検体に照射されるので、図4(B)に示すカラーフィルタを持つ撮像素子21によって、405成分画像データが取得され、記憶部67に記憶される。
次に、第2フレームにおいては、図4(A)に示す白色光BWが被検体に照射されるので、図4(B)に示すカラーフィルタを持つ撮像素子21によって、白色光BWによるRGB画像データが取得され、記憶部67に記憶される。
また、第3フレームにおいては、図4(A)に示す473nmの狭帯域光N3のみが被検体に照射されるので、図4(B)に示すカラーフィルタを持つ撮像素子21によって、撮像素子21によって473成分画像データが取得され、記憶部67に記憶される。
ここで、RGB画像データから3つの445成分画像データ、550成分画像データ及び600成分画像データを求める分光推定方法としては、特に制限的ではなく、従来公知の分光推定方法を用いれば良く、例えば、特開2003−93336号公報に記載の分光画像を得る分光推定方法を挙げることができる。
輝度比算出部108は、図11に示すように、特定された血管領域内の同じ位置の画素について、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの吸光係数(吸光度)(図10参照)が同じになる波長範囲の1つの狭帯域光の反射光に対応する405成分画像データ画素の輝度値をS1とし、吸光係数の大小関係が逆転する波長範囲の2つの狭帯域光の反射光に対応する445成分画像データ及び550成分画像データの画素の輝度値をそれぞれS2及びS4として、第1及び第2輝度比S1/S2及びS1/S4を求める。
輝度比算出部108は、図11に示すように、特定された血管領域内の同じ位置の画素について、血中のヘモグロビンの酸素飽和度に応じて還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの吸光係数(図10参照)の大小関係が逆転する波長範囲の2つの照明光の反射光に対応する473成分画像データ及び600成分画像データの画素の輝度値をS3及びS5とし、吸光係数が同じになる波長範囲の1つの照明光の反射光に対応する550画像データ画素の輝度値をS4として、第3及び第4輝度比S3/S4及びS5/S4を求める。
ところで、図10に示すように、血中ヘモグロビンは、照射する光の波長によって吸光係数μaが変化する吸光特性を持っている。吸光係数μaは、ヘモグロビンの光の吸収の大きさである吸光度を表す。例えば、吸光係数μaは、ヘモグロビンに照射された光の減衰状況を表すI0exp(−μa×x)の式の係数である。ここで、I0は光源装置から被写体組織に照射される光の強度であり、x(cm)は被写体組織内の血管までの深さである。
一般的に、図10の分布は撮像対象の部位によって非線形に変化するため、実際の生体組織の計測や光伝播シミュレーション等により予め求めておく必要がある。
なお、図13に示す第1の相関関係は、相関関係記憶部110に、図11及び12に示すように、表層酸素飽和度(S1/S2(405/445)vsS1/S4(405/550))ルックアップテーブル(LUT)82として記憶しておくのが好ましい。
なお、図14に示す第2の相関関係は、相関関係記憶部110に、図11及び12に示すように、中深層表層酸素飽和度(S3/S4(473/550)vsS5/S4(600/550))ルックアップテーブル(LUT)83として記憶しておくのが好ましい。
一般に、被検体の粘膜組織内に光が入射すると、その一部は血管のところで吸収され、吸収されなかった光のさらに一部が反射光として戻ってくる。この時、血管の深さが深くなるほど、その上の組織からの散乱の影響を大きく受けることになる。
ところで、400〜560nmの波長範囲の光は、粘膜中への深達度が比較的小さく、粘膜組織内での散乱係数が大きく、かつ波長依存性が大きく変化するという性質がある。このため、この波長範囲の光を照明光として用いることによって、血管の深さ及び酸素飽和度の情報を含む血液情報を得ることができる。
従って、本発明では、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する2つ以上の波長範囲の反射光および変化しない1つ以上の波長範囲の反射光を含む、400〜560nmの波長範囲及び460〜700nm400〜560nmの波長範囲において、それぞれ異なる3つ以上の反射光に対応する画像信号を用いて、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。
・波長470nm近辺(例えば、中心波長470nm±10nmのBの波長範囲)では酸素飽和度の変化に応じて吸光係数が大きく変化し、酸化ヘモグロビン81の吸光係数の方が還元ヘモグロビン80の吸光係数より大きい。
・550nm近辺(例えば、中心波長550nm±10nmのGの波長範囲)では、酸素飽和度の影響を受けにくい。即ち、酸化ヘモグロビン81の吸光係数と還元ヘモグロビン80の吸光係数との差は小さいとみなせる。
・600nm近辺(例えば、中心波長600nm±10nmのRの波長範囲)では、酸素飽和度によって一見吸光係数が大きく変化するように見え、還元ヘモグロビン80の吸光係数の方が酸化ヘモグロビン81の吸光係数より大きい。しかし、この範囲では、吸光係数の値自体が非常に小さいので、結果的に酸素飽和度の影響を受けにくいといえる。
・波長600nm近辺ではヘモグロビンの影響がほとんどないと見なせるが、波長550近辺では吸収が生じるので、血液量(血管の太さあるいは血管の密度に対応)が大きいほど、波長550近辺(Gの波長範囲)での反射率と波長600nm近辺(Rの波長範囲)での反射率との差が大きくなる。
・波長470nm近辺(Bの波長範囲)の反射率と波長550近辺(Gの波長範囲)での反射率との差は、酸素飽和度が低いほど大きくなり、同時に、血液量が大きいほど大きくなる。
したがって、これに基づいて作成することにより、図14に示すような第3及び第4輝度比S3/S4及びS5/S4と、血液量および酸素飽和度との相関関係を表すグラフを得ることができる。
また、酸素飽和度算出部112は、相関関係記憶部110に記憶された第2の相関関係を表す中深層酸素飽和度LUT83に基づき、同様にして、輝度比算出部108で算出された第3及び第4輝度比S3/S4およびS5/S4に対応する血液量情報および酸素飽和度を算出する。即ち、第3及び第4輝度比S3/S4およびS5/S4から、中深層酸素飽和度LUT83を用いて酸素飽和度と血液量情報を算出する。
こうして算出された重み付け係数αと表層酸素飽和度とを乗算すると共に、重み付け係数1−αと表層酸素飽和度とを乗算し、それらの乗算結果を加算して、血管深さに応じて重み付け加算された酸素飽和度を算出する。
こうして、血管深さに適した酸素飽和度を算出することができる。
そして、酸素飽和度画像生成部114は、血管領域内の全ての画素についてのカラー情報を特定すると、第1フレームにおいて通常光画像処理部102において生成され、記憶部67に記憶されている白色光による通常観察画像の通常光画像データを読み出し、読み出された通常光画像データに対してカラー情報を反映、重畳させる、即ち、通常観察画像に対してカラー情報画像を合成することにより、血中ヘモグロビンの酸素飽和度が反映(疑似カラー表示)された酸素飽和度画像データを生成する。
血管深さ画像生成部は、血管領域内の全ての画素についてカラー情報が特定されると、酸素飽和度画像生成部114と同様に、記憶部67に記憶されている通常観察画像の通常光画像データを読み出し、読み出された通常光画像データに対してカラー情報を反映、重畳させる、即ち、通常観察画像に対してカラー情報画像を合成することにより、血管深さの情報が反映された血管深さ画像データを生成する。生成された血管深さ画像データは再度記憶部67に記憶される。なお、カラー情報は、通常光画像データにではなく、各波長成分の分光画像データのいずれか、あるいはこれらを合成した合成画像に対して反映させてもよい。
表示制御回路65aは、記憶部67から1又は複数の画像を読み出し、読み出した画像を表示部15に表示するためのものである。画像の表示形態としては様々なパターンが考えられる。例えば、表示部15の一方の側に通常画像を表示させ、他方の側に、酸素飽和度画像を表示させるようにしても良いし、血管深さ情報を表す血管深さ画像や、血液量情報を表す血液量画像を表示させるようにしても良い。また、酸素飽和度画像、血管深さ画像、及び血液量を表す画像の中から、入力部17の画像切替SW(図示せず)により選択された血管深さ画像、酸素飽和度画像又は血管深さ画像のいずれか、若しくは、2以上を表示させるようにしても良い。ここで、酸素飽和度画像では、例えば、低酸素飽和度を示す血管画像はシアンで、中酸素飽和度を示す血管画像はマゼンダで、高酸素飽和度を示す血管画像はイエローで表すことができる。一方、血管深さ画像では、例えば、表層血管を示す血管画像は青色で、中層血管を示す血管画像は緑色で、深層血管を示す血管画像は赤色で表すことができる。
なお、酸素飽和度、血管深さ及び血液量等を文字情報等の線画像として表示部15に表示しても良い。
記憶部67は、メモリやストレージ装置からなり、各観察モードの撮像画像の画像データや、画像処理部63で生成される酸素飽和度画像、血管深さ画像、及び血液量を表す画像の画像データや、その他、内視鏡装置10、特に、内視鏡11、プロセッサ13及び光源装置12等の駆動、操作、制御等において必要となる各種データやプログラムを記憶するものである。
まず、通常観察モードの場合の作用を説明する。
観察モード等の指示が、内視鏡装置10の入力部17からプロセッサ13の制御部65に入力され、通常観察モードに設定される。
通常観察モードの場合、プロセッサ13の制御部65により光源装置12の光源制御部49の動作が制御され、通常光源部41の狭帯域光源41a(LD445)がオン、残りの狭帯域光源部43の狭帯域光源43a及び43bがオフとされ、LD445から通常観察用の励起光E(狭帯域光N1)が発せられる。
白色光画像の撮像信号(アナログ信号)は、AFE61により画像信号(デジタル信号)に変換され、画像処理部63に入力され、DSP64によりデジタル信号処理され、観察モードに従って、通常光画像処理部72により通常観察画像に適した所定の画像処理が施され、通常光画像データが出力される。そして、制御部65により、通常光画像データに基づいて通常観察画像が表示部15上に表示される。
まず、観察モード等の指示が、内視鏡装置10の入力部17からプロセッサ13の制御部65に入力され、特殊光観察モードに設定される。又は、通常光画像モードから特殊光観察モードに切り替えられる。特殊光観察モードになると、入力部17の操作によって、胃、十二指腸、小腸など現時点での観察部位の情報が指定される。これにより、酸素飽和度画像生成部114及び血管深さ画像生成部において、その観察部位に応じたカラーテーブルが選択される。
まず、第1フレーム(表1のフレーム1)において、狭帯域光源部43の狭帯域光源43a(LD405)がオンに、残りの通常光源部41の狭帯域光源41a及び狭帯域光源部43の狭帯域光源43bがオフにされ、LD405から405nmの狭帯域光N2のみが発せられる。
内視鏡11では、光源装置12からの狭帯域光N2が、それぞれ光ファイバ55b、55cによってスコープ先端部35の光偏向・拡散部材58へ導光される。これにより、光偏向・拡散部材58で光量が均一化された狭帯域光N2が、それぞれ照明窓37a、37bから被検体の被観察領域に照射される。
続いて、撮像素子21により撮像されて撮像画像の画像信号が取得され、AFE61でデジタル化され、画像処理部63のDSP64によりデジタル信号処理され、405成分画像データが取得されて、記憶部67に記憶される。
内視鏡11では、光源装置12からの励起光Eが、それぞれ光ファイバ55a、55dによってスコープ先端部35の蛍光体57へ導光される。これにより、蛍光体57に照射されて蛍光Fを発光し、励起光Eと蛍光Fとが合成された疑似白色光Bwが、それぞれ照明窓37a、37bから被検体の被観察領域に照射される。
続いて、撮像素子21により撮像されて撮像画像のRGB画像信号が取得され、AFE61でデジタル化され、画像処理部63のDSP64によりデジタル信号処理されて白色光のRGB画像データとされ、記憶部67に記憶される。
内視鏡11では、光源装置12からの狭帯域光N3が、第1フレームと同様に、それぞれ光ファイバ55b、55cによってスコープ先端部35へ導光され、それぞれ照明窓37a、37bから被検体の被観察領域に照射される。
続いて、第1フレームと同様に、撮像素子21により撮像され、撮像画像の画像信号が取得され、AFE61でデジタル化され、画像処理部63のDSP64によりデジタル信号処理されて、473成分画像データとされ、記憶部67に記憶される。
なお、本発明では、第1フレームと第3フレームを入れ替えても良い。
一方、特殊光画像処理部104では、分光推定部106において記憶部67から読み出された、第2フレームで得られたRGB画像データを用いて分光推定が行われ、445成分画像データ、550成分画像データ及び600成分画像データが算出され、輝度比算出部108に送られる。
また、輝度比算出部108では、記憶部67から読み出された、第3フレームで得られた473成分画像データと、送られた550成分画像データ及び600成分画像データとから、血管を含む血管領域を特定する。続いて、輝度比算出部108は、血管領域内の同じ位置の画素について、473成分画像データの画素の輝度値をS3、550成分画像データの画素の輝度値をS4、600成分画像データの画素の輝度値をS5として、第3及び第4輝度比S3/S4及びS5/S4を算出する。
続いて、酸素飽和度算出部112では、相関関係記憶部110に記憶されている、図13に示す分光輝度比S1/S2及びS1/S4と、表層酸素飽和度及び血管深さとの間の第1の相関関係に基づいて、第1及び第2輝度比S1/S2及びS1/S4に対応する表層酸素飽和度及び血管深さ情報を算出する。
続いて、酸素飽和度算出部112では、相関関係記憶部110に記憶されている、図14に示す分光輝度比S3/S4及びS5/S4と、中深層酸素飽和度及び血液量との間の相関関係に基づいて、第3及び第4輝度比S3/S4及びS5/S4に対応する、中深層酸素飽和度及び血液量情報を算出する。
この後、酸素飽和度算出部112は、こうして算出された表層酸素飽和度及び中深層酸素飽和度を血管深さ情報に基づいて重み付け加算して血管深さに応じた適切な酸素飽和度を算出する。
こうして算出された酸素飽和度、血管深さ情報及び血液量情報は、酸素飽和度画像生成部114に送られる。
上記のようにして、内視鏡装置10では、被検体の動きの影響を少なくして、血管の深さの影響を低減しつつ、血管の深さ及び血液量を考慮した酸素飽和度の情報を正確に算出し、通常観察画像に酸素飽和度の分布を疑似カラー画像として重畳して可視化した高精度かつ正確な精査診断画像を表示することができる。
この実施例の場合には、LD445による狭帯域光N4が基準となり、LD405による狭帯域光N2及びLD473による狭帯域光N3がその前後に照射されれば良い。
図15に示す内視鏡装置は、図1に示す内視鏡装置10と、狭帯域光源43cによる狭帯域光N4の被検体への直接照射以外は、同様の構成を有するものであるので、その説明は省略する。
11 内視鏡
12 光源装置
13 プロセッサ
15 表示部
17 入力部
19 挿入部
21 撮像素子
23 操作部
24 ユニバーサルコード
25a、25b コネクタ部
31 軟性部
33 湾曲部
35 先端部
37a、37b 照射口
39 対物レンズユニット
40 観察窓
41 通常光源部
43 狭帯域光源部
41a、43a、43b 狭帯域光源
49 光源制御部
51 コンバイナ
53a、53b カプラ
55a〜55d 光ファイバ
57 蛍光体
58 光偏向・拡散部材
61 アナログ処理回路(AFE)
62 撮像制御部
63 画像処理部
64 デジタル信号処理回部(DSP)
65 制御部
65a 表示制御回路
65b コントローラ
67 記憶部
71a、71b 71c、71d 投光ユニット
102 通常光画像処理部
104 特殊光画像処理部
106 分光推定部
108 輝度比算出部
110 相関関係記憶部
112 酸素飽和度算出部
114 酸素飽和度画像生成部
E 励起光
N1、N2、N3、N4 狭帯域光
Claims (15)
- 基準光、第1の参照光及び第2の参照光を含む互いに波長の異なる少なくとも3種の照明光を被写体となる生体に照射する照明手段と、
該照明手段によって照射される前記少なくとも3種の照明光を撮像フレーム毎に周期的に切り替える照明光切替手段と、
該照明光切替手段によって切り替えられた前記少なくとも3種の照明光が照射された被写体からの戻り光を受光して前記撮像フレーム毎に撮像する撮像手段と、
該撮像手段で撮像された撮像データから前記生体に関する生体機能情報を取得する生体情報取得手段と、を有し、
前記照明光切替手段は、同一周期において、前記照明手段による照明光の照射順を、少なくとも、前記第1の参照光、前記基準光、前記第2の参照光の順になるように、切り替え、
前記撮像手段は、前記照明手段により少なくとも、前記第1の参照光、前記基準光、前記第2の参照光の順に前記生体に照射された前記照明光の前記戻り光により、同一周期において、少なくとも、第1の参照画像の撮像データ、基準画像の撮像データ、および第2の参照画像の撮像データを順次取得し、
前記基準光は、可視光波長帯域を含む広帯域光であり、前記第1及び第2の参照光は、所定波長帯域幅を持つ狭帯域光であり、
前記生体情報取得手段は、前記広帯域光の照射により前記撮像手段から得られた前記基準画像の撮像データから分光推定処理を行い、前記基準画像として、前記基準画像と同一周期において撮像された前記第1の参照光による前記第1の参照画像と比較する第1の基準波長画像と、同じく前記基準画像と同一周期において撮像された前記第2の参照光による前記第2の参照画像と比較する第2の基準波長画像とを同時に得、前記第1の参照画像と前記第1の基準波長画像、及び/又は前記第2の参照画像と前記第2の基準波長画像に基づいて前記生体機能情報を算出することを特徴とする内視鏡装置。 - 前記撮像手段は、RGBカラーイメージセンサーであることを特徴とする請求項1に記載の内視鏡装置。
- 前記照明光切替手段は、前記照明手段により、前記基準光、前記第1の参照光及び前記第2の参照光を含む互いに波長の異なる少なくとも3種の照明光を前記被写体となる生体に順次照射する際、前記基準光の前記照射順が中央に位置するように切替を行うことを特徴とする請求項1または2に記載の内視鏡装置。
- 前記広帯域光は、所定波長の狭帯域光である励起光と、この励起光によって励起された蛍光体から発生する蛍光とからなる疑似白色光であり、
前記励起光の波長は、前記第1の参照光と前記第2の参照光との波長間に位置するものであり、
前記照明手段は、前記励起光、前記第1の参照光及び前記第2の参照光をそれぞれ出射する3種の狭帯域光源を備える請求項1〜3のいずれか1項に記載の内視鏡装置。 - 前記照明手段は、前記励起光、前記第1の参照光及び前記第2の参照光をそれぞれ出射する3種の狭帯域光源を備え、
前記励起光を出射する狭帯域光源及び蛍光体は、前記広帯域光を出射する広帯域光源を構成する請求項4に記載の内視鏡装置。 - 前記基準光、前記第1の参照光及び前記第2の参照光は、それぞれ所定波長帯域幅を持つ狭帯域光であり、前記基準光の波長は、前記第1の参照光と前記第2の参照光との波長間に位置するものであり、
前記生体情報取得手段は、前記基準光による前記基準画像、前記第1の参照光による第1の参照画像及び前記第2の参照光による第2の参照画像に基づいて前記生体機能情報を算出する請求項1または2に記載の内視鏡装置。 - 前記照明手段は、前記基準光、前記第1の参照光及び前記第2の参照光をそれぞれ出射する3種の狭帯域光源に加え、さらに、可視波長帯域を含む広帯域光を出射する広帯域光源を備える請求項3に記載の内視鏡装置。
- さらに、前記生体機能情報を表示する表示手段と、
前記広帯域光源から出射される前記広帯域光を前記生体に照射して前記撮像手段により通常観察画像を取得する通常観察画像取得手段と、
前記表示手段は、前記生体情報取得手段により算出された前記生体機能情報を前記通常観察画像取得手段によって取得された前記通常観察画像に重ねて生体機能情報画像として表示する請求項5又は7に記載の内視鏡装置。 - 前記基準光又は前記励起光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、青色領域の波長の狭帯域光を出射する第1青色レーザであり、
前記第1の参照光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、前記第1青色レーザの発光波長域よりも長波長の青色領域から青緑色領域の波長域にある狭帯域光を出射する第2青色レーザであり、
前記第1の参照光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、前記第1青色レーザの発光波長域よりも短波長の青紫色領域から青色領域の波長域にある狭帯域光を出射する第3青色レーザである請求項5、7又は8に記載の内視鏡装置。 - 前記基準光又は前記励起光である狭帯域光の波長領域は440±10nmであり、前記第1の参照光である狭帯域光の波長領域は470±10nmであり、前記第2の参照光である狭帯域光の波長領域は400±10nmである請求項5、7、8又は9に記載の内視鏡装置。
- 前記生体機能情報は、前記生体に含まれる成分、及び前記生体の構造に関する情報であり、
前記生体情報取得手段は、前記第1の参照光による第1の参照画像と前記基準光による前記基準画像とを比較して得られる第1の特徴量と、前記第2の参照光による第2の参照画像と前記基準画像を比較して得られる第2の特徴量とに基づいて、前記生体に含まれる成分に関する情報と前記生体の構造に関する情報とを分離して画像化する請求項1〜10のいずれか1項に記載の内視鏡装置。 - 前記第1の参照光は、前記生体に含まれる成分に関する情報として前記生体の血液の酸素飽和度を取得するのに適した波長を持つ狭帯域光であり、
前記第2の参照光は、前記生体の構造に関する情報として前記生体の表層血管の情報を取得するのに適した波長を持つ狭帯域光である請求項1〜11のいずれか1項に記載の内視鏡装置。 - 前記生体情報取得手段は、前記生体に含まれる成分に関する情報として前記生体の血液の酸素飽和度を演算し、前記生体の構造に関する情報として前記生体の血管深さ及び/又は血液量を演算するものである請求項1〜12のいずれか1項に記載の内視鏡装置。
- 前記撮像手段は、少なくとも3つ以上の波長帯域を分離して撮像可能なカラー撮像素子である請求項1〜13のいずれか1項に記載の内視鏡装置。
- 前記基準光と、前記第1及び第2の参照光とは、内視鏡先端の異なる照明口から出射され、前記生体を照明する請求項1〜14のいずれか1項に記載の内視鏡装置。
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