JPS63311937A - 内視鏡装置 - Google Patents
内視鏡装置Info
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- JPS63311937A JPS63311937A JP62147909A JP14790987A JPS63311937A JP S63311937 A JPS63311937 A JP S63311937A JP 62147909 A JP62147909 A JP 62147909A JP 14790987 A JP14790987 A JP 14790987A JP S63311937 A JPS63311937 A JP S63311937A
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Abstract
め要約のデータは記録されません。
Description
からの血流量および酸素飽和度等の機能情報計測に関す
る。
研究され明らかにされつつあり、m流山や酸素飽和度を
計開して診断に役立てようとする試みが行なわれている
。
究」昭和60年第13巻第2号、平木順−氏ならびに神
田昌彦氏著)において、胃粘膜の分光反射スペクトルを
計測して、吸光度と血流口(ヘモグロビン世)および酸
素飽和度との間に、ある相関がある事が表されている。
。同図において波長569 nm (ナノメートル、以
下同じ)および波長58601の2点では、全ヘモグロ
ビン中の酸化ヘモグロビンの割合(802、以下同)の
増減に関係なくスペクトル値が変化せず(不動点)、波
長577nmの点では302が増せば増加し、波長65
0nmの点では逆にSO2が増せば減少する。これらの
特性を利用して、同図中の線分A、B、及びCにて示さ
れる値を測定する事によビン量、■助)を、式 %式% を用いて求める事ができる。
点一点について計測するのでは、広い表面全体を調査す
るのに長時間を要する事になってしまう。内視挟装検査
においては特にこのような調査方法では患者に少なから
ぬ苦痛を与える事、ならびに胃等の計測対象が螺動や心
臓の拍動により絶えず動いている事等により実用的では
無い。
び酸素飽和度の分布が計測される事が希求されていた。
の計測機能を供えた内視鏡装置は存在していなかった。
度を計測して診断に役立てようとしても、このためのス
ペクトル計測を粘膜表面の一点一点について計測する様
な方法しかなく、調査するのに長時間を要するばかりで
なく、内視挟装検査においては患者に大きな苦痛を与え
、かつ計測対象がり動や心臓の拍動により静止していな
い為、実用に耐えないという問題があった。このために
、2次元画像情報として短時間に血流量および酸素飽和
度の分布が計測できる内視鏡装置が望まれていたにもか
かわらず、従来はこの様な計測機能を備えた内視鏡装置
は存在していないという問題点があった。
類の狭帯域波長の照射光を出力する、内視鏡光源の照射
手段と、前記各狭帯域波長の照射光毎に、被写体をIl
像して得た画像データと標準白色体を体外において撮影
して得た画像データとから血流量および酸素飽和度を求
める演算を実行する、ml@処理手段と、を備えて、内
視鏡画像かう被写体表面の血流】もしくは酸素飽和度も
しくはこの双方の情報を前記演算により求めて表示する
事を可能にした内視鏡装置を創案した。
の狭帯域波長光源(”i、 i = 1 、2−)の照
射手段を用いて各狭帯域波長の照射光毎に、胃等の被写
体を撮影して得た画像データ(0λ、)と標準白色体を
体外において撮影して得た画像デ求める演算、例えば、
式 で示される演算を寅1〒する演算処理手段を用いて、各
画素についての演算を行ない画像情報を得る事により、
2次元の胃粘膜等の虐’*m及び酸素飽和度イメージン
グが高速に得られる様になる。
をR3(λ)、測定対象(胃粘膜等)分光反射スペクト
ルをR(λ)とすると、吸光度A(λ)はとなる。そし
て、対象をテレビカメラを用いて、狭帯域波長光源(波
長Δλ)で撮影した場合のカメラ出力値E は、 λ E=P(λ)・R(λ)・S(λ)・Δλ ・・・・・
・・■λ となる。ここで、P(^)は光源のスペクトル分布、S
(λ)はカメラの撮像特性を表わす。同様に、標準白色
板を撮影した場合のカメラ出力ESは、λ となり、R(λ)とカメラ出力値の関係は、式■より であり、式■を用いると となる。以上の式より血流ff1(ヘモグロビン量)I
Hb=200・C および酸素飽和度 I =CL673・− O2B とカメラ出力値との関係を第5図より導出する。
(λ)典R3(λ4) の近似を用いた。ちなみに、 R3(λ)=0.992、Rs(λ4)=0.990で
ある。
写体を撮影した場合のカメラ出力の比である。
出力の比なので、体外で標準白色板を撮影したデータが
利用できる。
■と同形であるので、それぞれ、と表される。
光源で撮影して得られたカメラ出力を、弐〇、[株]、
■、@により計算する事により酸素飽和度が算出される
。
ので と表して、カメラ出力をlog変換して、これらの差を
計算するのが簡単である。これは■、0.0式の演算に
ついても同様である。
飽和度の算出は、2波長のカメラ出力のlog演算を基
本として含んでいるとともに、標準白色板による撮影デ
ータは体外での穎影によって得られるデータを利用でき
るので実用性が高いという2つの特徴を有している。
置の概略構成図を示す。1は内視鏡プローブ部、2は光
源部、3はシステム本体部である。11は固体撮像素子
、12は血流量イメージ及び酸素飽和度イメージ収集ボ
タンである。2の光源部には、光源(ギセノンランプ等
)21、集光レンズ22、ライトガイド23、狭帯域透
過フィルタ(干渉フィルタ)円板24、回転駆動様ステ
ップモータ25がある。3のシステム本体部において、
31は固体m像素子11を駆動しかつその出力をビデオ
信号に変換するためのカメラ回路、32はA/D変換器
、33と331乃至334は画像メモリ、34.341
.342はD/A変換器、35.351はモニタ、36
はシステムコントローラ、37は演算部、38.39は
表示メモリである。
構造図であり、4種類の干渉フィルタと1種の素通しの
フィルタとの計5個のフィルタを備えている。すなわち
A0は素通し、)′1は569nm、A2は577nm
、A3は5860m、A4は650n1%を各々中心透
過波長とする干渉フィルタである。
37の構成図である。第2図において、A1 、A2
、A3、A4 は各々カメラ出力のE^1、EE A2・ A3・ A4・に相当して(゛る・371・3
72は対数演算回路、373は減算回路、374は加算
回路、375は乗算回路、376は除算回路である。ま
たal、A2、bO,bl、b2、b3は定数であり、 それぞれ、 al−0,45 の値を持っている。
ィルタ円板24のλ0部分がシステムコントローラ36
によりステップモータ25を介して選択されている。そ
して、カメラ出力はA/D変換器32で変換され、画像
メモリ33に記憶されると同時に、D/A変換器34で
アナログビデオ信号に変換されて刻々モニタ35にに示
されている。
タン12が押されると、コントローラ36の制御の下に
ステップモータ25が干渉フィルタ円板24を回転させ
、順次A4、A、、A2 、A3 のフィルタを選択
させる。これに同期してイントローラ36の制御により
撮影された各フィルタ画像が画像メモリ364.361
.362.3′63に各々格納される。このとき、血流
量イメージ及び酸素飽和度イメージ収集ボタン12が押
される直前の画像が画像メモリ33にフリーズされて、
モニタ35上に表示されている。そして上記のフィルタ
画像の収集が終了すると同時に通常のリアルタイム画像
がモニタ35に再び表示される。
の演算回路構成に従ってコントローラ36のコントロー
ル信号により、各画素についての演算が実行される。こ
こで、血流量計算はAブロックで、また酸素飽和度の計
算はBブロックで各々事項される。第2図の演算回路構
成は前述の血流量及び酸素飽和度の算出式を忠実に実現
したものである。こうして算出された血流量及び酸素飽
和度の合価は表示メモリ38および39に記憶され、コ
ントローラ36の制御に応じてモニタ351に各々表示
される。
タイミングチャートである。血流量イメージ及び酸素飽
和度イメージ収集ボタン12が押されるとフィルタON
信号が負論理のパルスとして出力される。この立ち下が
りのタイミングをトリガとして、ビデオ信号のVD(垂
直同期)信号に同期して、各干渉フィルタによるフィル
タ画像画メeす33の画像はフリーズされている。
および酸素飽和度の分布を示す2次元画像情報を得る事
が可能となる。
度イメージはモニタに交互に表示したが、これは勿論左
右に同時に、あるいはいずれか一方のみ表示することも
可能である。また前記の画像イメージは本実施例で示し
た用に別個のモニタに表示する方式に限られるものでは
なく、通常のリアルタイム画像と交互にあるいは上下、
左右に同時に表示しても差し支えはない。さらに、通常
のフリーズ画像の上に、血流量イメージあるいは酸素飽
和度イメージを疑似カラーの手法等を用いて重ねて表示
することも可能である。
イメージを得ることを説明したが、別の実施例として、
一般に異なる波長光源で撮影した画像間の演算により対
象の吸光度のイメージを作成する事も、上記説明した手
法で実篇可能である。
あれば、胃や腸等の被写体の臓器表面の血流量および酸
素飽和度の分布を、短時間で、イメージ化する事が可能
となり、内視鏡の被験者に与える苦痛を軽減する事がで
きるとともに、螺動や心臓の拍動等による計画対象への
影響も無視できるようになる。こうして生体臓器粘膜の
機能的情報が提供できる様になる事により、内視鏡によ
る診断の効果を高めるばかりでなく、癌の様に血液の集
中が見られる個所の判別が容易となり、癌等の早期発見
に寄与する事も期待される。
校正用データとして、体外において撮影、収集されたも
のが使用できるため、実用1優れたものがある。
装置の慨略構成図、第2図は同実施例における演算部3
7の構成図、第3図は同実施例における干渉フィルタ円
板24の構造図、第4因は各狭帯戚波長毎の画像収集の
タイミングチャート、第5図は人血中のヘモグロビンの
吸収スペクトルを示した図である。 1 ・・・内視鏡プローブ部 11 ・・・固体1lil像素子 12 ・・・血流量イメージ及び酸素飽和度イメージ収
集ボタン 2 ・・・光源部 21 ・・・光源((キセノンランプ等)22 ・・・
集光レンズ 23 ・・・ライトガイド 24 ・・・干渉フィルタ円板 25 ・・・回転駆動用ステップモータ3 ・・・シ
ステム本体部 31 ・・・カメラ回路 32 ・・・A/D変換器 33 ・・・画像メモリO(通常画像)331・・・画
像メモリ1(フィルタλ1用)332・・・画像メモリ
2(フィルタ12用)333・・・画像メモリ3(フィ
ルタb用)334・・・画像メモリ4(フィルタ)′4
用)34.341.342・・・D/A変換器35.3
51・・・モニタ 36 ・・・システムコントローラ 37 ・・・演算部 371.372・・・対数演算回路 373・・・減算回路 374・・・加算回路 375・・・乗算回路 376・・・除算回路 38 ・・・表示メモリA 39 ・・・表示メモリ8
Claims (1)
- (1)内視鏡の照射光源として、複数種類の狭帯域波長
の照射光を出力する、照射手段と、 前記各狭帯域波長の照射光毎に被写体を撮影して得た画
像データ、および標準白色体を体外において前記各狭帯
域波長の照射光毎に撮影して得た画像データとを用いて
、血流量および酸素飽和度を算出する、演算処理手段と
、 を具備して、内視鏡画像から被写体表面の血流量もしく
は酸素飽和度もしくはこの双方の情報を前記演算により
求めて表示する事を可能にした事を特徴とする、内視鏡
装置。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62147909A JPS63311937A (ja) | 1987-06-16 | 1987-06-16 | 内視鏡装置 |
US07/206,844 US4998973A (en) | 1987-06-16 | 1988-06-15 | Endoscope |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62147909A JPS63311937A (ja) | 1987-06-16 | 1987-06-16 | 内視鏡装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63311937A true JPS63311937A (ja) | 1988-12-20 |
JPH053295B2 JPH053295B2 (ja) | 1993-01-14 |
Family
ID=15440860
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62147909A Granted JPS63311937A (ja) | 1987-06-16 | 1987-06-16 | 内視鏡装置 |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4998973A (ja) |
JP (1) | JPS63311937A (ja) |
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