TWI845664B - 醫療用顯微鏡裝置 - Google Patents

Abstract

一種醫療用顯微鏡裝置，包括固體攝像裝置及顯示裝置，固體攝像裝置具有攝像部及透鏡光學部且拍攝包括觀察對象的圖像，顯示裝置顯示由攝像部拍攝的圖像，且攝像部包括將分別具有光電轉換元件的多個畫素呈矩陣狀排列於成像面上的固體攝像元件，利用固體攝像裝置拍攝直徑20 mm的圓形觀察區域並顯示於顯示裝置所包括的顯示畫面時，形成於固體攝像裝置的成像面的觀察區域的影像為具有畫素排列四千個以上的長度的直徑的圓形，觀察區域於顯示裝置的顯示畫面中，成為其直徑由四千個以上顯示畫素表示的圓形。

Description

醫療用顯微鏡裝置

本發明是有關於一種醫療用顯微鏡裝置。

近年來，超高畫質（8K）相機因數位圖像技術而受到醫療應用。尤其是於一面觀看電視圖像一面進行手術的內窺鏡手術中開始應用於各種區域（非專利文獻1至非專利文獻3）。超高畫質由於能夠非常有效地進行畫面上的放大，因此期待獲得與顯微鏡匹敵的圖像（非專利文獻4）。

又，於專利文獻1中，揭示一種醫療用顯微鏡裝置，包括如下構成：藉由利用攝像元件拍攝手術部位，將關於所拍攝的圖像的資訊發送至顯示裝置，從而將手術部位的攝影圖像顯示於顯示裝置；該醫療用顯微鏡裝置作為醫療用顯微鏡裝置的一例，包括具有固體攝像元件及透鏡光學系統且拍攝觀察對象的固體攝像裝置、及顯示由固體攝像裝置拍攝的圖像資料的顯示裝置。

另一方面，本發明者等人於先前的研究中，使用眼科區域中的8K高畫質顯微鏡以豬眼模型進行與光學顯微鏡的非劣化試驗，確認並不遜色（非專利文獻4），但亦已知與2D相比，3D的學習效果更高（非專利文獻5）。且近年來的光學的顯微鏡由於在雙眼下能夠超放大，因此於臨床確立能夠進行0.5毫米 （mm）口徑以下的血管或淋巴管等的吻合的超級顯微外科領域。 [現有技術文獻] [專利文獻]

[專利文獻1]國際公開WO2016/017532號公報 [非專利文獻]

[非專利文獻1] Yamashita H, Aoki H, Tanioka K, Mori T, Chiba T. Ultra-high definition (8K UHD) endoscope: our first clinical success. Springerplus. 2016 Aug 30; 5(1):1445. doi: 10.1186/s40064-016-3135-z. eCollection 2016. [非專利文獻2] Aoki Y, Matsuura M, Chiba T, Yamashita H. Effect of an 8K ultra-high-definition television system in a case of laparoscopic gynecologic surgery. Wideochir Inne Tech Maloinwazyjne. 2017 Sep; 12(3):315-319. doi: 10.5114/wiitm.2017.68830. Epub 2017 Jul 7. [非專利文獻3] Ohigashi S, Taketa T, Shimada G, Kubota K, Sunagawa H, Kishida A. Fruitful first experience with an 8K ultra-high-definition endoscope for laparoscopic colorectal surgery. Asian J Endosc Surg. 2018 Dec 13. doi: 10.1111/ases. 12638. [Epub ahead of print] [非專利文獻4] Yamashita H, Tanioka K, Miyake G, Ota I, Noda T, Miyake K, Chiba T. 8K ultra-high-definition microscopic camera for ophthalmic surgery. Clin Ophthalmol. 2018 Sep 19;12:1823-1828. doi: 10.2147/OPTH. S171233. eCollection 2018. [非專利文獻5] Chhaya N, Helmy O, Piri N, Palacio A, Schaal S. COMPARISON OF 2D AND 3D VIDEO DISPLAYS FOR TEACHING VITREORETINAL SURGERY. Retina. 2018 Aug; 38(8):1556-1561. doi: 10.1097/IAE. 0000000000001743

[發明所欲解決之問題]

如上所述，對使用如專利文獻1中所記載的醫療用顯微鏡裝置，進行術者僅藉由以直接窺視雙眼顯微鏡的方式實施手術而實現的將數百μm左右口徑的血管或淋巴管吻合的手術的期待不斷提高。然而，超放大圖像存在如下雙眼顯微鏡差的問題：焦點深度變淺，或者為了獲得一畫面中的3D圖像而輸入電子圖像資料減半等。因此，至今已不再進行使用先前技術的醫療用觀察裝置，將此種細管吻合的手術。

本發明的目的在於提供一種醫療用顯微鏡裝置，其將即使處理對象的短軸徑（口徑）為500 μm以下亦能進行吻合處理的圖像顯示於一畫面中。 [解決問題之手段]

為了解決所述課題而提供的本發明的一形態是一種醫療用顯微鏡裝置，包括固體攝像裝置及顯示裝置，所述固體攝像裝置具有攝像部及透鏡光學部，且所述固體攝像裝置拍攝包括觀察對象的圖像，所述顯示裝置顯示由所述攝像部拍攝的所述圖像，且所述攝像部包括將分別具有光電轉換元件的多個畫素呈矩陣狀排列於成像面上的固體攝像元件，利用所述固體攝像裝置拍攝直徑20毫米 （mm）的圓形觀察區域並顯示於所述顯示裝置所包括的顯示畫面時，形成於所述固體攝像裝置的成像面的所述觀察區域的影像為具有所述畫素排列四千個以上的長度的直徑的圓形，所述觀察區域於所述顯示裝置的顯示畫面中，成為其直徑由四千個以上顯示畫素表示的圓形。

於進行吻合處理時，由於進行系緊縫合線的作業，因此需要直徑20 mm的圓形狀或具有與其圓形同等以上大小的觀察區域。能夠將所述觀察區域顯示於一個顯示畫面是用於僅觀察顯微鏡裝置的顯示畫面的同時進行吻合處理的必要條件。

例如，於將直徑為500 μm左右的淋巴管作為處理對象的情形時，用於進行將切割的淋巴管吻合的處理的醫療用縫合線適當為其直徑為20 μm至29 μm、即線直徑大致為25 μm的USP（美國藥典）10-0號或具有其以下線直徑的線。為了使用顯微鏡裝置進行吻合處理，需要能夠確認10-0號至12-0號的線程度的攝像畫素密度（固體攝像元件的畫素（為了與「顯示畫素」區分，亦稱為「攝像畫素」）的密度）及顯示畫素密度（顯示畫素的密度）。

攝像畫素密度可藉由直徑20 mm的圓形觀察區域於固體攝像元件的成像面，以與攝像畫素的關係成像為何種程度大小的圓形影像而規定。成像於成像面的圓形影像位於多個攝像畫素排列為矩陣狀而成的固體攝像元件的範圍內，較佳為於其範圍內較大。於本發明的一形態中，所述成像面中的圓形影像設為具有固體攝像元件的攝像畫素排列四千個以上的長度的直徑的圓形。若以此方式成像，則能夠以五個以上攝像畫素拍攝10-0號縫合線的大致為其直徑的25 μm，即使為關於線直徑為1 μm至9 μm的12-0號的縫合線，亦能夠以多個攝像畫素拍攝。如此，藉由以將固體攝像元件的短軸方向的畫素數設為四千個以上，且將一個攝像畫素所拍攝的觀察對象的長度設為5 μm以下的方式設定透鏡光學系統，能夠以一個固體攝像元件拍攝吻合處理所需的觀察區域（直徑20 mm的圓），並且以多個攝像畫素拍攝12-0號縫合線。

於顯示畫面中，需要不降低所拍攝的圖像的畫素密度而顯示。對此，於本發明的一形態的醫療用顯微鏡裝置中，具有直徑20 mm的圓形狀的觀察區域於顯示裝置的顯示畫面中，顯示為其直徑由四千個以上顯示畫素表示的圓形顯示圖像。故而，顯示畫面中由一個顯示畫素顯示的觀察對象的長度為5 μm以下。藉由以此方式形成顯示圖像，於顯示畫面中，能夠以攝像畫素數以上的顯示畫素數顯示固體攝像元件中由多個攝像畫素拍攝的12-0號縫合線的寬度。顯示裝置的顯示畫面中的短軸方向的顯示畫素數較佳為固體攝像元件的短軸方向的畫素數以上。

此處，於進行吻合處理時，存在如下情形：將數位變焦及圖像填補處理進行組合，以攝像畫素密度以上的畫素密度於顯示畫面進行放大顯示。於該情形時，若如上所述般將一個攝像畫素所拍攝的觀察對象的長度設為5 μm以下，則即使為直徑10 μm左右的細縫合線（12-0號），亦能夠利用多個攝像畫素拍攝線的寬度方向。該情形意味著整體上僅拍攝線的攝像畫素存在於線的寬度方向。於具有此種攝像畫素的情形時，即使藉由對應於該攝像畫素的顯示畫素發生數位變焦並進行填補處理而生成顏色資訊不同的多個顯示畫素，於該等顯示畫素中亦不易失去線的資訊。因此，藉由使顯示圖像數位變焦，不易產生線中斷顯示的不良情況。

就確保術者的作業性的觀點而言，較佳為觀察對象與固體攝像裝置的距離（工作距離）為200 mm以上。

固體攝像裝置的攝像光軸較佳為相對於鉛直方向以特定的傾斜角（第一傾斜角θ）傾斜。於該情形時，吻合處理中的觀察對象（縫合針或縫合線）的鉛直方向的動作距離於攝像光軸方向上成為cosθ倍。因此，能夠將實效景深放大至1/cosθ倍，於吻合處理時觀察對象處於視野內並且能夠降低無法視認的可能性。就將該效果特別顯在化的觀點而言，有時傾斜角（第一傾斜角θ）較佳為15度以上。另一方面，若傾斜角（第一傾斜角θ）變得過大，則顯示圖像中的觀察對象（例如縫合針）的運動難以反映現實的運動，或者觀察對象周圍的物體干涉而難以將觀察對象恰當地顯示於顯示裝置的顯示畫面。故而，有時傾斜角（第一傾斜角θ）較佳為設為60度以下。

本發明的一形態的醫療用顯微鏡裝置更包括照射觀察對象的照射裝置，藉由照射裝置的照射光軸與攝像光軸的傾斜角（第二傾斜角ψ）對應觀察對象與其周圍的鉛直方向上的距離而設定，能夠於顯示圖像提供適當的影像且賦予立體感。所述傾斜角設定為與使照射光軸及攝像光軸傾斜所引起的觀察對象的陰影的寬度較佳為觀察對象的觀察寬度的最大長度以下，且為最大長度的1/2以上相對應的範圍。又，於觀察對象與其周圍的鉛直方向上的距離為零的情形時，傾斜角為60度以上80度以下，較佳為隨著觀察對象與其周圍的鉛直方向上的距離增大，所述傾斜角設定變小。

再者，於吻合處理中，縫合線於視野內三維移動，具體而言，於攝像光軸方向上至少可移位±10 mm。故而，於包括直徑20 mm的球形狀空間的觀察區域全域中，較佳為能夠視認12-0號縫合線。 [發明的效果]

根據本發明，提供一種醫療用顯微鏡裝置，其將即使處理對象的短軸徑為500 μm以下亦能夠進行吻合處理的圖像顯示於一畫面。

圖1是用於對本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置的構成進行說明的概略圖。圖2的（a）是用於對本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡的形成於固體攝像元件的成像面的觀察區域的影像進行說明的概略圖。圖2的（b）是用於對本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡的顯示裝置的顯示圖像進行說明的概略圖。

如圖1所示，本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置100包括固體攝像裝置10、處理裝置40及顯示裝置50。固體攝像裝置10包括沿著攝像光軸OA配置的透鏡光學部30、及具有位於透鏡光學部30的成像面FS的固體攝像元件21的攝像部20。於本實施方式中，觀察區域OR為對象物A的處理區域SA的一部分，攝像光軸OA相對於鉛直方向VL以特定的角度（第一傾斜角θ）傾斜配置。關於該配置的詳細內容將於下文敍述。

於本實施方式中，觀察區域OR為直徑Dr的圓形，直徑Dr的具體例為20 mm。由透鏡光學部30的透鏡光學系統LS拍攝的觀察區域OR於固體攝像元件21的成像面FS成像而形成成像圖像IM。成像圖像IM為直徑Di的圓形。再者，觀察區域OR為可利用透鏡光學系統LS觀察的區域（可觀察區域OR0）的一部分，以可觀察區域OR0與成像於成像面FS而成的成像圖像IM0內切的方式，配置固體攝像元件21。故而，於顯示畫面51，亦顯示觀察區域OR的範圍外的圖像。

如圖2的（a）所示，固體攝像元件21具有分別具有光電轉換元件的多個畫素（攝像畫素）Px，該等攝像畫素Px於成像面FS上排列為矩陣狀。本實施方式的固體攝像元件21的攝像畫素Px的尺寸（畫素尺寸）Ds於X方向、Y方向上皆為3.2 μm的正方形。於本實施方式的固體攝像元件21中，該攝像畫素Px於X方向上排列七千六百八十個，於Y方向上排列四千三百二十個。故而，作為固體攝像元件21的尺寸，X方向的長度為24.6 mm，Y方向的長度為13.8 mm。

於本實施方式的固體攝像裝置10中，包括直徑20 mm的圓形的觀察區域OR於成像面FS製作的圓形的成像圖像IM的直徑Di為12.8 mm。由於攝像畫素Px的尺寸為3.2 μm，因此與直徑Di的圓形的成像圖像IM的直徑Di對應的攝像畫素Px的排列數Ni為四千。

如此，由於利用四千個攝像畫素Px拍攝觀察區域OR的20 mm的長度，因此每一個攝像畫素Px的觀察長度為5 μm。於位於觀察區域OR的觀察對象為10-0號縫合線AY的情形時，線的直徑為20 μm至29 μm，但由於如上述般每一個攝像畫素Px的觀察長度為5 μm，因此10-0號縫合線AY由連續排列的至少四個以上的攝像畫素Px拍攝。即使為12-0號縫合線，作為線的直徑的算術平均的5 μm亦與每一個攝像畫素Px的觀察長度相同，因此能夠穩定地拍攝12-0號的線。即，於拍攝12-0號的線時，僅拍攝線的攝像畫素Px始終存在於線的寬度方向上，結果，僅拍攝線的攝像畫素Px的多個於線的長軸方向上不會中斷而排列。

包括由固體攝像裝置10拍攝的圖像的資訊的電氣訊號經由電纜41輸入至處理裝置40。於處理裝置40進行訊號處理，生成圖像顯示訊號。自處理裝置40輸出的圖像顯示訊號經由電纜42輸入至顯示裝置50，於顯示畫面51作為顯示圖像而顯示。顯示畫面51於X方向上排列七千六百八十個顯示畫素，於Y方向上排列四千三百二十個顯示畫素，由該等合計三千三百萬個以上的顯示畫素形成顯示圖像。故而，表示直徑Dr為20 mm的圓形觀察區域OR的圓形圖像DI全部顯示於顯示畫面51。

於顯示裝置50的顯示畫面51，作為一例，顯示有表示利用縫合線AY將口徑500 μm以下的淋巴管Ld吻合的狀態的圖像。縫合線AY利用鑷子T1及鑷子T2保持兩端，藉由牽引該等鑷子T1、鑷子T2，完成吻合處理。

於吻合處理中，如圖3所示，進行利用鑷子T1夾住直徑Dy的縫合線AY的作業。因此，若無法於顯示畫面51顯示縫合線AY，則無法進行吻合處理。對此，於本實施方式的醫療用顯微鏡裝置100的顯示裝置50的顯示畫面51中，觀察區域OR顯示為其直徑由四千個以上的顯示畫素數Nd表示的圓形圖像DI。藉由以此方式顯示，固體攝像元件21中拍攝的圖像不會降低解析度而顯示於顯示畫面51，能夠於顯示畫面51視認10-0號縫合線或12-0號縫合線。

圖4是表示使用本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置觀察到的圖像的具體例的圖。醫療用顯微鏡裝置100的固體攝像裝置10的固體攝像元件21的畫素數為橫七千六百八十個、縱四千三百二十個，畫素尺寸為3.2 μm。將使用該固體攝像裝置10拍攝的圖像顯示於具有顯示畫素數為橫七千六百八十個、縱四千三百二十個的顯示畫面51的顯示裝置50。故而，顯示畫面51中的每個顯示畫素的觀察長度與每個攝像畫素的觀察長度相同，為5 μm，於該顯示畫面51中，可顯示包括直徑20 mm的圓形觀察區域OR的橫38.4 mm、縱21.6 mm的區域。

圖4的（a）是將顯示於顯示畫面51的顯示圖像（每個顯示畫素的觀察長度：5 μm）的一部分數位變焦為四倍，進而進行以下所說明的填補處理而獲得的圖像。圖4的（b）是由圖4的（a）中以二點鏈線表示的四角包圍的部分的放大圖像。該部分於觀察區域OR中相當於橫8 mm、縱11 mm的大小，圖4的（b）中沿縱方向延伸的黑色線為10-0號縫合線AY。若將顯示圖像的一部分數位變焦為四倍，則由於原本的一個顯示畫素的圖像因變焦而顯示為十六個顯示畫素，因此顯示於顯示畫面51的圖像變粗。於為了改善該畫質降低而進行的填補處理中，基於變焦前的各顯示畫素的顏色資訊、及其顯示畫素周圍的多個顯示畫素的顏色資訊，對變焦後的十六個顯示畫素各者設定顏色資訊。因此，於利用填補處理而形成的十六個顯示畫素的顏色資訊中，不僅包含作為處理對象的放大前的一個顯示畫素的顏色資訊，亦包含周圍圖像的顏色資訊。該周圍圖像的顏色資訊的接收成為以下所說明的縫合線AY的顯示中斷的原因。

於由變焦前的一個顯示畫素顯示的觀察對象的長度比縫合線AY的直徑長的情形時，於顯示縫合線AY時，不存在僅顯示縫合線AY的顯示畫素。因此，於顯示縫合線AY的顯示畫素中，不僅包含縫合線AY，亦包含其周圍圖像的顏色資訊。其結果，顯示縫合線AY的顯示畫素的顏色資訊成為原本的縫合線AY的顏色資訊被周圍圖像的顏色資訊稀釋化的顏色資訊。

若於該狀態下進行數位變焦及填補處理，由於如上述般於填補處理中使用變焦前的顯示畫素周圍的顯示畫素的顏色資訊而生成十六個顯示畫素的個別顏色資訊，因此導致利用填補處理而獲得的十六個顯示圖像的顏色資訊中所包含的縫合線AY的顏色資訊的比率低於變焦前的顯示畫素中所包含的縫合線AY的顏色資訊的比率。若該比率的降低變得明顯，則對觀察者（術者）而言，無法認識到十六個顯示圖像顯示縫合線AY，於顯示圖像中產生縫合線AY於長軸方向上未連續顯示的「中斷」。該數位變焦時的縫合線AY的顯示中斷對進行吻合處理的術者而言為如下本質性問題：本應為需進行精細作業的放大顯示，但縫合線AY局部未顯示，因此不能繼續進行吻合處理。

與此相對，如本實施方式的醫療用顯微鏡裝置100般，於由一個顯示畫素顯示的觀察對象的長度為縫合線AY的直徑以下的情形時，僅顯示縫合線AY的顯示畫素於縫合線AY的長軸方向上連續地排列存在。因此，即使於數位變焦並進行填補處理的情形時，基於僅顯示該等縫合線AY的顯示畫素而生成的十六個顯示畫素中縫合線AY的周圍圖像的顏色資訊的含有比率亦不易變高。因此，於本實施方式的醫療用顯微鏡裝置100中，不易發生數位變焦時的縫合線AY的顯示中斷，能夠穩定地進行吻合處理。

圖4的（b）中為了確認縫合線AY的寬度由多少顯示畫素顯示，將圖4的（b）中由二點鏈線表示的四角所包圍的部分於圖5中放大顯示，進而，進一步放大於圖5中由二點鏈線所表示的四角所包圍的部分。其結果，如圖6所示，顯示圖像顯示為個別設定顏色的多個顯示畫素的集合體。由該圖像求出顯示縫合線AY的寬度方向的顯示畫素數。如圖6所示，由於雙箭頭所示的縫合線AY的寬度表示為縱方向的顯示畫素數為十三且橫方向的顯示畫素數為十六的矩形對角線，因此確認由約二十個顯示畫素顯示。該畫素數等於理論值，即使進行數位變焦及填補處理，亦確認適當顯示10-0號縫合線AY。即，10-0號縫合線AY的直徑為20 μm至29 μm且算術平均後約為25 μm，於圖4的（a）所示的等倍顯示圖像中，由於一個顯示畫素顯示的觀察對象的長度為5 μm，因此10-0號縫合線AY的寬度於圖4的（a）的顯示圖像中，算出為約由五個顯示畫素表示，於放大至四倍的圖6的顯示圖像中，算出為約由二十個顯示畫素表示。

如此，根據本實施方式的醫療用顯微鏡裝置100，不僅能夠將直徑20 mm的圓形狀的觀察區域OR顯示於顯示畫面51，亦能夠穩定地顯示如10-0號般細的縫合線AY。具體而言，即使數位變焦四倍並進行填補處理，於變焦圖像中亦不易產生縫合線的顯示中斷。

圖7係用於對本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置的其他構成進行說明的概略圖。於本實施方式的醫療用顯微鏡裝置100中，圓形觀察區域OR的直徑Dr成為25 mm。並且，形成於成像面FS的成像圖像IM的直徑Di亦成為25 mm。即，於本實施方式中，透鏡光學部30的透鏡光學系統LS為等倍成像系統。故而，於本實施方式中，與直徑Di的圓形成像圖像IM的直徑對應的攝像畫素Px的排列數Ni為七千六百八十，每個攝像畫素Px的觀察長度為3.2 μm。故而，於觀察區域OR為直徑20 mm的圓形狀的情形時，形成於固體攝像裝置10的成像面FS的觀察區域OR的影像為具有攝像畫素排列六千二百五十個的長度的直徑的圓形，觀察區域OR於顯示裝置50的顯示畫面51中，顯示為其直徑由六千二百五十個顯示畫素表示的圓形。由於該構成的解析度高於圖1所示的構成的解析度，因此當然能夠穩定地拍攝、顯示10-0號縫合線，關於12-0號縫合線亦能夠尤其穩定地拍攝、顯示。

於顯示裝置50的顯示畫面51中，顯示與直徑Dr為25 mm的圓形觀察區域OR對應的圓形圖像DI的一部分。具體而言，由於在作為顯示畫面51的短軸方向的Y方向上，顯示畫素數為四千三百二十個，因此13.8 mm的範圍的區域顯示於顯示畫面51作為觀察長度。故而，於本實施方式中，圓形圖像DI中的68%顯示於顯示畫面51，該顯示面積為觀察區域OR為直徑Dr20 mm的圓形的情形時的圓形圖像DI的面積（314 mm² ）的同等以上（1.05倍）。因此，能夠穩定地進行吻合處理。不如說由於每個顯示畫素的觀察長度為3.2 μm，因此顯示與圖1所示的圖像相比更鮮明的圖像。

圖8是使用醫療用顯微鏡裝置100，顯示橫30.72 mm、縱17.28 mm的觀察區域的圖像。於圖8中，由於顯示畫面51中顯示規尺，因此能夠準確確認5 mm的長度。若根據該顯示圖像計算，則每個攝像畫素的觀察長度為4 μm左右。規尺的上方顯示淋巴管Ld，淋巴管Ld的管徑由四十五個顯示畫素數表示，為180 μm左右。再者，於圖8中，於觀察區域OR為直徑20 mm的圓形的情形時的圓形圖像DI由雙虛線表示。由於每個攝像畫素的觀察長度為4 μm左右，因此形成於固體攝像裝置10的成像面FS的直徑20 mm的圓形觀察區域OR的影像為具有攝像畫素排列五千個的長度的直徑的圓形，該觀察區域OR於顯示裝置50的顯示畫面51中，成為其直徑由五千個顯示畫素表示的圓形。

表示利用12-0號縫合線AY縫合該淋巴管Ld的結果的圖像示於圖9。圖9的（a）是將包含圖8中的淋巴管Ld的橫1.6 mm、縱1.8 mm的觀察區域的顯示圖像數位變焦至四倍並且進行填補處理所獲得的圖像。故而，於圖9的（a）的圖像中，每個顯示畫素的觀察長度為1 μm。由圖9的（a）能夠確認淋巴管Ld由12-0號縫合線AY吻合。將該圖像局部放大，與圖6的情形同樣地，將12-0號縫合線AY顯示為個別設定顏色的多個畫素的集合體（圖9的（b））。

如圖9的（b）所示，由於12-0號縫合線AY的寬度方向的線寬由縱方向的顯示畫素數為九個、橫方向的顯示畫素數為五個所製作的矩形的對角線表示，因此顯示畫素數約為十個。若根據該顯示畫素數計算，則觀察的12-0號縫合線AY的寬度為10 μm左右。由於圖9的圖像為將圖8的圖像放大至四倍而得者，因此於圖8所示的顯示畫面51中，12-0號縫合線AY的寬度方向由二個至三個顯示畫素顯示。由於縫合線AY的顏色為與組織顏色大不相同的黑色，因此即使為2.5畫素左右的寬度，術者亦能夠充分視認。故而，即使於使用12-0號縫合線AY的情形時，亦能夠僅觀察顯示於顯示畫面51的圖像，同時進行淋巴管Ld的吻合處理。

圖10是用於對本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡中的鉛直方向與攝像光軸的關係進行說明的概略圖。

如圖1或圖7所示，於本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置100中，固體攝像裝置10以其光軸（攝像光軸OA）相對於鉛直方向VL以特定的角度（第一傾斜角）θ傾斜的方式配置。因此，若使鑷子等構件T於鉛直方向上移動特定的長度L1，則顯示畫面51上的移動長度L2為L1×cosθ。如此，由於鉛直方向VL的移動長度為cosθ倍，因此景深實效上成為1/cosθ倍的深度。

就將該效果（景深的實效性放大）特別顯在化的觀點而言，較佳為第一傾斜角θ為15度以上。另一方面，若第一傾斜角θ變得過大，則顯示圖像中的觀察對象（例如縫合針）的運動難以反映現實的運動，或者觀察對象周圍的物體干涉而難以將觀察對象恰當地顯示於顯示裝置50的顯示畫面51。故而，有時第一傾斜角θ較佳為設為60度以下。若考慮景深的實效性放大與顯示圖像的適當顯示的平衡，則第一傾斜角θ較佳為設為20度以上40度以下，更佳為設為30度±5度。

又，來自照射裝置60的照射光的光軸（照射光軸LA）與攝像光軸OA所成的角（第二傾斜角ψ）較佳為根據觀察對象與其周圍的鉛直方向上的距離而設定。通常，於醫療用顯微鏡裝置中，以拍攝的圖像中不產生影子的方式，進行使攝像光軸OA與照射光軸LA一致。尤其是於攝像畫素密度較低的情形時，於吻合對象物局部存在亮度降低的部分時，難以視覺性判別該部分的亮度降低是來源於鑷子T1、鑷子T2等其他構件的影子的重疊，或來源於吻合對象物本身的局部的形狀變化。因此，進行儘可能使觀察區域OR為無影狀態，減少賦予亮度變化的因素。

然而，就確保觀察對象物的立體感的觀點而言，觀察區域OR顯示為無影狀態的圖像顯然不佳。人類於觀察物體時，不僅根據觀察對象物的大小或與其他物體的重疊情況，亦根據由觀察對象物產生的影子或重疊於觀察對象物的影子的配置，把握觀察對象物的立體感。因此，若觀察對象物以無影狀態顯示，則術者難以把握立體感。具體說明，於觀察對象物為淋巴管Ld的情形時，由於其形狀為管狀，因此中央部與周邊相比凸起，結果難以把握中央部以何種程度突出。其即意味著於進行吻合處理時難以把握扎針的位置，對適當進行吻合處理而言成為負面因素。又，若顯示圖像為無影狀態，則由於對鑷子T1、鑷子T2沿著攝像光軸OA的方向的運動的感度降低，因此成為術者的過度動作的原因。

於本實施方式的醫療用顯微鏡裝置100中，如上所述，具有即使縫合線AY為12-0號亦能夠適當顯示於顯示畫面51程度的高解析度。故而，即使位於觀察區域OR內的物體局部存在亮度下降的部分，亦能夠視覺性識別該部分是來源於其物體的表面性狀的變化亦或是來源於影子。因此，於醫療用顯微鏡裝置100中，將攝像光軸OA與照射光軸LA積極錯開並於觀察區域OR產生影子，容易把握觀察對象物的立體感。

於將攝像光軸OA與照射光軸LA所構成的角度設為第二傾斜角ψ時，該第二傾斜角ψ較佳為如觀察對象的陰影的寬度為觀察對象的觀察寬度的最大長度以下，且為最大長度的1/2以上的角度。若第二傾斜角ψ過大，則來自照射裝置60的照射光無法照射觀察區域OR全域。其結果，與其說觀察區域OR全域的亮度變化變大，不如說妨礙把握立體感。再者，於照射裝置60具有多個光源的情形時，照射光軸LA基於由該等光源全體構成的照度分布而設定。

就適當確保術者的作業性的觀點而言，自固體攝像裝置10至對象物A的距離即工作距離WD較佳為200 mm以上。若工作距離WD變短，則存在照射裝置60的光源與對象物A的距離亦變短的傾向，因此來自光源的熱量容易到達對象物A。就抑制該熱量的影響的觀點而言，較佳為工作距離WD亦長。

（實施例1） 圖11是表示實施例1中的觀測角度θ與實際景深d'的關係的圖表，圖12是表示實施例1的實際景深d'的測定所使用的標尺的刻度間距與實際景深d'的關係的圖表，圖13是表示實施例1中的觀測角度θ與實際視野w'的關係的圖表。圖14是概念性表示設定觀測角度θ時的景深d、實際景深d'、及實際視野w'的關係的圖。於各圖中，關於透鏡I、透鏡II、透鏡III各者，將F值設定為8、11、16。

如圖14所示，觀測角度θ為固體攝像裝置10的攝像光軸OA相對於鉛直方向VL的傾斜角（第一傾斜角）。觀察的對象物A配置於作為鉛直方向VL與水平方向HL的交點的原點O。實際景深d'是使固體攝像裝置10中的景深d以沿著鉛直方向VL的方式進行角度轉換者，實際視野w'是使景深d以沿著水平方向HL的方式進行角度轉換的範圍。

照射裝置60以照射光沿著鉛直方向VL行進而照射至對象物A的方式配置。因而，照射裝置60的照射光軸LA與固體攝像裝置10的攝像光軸OA所成的角（第二傾斜角ψ）設定為與觀測角度θ相同。

如上所述，實際景深d'及實際視野w'能夠基於固體攝像裝置10中的景深d而算出，但實施例中以如下方式測定。

首先，作為固體攝像裝置10的透鏡，使用以下所示的透鏡與轉換器的組合的構成1～構成3。透鏡及轉換器以各者的光軸作為固體攝像裝置10的攝像光軸OA互相重疊的方式配置。 ＜構成1＞ （a）透鏡I 開放F值2.8、最小F值32、焦點距離60 mm、7組8片構成、視角39°40' （b）增距鏡TA 倍率2倍、4組5片、曝光倍數4倍（2光圈級數）

＜構成2＞ （a）透鏡II 開放F值2.8、最小F值32、8組9片、焦點距離100 mm、視角24°30' （b）增距鏡TB 倍率1.4倍、2組3片、曝光倍數2倍（1光圈級數）

＜構成3＞ （a）透鏡III 型號：Milvus 2/100M ZF.2（Carl Zeiss股份有限公司製造） 開放F值2.0、最小F值22、8組9片、焦點距離100 mm、視角25° （b）增距鏡TB 倍率1.4倍、2組3片、曝光倍數2倍（1光圈級數）

以相對於鉛直方向VL，構成觀測角度θ的方式配置透鏡及轉換器，利用8K拍攝以沿水平方向HL延伸的方式配置的標尺，基於該攝影圖像算出實際景深d'。於該攝影圖像中，於各畫素中灰階值產生振幅。該振幅於圖像鮮明的範圍、及不鮮明的範圍中，有極大差異。因此，為了判別該等兩個範圍，若針對振幅的大小設定臨限值，則可將振幅成為所述臨限值以上的範圍視為實際景深d'。

進而，如圖14所示，由於觀測角度θ、實際景深d'、及實際視野w'之間，以下關係式（1）、（2）、（3）成立，因此能夠根據觀測角度θ、及實際算出的實際景深d'算出實際視野w'。圖11及圖13是基於實際算出的實際景深d'所獲得的圖表。 w'＝d/sinθ   （1） d'cosθ＝d    （2） w'＝d'cosθ/sinθ （3）

又，作為標尺，使用刻度間距為0.067 mm、0.1 mm、0.2 mm此3種。圖12表示由刻度間距的差異引起的實際景深d'的變化。

如圖11所示，於將觀測角度θ設定為30度、45度、及60度的情形時，於所述構成1～構成3中，皆可相對於觀測角度θ算出實際景深d'。又，基於該等實際景深d'，如圖13所示，亦能夠算出實際視野w'。

如圖11所示，可知實際景深d'於構成1～構成3中皆隨著觀測角度θ的增加而變大，透鏡的F值越大，實際景深d'越大。又，亦可知焦點距離小的構成1（所述透鏡I）與構成2及構成3相比，實際景深d'變大。因而，可根據對象物A的形狀、觀察條件等，變更觀測角度θ、透鏡的焦點距離、透鏡的F值，設定所需的實際景深d'。

如圖12所示，可知即使為相同透鏡，標尺的刻度間距越大，實際景深d'亦越大。故而，由於實際景深d'可能因對象物A的形狀等發生變動，因此基於圖11的結果，選擇最佳的觀測角度θ、透鏡種類、F值等。

如圖13所示，實際視野w'於構成1～構成3中皆隨著觀測角度θ的增加而發生變化，尤其是於F值11的情形時，依次變小。又，可知透鏡的F值越大，則實際視野w'越大。又，亦可知焦點距離小的構成1（所述透鏡I）與構成2及構成3相比，實際視野w'變大。故而，可根據對象物A的形狀、觀察條件等，變更觀測角度θ、透鏡的焦點距離、透鏡的F值，設定所需的實際視野w'。

可根據圖11所示的實際景深d'的變化、及圖13所示的實際視野w'的變化設定依據對象物A的形狀、觀察條件等的更佳之觀測角度θ。

（實施例2） 圖15的（a）是概念性表示固體攝像裝置10的攝像光軸OA相對於鉛直方向VL的傾斜角（第一傾斜角θ（觀測角度））、照射裝置的照射光軸LA相對於攝像光軸OA的傾斜角（第二傾斜角ψ）、觀察對象SB、及陰影SD的寬度W10的關係的圖，圖15的（b）是概念性表示關於觀察對象SB、其周圍的後壁SC、及陰影SD的自固體攝像裝置10觀察的圖像的一部分的圖。如圖15的（a）所示，若針對觀察對象SB，沿著與照射光軸LA平行的照射方向LD提供光，沿著與攝像光軸OA平行的攝像方向OD觀測，則自鉛直方向VL觀察，於觀察對象SB的周圍且位於後側的後壁SC，如圖15（b）所示，產生寬度W10的陰影SD。此時，觀察對象SB以寬度W20觀察。以下亦將該寬度W20稱為觀察寬度W20。

圖16～圖18是針對每一第一傾斜角θ表示於圖15所示的條件下照射觀察對象SB時的陰影SD的寬度W10相對於照射光軸LA相對於攝像光軸OA的角度（第二傾斜角ψ）（橫軸）而言的變化（縱軸）的圖表。圖16表示作為觀察對象SB的淋巴管、與其周圍的後壁SC的鉛直方向VL上的距離L10為1.0 mm的情形，圖17表示觀察對象SB與後壁SC的距離L10為0.5 mm的情形。圖18表示觀察對象SB與後壁SC的距離L10為0 mm的情形，於該情形時，觀察對象SB的鉛直方向的下端SB1與後壁SC接觸。

圖16～圖18所示的模擬條件如下所示。 （1）作為觀察對象SB的淋巴管的直徑：0.5 mm （2）觀察對象SB（淋巴管）與後壁SC的距離L10（mm）：1.0（圖16）、0.5（圖17）、0（圖18） （3）第一傾斜角θ（度（deg））：30、45、60 （4）來自照射裝置的出射光為平行光，照射方向LD相對於照射光軸LA平行。 （5）照射光軸LA相對於攝像光軸OA的角度（第二傾斜角ψ）：0～90度（deg）（圖16～圖18的橫軸）

發明者等人藉由相對於攝像光軸OA傾斜照射光軸LA，產生陰影SD而發現觀察對象SB的立體感突出。進而，於利用固體攝像裝置10而得的圖像中，可知為了獲得適當的立體感，較佳為所述陰影SD的寬度W10為觀察對象SB的觀察寬度W20的最大長度以下，且為最大長度的1/2以上。原因在於，若陰影SD的寬度W10未滿最大長度的1/2則難以視認，若大於最大長度，相反則導致自實際的觀察對象SB的圖像背離而難以獲得立體感。

於圖16～圖18所示的例子中，由於作為觀察對象SB的淋巴管的直徑、即觀察對象SB的觀察寬度W20的最大長度為0.5 mm，若陰影SD的寬度W10（圖16～圖18的縱軸）為0.25 mm以上0.5 mm以下，則可獲得如上所述的較佳之立體感。

更具體而言，如圖16所示，於觀察對象SB（淋巴管）與後壁SC的距離L10為1.0 mm的情形（淋巴管的直徑的二倍的情形）時，於第一傾斜角θ為30度及45度時，較佳為第二傾斜角ψ（橫軸）約為10～25度的範圍，於第一傾斜角θ為60度時，較佳為第二傾斜角ψ約為8度～22度的範圍。

如圖17所示，於距離L10為0.5 mm的情形（等於淋巴管的直徑的情形）時，於第一傾斜角θ為30度時，較佳為第二傾斜角ψ（橫軸）約為20～42度的範圍，於第一傾斜角θ為45度時，較佳為第二傾斜角ψ約為20度～50度，於第一傾斜角θ為60度時，較佳為第二傾斜角ψ約為20度～55度的範圍。

如圖18所示，於距離L10為0 mm的情形（淋巴管與後壁SC接觸的情形）時，於第一傾斜角θ為30度時，較佳為第二傾斜角ψ（橫軸）約為60～80度的範圍，於第一傾斜角θ為45度時，較佳為第二傾斜角ψ約為80度～90度。另一方面，於第一傾斜角θ為60度時，於第二傾斜角ψ為0度～90度的範圍內，難以獲得最佳陰影。

如上所述，照射光軸LA與攝像光軸OA的傾斜角（第二傾斜角ψ）可對應觀察對象SB與其周圍的後壁SC的鉛直方向上的距離，設定對於獲得所述立體感而言較佳之範圍。進而，第二傾斜角ψ若設定為與使照射光軸LA及攝像光軸OA傾斜所引起的觀察對象SB的陰影SD的寬度W10為觀察對象SB的觀察寬度W20的最大長度以下且為最大長度的1/2以上相對應的範圍，則容易視認，並且能夠獲得具有較佳立體感的圖像。又，於觀察對象SB與其周圍的後壁SC的鉛直方向VL上的距離D10為零的情形時，第二傾斜角ψ於第一傾斜角θ為30度時，約為60度以上80度以下，隨著觀察對象SB與其周圍的後壁SC的鉛直方向VL上的距離增大，較佳為第二傾斜角ψ設定變小。

100:醫療用顯微鏡裝置 10:固體攝像裝置 20:攝像部 21:固體攝像元件 30:透鏡光學部 40:處理裝置 41:電纜 42:電纜 50:顯示裝置 51:顯示畫面 60:照射裝置 A:對象物 AY:縫合線 d:景深 d':實際景深 DI:圓形圖像 Dr:觀察區域OR的直徑 Di:成像圖像IM的直徑 Ds:攝像畫素的尺寸 Dy:縫合線的直徑 FS:成像面 IM、IM0:成像圖像 L10:鉛直方向上的觀察對象與其周圍的距離 LA:照射光軸 LD:照射方向 LS:透鏡光學系統 Ld:淋巴管 Nd:顯示畫素數 Ni:攝像畫素的排列數 OA:攝像光軸 OD:攝像方向 OR:觀察區域 OR0:可觀察區域 Px:攝像畫素 SA:處理區域 SB:觀察對象 SB1:觀察對象的下端 SC:後壁（觀察對象的周圍） SD:陰影 T:構件 T1、T2:鑷子 VL:鉛直方向 HL:水平方向 O:原點 w':實際視野 W10:陰影的寬度 W20:觀察對象的寬度（觀察寬度） WD:工作距離 θ:第一傾斜角（觀測角度） ψ:第二傾斜角

圖1是用於對本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置的構成進行說明的概略圖。 圖2是本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡，圖2的（a）是用於對形成於固體攝像元件的成像面的觀察區域的影像進行說明的概略圖，圖2的（b）是用於對顯示裝置的顯示圖像進行說明的概略圖。 圖3是表示使用本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置觀察到的圖像的具體例的圖。 圖4是表示利用本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置所得，圖4的（a）是縫合線的觀察狀態的圖像，及圖4的（b）是圖4的（a）的一部分的放大圖像。 圖5是圖4的（b）所示圖像的局部放大顯示的圖像。 圖6是圖5所示圖像的局部放大顯示的圖像。 圖7是用於對本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置的其他構成進行說明的概略圖。 圖8是使用本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置拍攝的顯示橫30.72 mm、縱17.28 mm的觀察區域的圖像。 圖9是使用本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡裝置拍攝的表示利用12-0號縫合線縫合淋巴管的結果的圖像。 圖10是用於對本發明的一實施方式的醫療用顯微鏡中的攝像光軸與鉛直方向及照射光軸的關係進行說明的概略圖。 圖11是表示實施例1中的觀測角度θ與實際景深d'的關係的圖表。 圖12是表示實施例1的實際景深d'的測定所使用的標尺的刻度間距與實際景深d'的關係的圖表。 圖13是表示實施例1中的觀測角度θ與實際視野w'的關係的圖表。 圖14是概念性表示設定觀測角度θ時的景深d、實際景深d'、及實際視野w'的關係的圖。 圖15的（a）是概念性表示固體攝像裝置的攝像光軸相對於鉛直方向的傾斜角、照射裝置的照射光軸相對於攝像光軸的傾斜角、觀察對象、及陰影寬度的關係的圖，圖15的（b）是概念性表示關於觀察對象、其周圍的後壁、及陰影的自固體攝像裝置觀察的圖像的一部分的圖。 圖16是針對每一第一傾斜角表示於圖15所示的條件下照射觀察對象時的陰影寬度相對於照射光軸相對於攝像光軸的角度而言的變化的圖表，且是表示觀察對象、與其周圍的鉛直方向上的距離為1.0 mm的情形的圖表。 圖17是針對每一第一傾斜角表示於圖15所示的條件下照射觀察對象時的陰影寬度相對於照射光軸相對於攝像光軸的角度而言的變化的圖表，且是表示觀察對象、與其周圍的鉛直方向上的距離為0.5 mm的情形的圖表。 圖18是針對每一第一傾斜角表示於圖15所示的條件下照射觀察對象時的陰影寬度相對於照射光軸相對於攝像光軸的角度而言的變化的圖表，且是表示觀察對象、與其周圍的鉛直方向上的距離為0 mm的情形的圖表。

100:醫療用顯微鏡裝置

10:固體攝像裝置

20:攝像部

21:固體攝像元件

30:透鏡光學部

40:處理裝置

41:電纜

42:電纜

50:顯示裝置

51:顯示畫面

A:對象物

AY:縫合線

DI:圓形圖像

Dr:觀察區域OR的直徑

Di:成像圖像IM的直徑

FS:成像面

IM、IM0:成像圖像

Ld:淋巴管

LS:透鏡光學系統

OA:攝像光軸

OR:觀察區域

OR0:可觀察區域

SA:處理區域

T1、T2:鑷子

VL:鉛直方向

θ:第一傾斜角(觀測角度)

Claims (4)

1. 一種醫療用顯微鏡裝置，包括固體攝像裝置及顯示裝置，所述固體攝像裝置具有攝像部及透鏡光學部，且所述固體攝像裝置拍攝包括觀察對象的領域，所述顯示裝置顯示由所述攝像部拍攝的所述領域，且所述攝像部包括將分別具有光電轉換元件的多個畫素呈矩陣狀排列於成像面上的固體攝像元件，利用所述固體攝像裝置拍攝直徑20毫米的圓形觀察區域並顯示於所述顯示裝置所包括的顯示畫面時，形成於所述固體攝像裝置的成像面的所述觀察區域的影像為具有所述畫素排列四千個以上的長度的直徑的圓形，所述觀察區域於所述顯示裝置的所述顯示畫面中，成為其直徑由四千個以上顯示畫素表示的圓形，所述醫療用顯微鏡裝置更包括照射所述觀察對象的照射裝置，所述照射裝置的照射光軸與所述固體攝像裝置的攝像光軸的傾斜角對應所述觀察對象與其周圍的鉛直方向上的距離而設定，所述傾斜角設定為與使所述照射光軸及所述攝像光軸傾斜所引起的所述觀察對象的陰影的寬度為所述觀察對象的觀察寬度的最大長度以下，且為所述最大長度的1/2以上相對應的範圍，於所述觀察對象與其周圍的鉛直方向上的距離為零的情形時，所述傾斜角為60度以上80度以下，隨著所述觀察對象與其周圍的鉛直方向上的距離增大，所述傾斜角設定變小。
2. 如請求項1所述的醫療用顯微鏡裝置，其中所述顯示裝置的顯示畫面中的短軸方向的顯示畫素數為所述固體攝像元件的短軸方向的畫素數以上。
3. 如請求項1或請求項2所述的醫療用顯微鏡裝置，其中所述觀察對象與所述固體攝像裝置的距離為200毫米以上。
4. 如請求項1或請求項2所述的醫療用顯微鏡裝置，其中所述固體攝像裝置的攝像光軸相對於鉛直方向傾斜15度以上60度以下。

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