(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体内部に先端が挿入され、生体外に配された光源からの光を該生体内部に導入し該生体内部の観察部に照射せしめる導入管と、
前記観察部を撮像し該観察部を示す画像信号を出力する撮像手段と、
コンピュータトモグラフィ装置と、該コンピュータトモグラフィ装置により得られる画像から、前記観察部の形状および前記導入管より出射される前記光の出射部の位置のデータを求め、前記観察部と前記出射部との相対的な位置関係を算出する演算手段とから成る計測手段と、
該計測手段の出力と、あらかじめ測定された前記出射部から出射される光の照度分布とに基づいて、前記画像信号に含まれる前記光の前記観察部における照度分布の不均一性に起因する前記画像信号の強度のむらを解析し、該画像信号から前記画像信号の強度のむらを除去するように補正する画像処理手段とを備えたことを特徴とする内視鏡装置。
【請求項２】
生体内部に先端が挿入され、生体外に配された光源からの光を該生体内部に導入し該生体内部の観察部に照射せしめる導入管と、
前記観察部を撮像し該観察部を示す画像信号を出力する撮像手段と、
コンピュータトモグラフィ装置と、該コンピュータトモグラフィ装置により得られる画像から、前記観察部の形状および前記導入管より出射される前記光の出射部の位置のデータを求め、前記観察部と前記出射部との相対的な位置関係を算出する演算手段とから成る計測手段と、
該計測手段の出力とあらかじめ測定された前記出射部から出射される光の照度分布とに基づいて、前記画像信号に含まれる前記光の前記観察部の正反射光に起因する該観察部の正反射像を解析し、該画像信号から前記正反射像を除去するように補正する画像処理手段とを備えたことを特徴とする内視鏡装置。
【請求項３】
前記画像信号が、前記光源より発せられた照明光に照射された前記観察部の通常像を示す画像信号であることを特徴とする請求項１または２記載の内視鏡装置。
【請求項４】
前記画像信号が、蛍光を発する光感受性物質を吸収している前記観察部に対して、該光感受性物質の励起波長領域にある前記光源より発せられた励起光を照射し、そのとき該観察部から発せられた蛍光を検出して得られる該観察部の蛍光像を示す画像信号であることを特徴とする請求項１記載の内視鏡装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は生体内部を観察するための内視鏡装置、特に内視鏡における照度分布に応じた補正を行う画像処理に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、生体内部を観察したり、また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。この内視鏡を使用して生体内部を観察するために、通常、生体外部に配された照明光源から発せられた光を可撓性の導入管に収納された光ファイバよりなるライトガイドを介して生体内に導き観察部を照射する。通常像撮像手段が、この観察部で反射した照明光により観察部の通常像を撮像し、この撮像手段の出力をＣＲＴ等よりなる画像表示手段に表示する。そこで術者は、この画像表示手段に表示された通常像を参考にして生体内部における観察部の診断を行うことができる。
【０００３】
一方、従来より、一般にＰＤＤ（Photodynamic Diagnosis）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内部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、この蛍光による画像を表示して腫瘍部分を診断する技術である。
【０００４】
例えば特公昭６３−９４６４号、特開平１−１３６６３０号、特開平７−５９７８３号には、このＰＤＤを行なうための蛍光画像診断装置が開示されている。この種の蛍光画像診断装置は基本的に、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観察部に対して照射する励起光照射手段と、光感受性物質が発する蛍光を検出して観察部の蛍光像を撮像する手段と、この撮像手段の出力を受けてこの蛍光像を表示する画像表示手段とからなるものであり、多くの場合、体腔内部に挿入される内視鏡等に組み込まれた形に構成される。ここで、撮像された観察部の蛍光像を画像表示手段に表示させると、光感受性物質が腫瘍親和性を有することにより、腫瘍の浸潤範囲が蛍光像として示される。そこで術者はこの表示画像を参考にして腫瘍の浸潤範囲を把握し、適切な切除範囲を決定することができる。
【０００５】
これら内視鏡や蛍光診断装置（以下、「内視鏡装置」という）を使用して治療操作を行う場合には、観察部の腫瘍部分の位置を特定するため生体内部に挿入された内視鏡先端部の生体での位置を正確に把握したいという要求がある。通常は、内視鏡装置の導入管の挿入長さに基づいて観察部の位置を特定しており、術者の経験を必要としている。
【０００６】
ところで、生体の部位には凹凸が有り、照明光照射系や励起光照射系から観察部までの距離が均一ではない事と照射光の光軸に対し生体の部位との角度が一定でないために、観察部における光の照度は一般に不均一である。このように光の照度が不均一であると、光の照度の高低に応じて反射光や蛍光の強度が変化するので、画像表示手段に表示される通常像や蛍光像は観察部の状態を正確に表わしたものとはならず、観察部の腫瘍部分の診断を誤ることもあり得る。
【０００７】
そこで、このような光の照度分布の不均一性に起因する通常像や蛍光像のむらを除去するために、例えば特開昭６２−２４７２３２号、特公平３−５８７２９号に示されるように、蛍光像を撮像する際に観察部で反射した励起光による反射像も撮像し、蛍光画像信号を、この反射像を示す画像信号で割算して規格化する方法や、本出願人による特願平８−１０９３６９号に示されるように、生体内部の観察部に波長６５０ｎｍ以上の近赤外光を照射し観察部で反射した近赤外光を検出して観察部の近赤外像を撮像し、蛍光画像信号を、この近赤外像を示す画像信号に基づいて各画素毎に規格化する方法が提案されている。
【０００８】
しかし、蛍光診断装置において通常用いられる励起光の波長範囲は、紫外部から可視部（３００〜６００ｎｍ程度）にあり、このような励起光は人体等の生体に大きく吸収されてしまうことが知られている（特願平８−１０９３６９号明細書参照）。従って、励起光が生体に大きく吸収されると、前記反射像を示す画像信号は励起光照度分布だけではなく、この吸収の分布も反映したものとなってしまう。そのため、この反射像を示す画像信号を用いて前述の規格化を行っても、励起光の照度分布の不均一性に起因する蛍光像のむらを正確に除去することは不可能となる。一方、波長６５０ｎｍ以上の近赤外光は、生体での吸収が少ないという点では優れているが、励起光と近赤外光の波長が異なることから同じ光学系を用いて観察部を照射する場合、照射領域が異なるという問題を有する。従って、近赤外像を示す画像信号に基づいて各画素毎に前述の規格化を行っても、励起光の照度分布の不均一性に起因する蛍光像のむらを正確に除去することは依然として不可能である。
【０００９】
一方、上述のいずれの方法も、観察部における反射光による反射像を示す画像信号に基づいて蛍光画像信号の規格化を行う方法であるが、反射像には反射光に含まれる正反射光による成分も含まれるため、観察部における励起光の照度分布がたとえ均一であったとしても、規格化された信号は強度のむらを生じるという問題を有する。これは以下の理由による。
【００１０】
蛍光には指向性がないから、反射像を示す画像信号で蛍光画像信号を規格化する場合には指向性のない反射光による反射像を示す画像信号を使用する必要がある。反射光は、観察部での表面反射光（正反射光）とこの正反射光を除いた拡散反射光よりなるため、前記観察部の反射像は、観察部での正反射光と拡散反射光に依存する成分を重畳した像として得られる。一般には、この拡散反射光の指向性は、蛍光と同様に指向性がない。従って、蛍光画像信号の規格化を正確に行うためには、正反射光による成分を除去した拡散反射光に依存する成分のみの反射像を示す画像信号で前述の正規化を行う必要がある。
【００１１】
この正反射光による成分を除去する方法として、例えば特開昭６２−２４７２３２号に示されるように、偏光フィルタで正反射光と拡散反射光に依存する成分を分離、検出する方法が知られている。しかし、正反射光の強度は励起光が観察部に入射する角度に依存するため、偏光フィルタの回転角度を一定にした場合、凹凸を有する観察部の反射像から正反射光に依存する成分を完全に除去することは困難である。
【００１２】
また、照明光光学系においても、生体内部の観察部の凹凸により照明光照度分布が不均一となる問題を有している。従って、照明光の照度の高低に応じて観察部での反射光の強度が変化するので、画像表示手段に表示される通常像は輝度や色相にむらを生じる。また、生体内部の観察部における照明光の反射光は、観察部での正反射光とこの正反射光を除いた拡散反射光よりなり、観察部を正確に診断するに際しては、この正反射光に依存する成分を除去する必要もある。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、生体内部の観察部における照明光や励起光の照度分布の不均一性に起因する画像信号のむらを除去可能ならしめるとともに、この観察部の正反射光に起因する正反射像の除去も可能ならしめ、前記生体内部の観察部の状態を精度よく観察することのできる内視鏡装置を提供することを目的とする。また、本発明は生体内部の観察部の位置の特定を容易ならしめる内視鏡装置を提供することを目的とすものである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明による内視鏡装置は、
生体内部に先端が挿入され、生体外に配された光源からの光をこの生体内部に導入し、この生体内部の観察部に照射せしめる導入管と、
前記観察部を撮像し、この観察部を示す画像信号を出力する撮像手段と、
前記観察部と前記導入管より出射される前記光の出射部との相対的な位置関係を求める計測手段と、
この計測手段の出力とあらかじめ測定された前記出射部から出射される照射光の特性に基づいて前記画像信号に含まれる擬似成分を解析し、この画像信号からこの擬似成分を除去するように補正する画像処理手段とを備えたことを特徴とするものである。
【００１５】
ここで、「画像信号に含まれる擬似成分」とは、前記観察部と前記導入管より出射される前記光の出射部との相対的な位置関係に応じて前記光に起因して発生する画像信号の成分であって、本来、画像信号として表出してはならない不要な成分である。
【００１６】
なお、前記画像信号は、前記光源より発せられた照明光に照射された前記観察部の通常像を示す画像信号、または、蛍光を発する光感受性物質を吸収している前記観察部に対して、この光感受性物質の励起波長領域にある前記光源より発せられた励起光を照射し、そのときこの観察部から発せられた蛍光を検出して得られるこの観察部の蛍光像を示す画像信号であることが望ましい。この際、この画像信号は、いずれか一方に限るものではなく、通常像を示す画像信号および蛍光像を示す画像信号の両方であってもかまわない。
【００１７】
また、前記擬似成分は、前記光の前記観察部の正反射光に起因するこの観察部の正反射像および／または前記光の前記観察部の照度分布に起因する前記画像信号のむらであることが望ましく、さらに詳細には、この画像信号のむらが、この画像信号の強度および／または色調のむらであることが望ましい。
【００１８】
また、前記計測手段としては、コンピュータトモグラフィ装置と、
このコンピュータトモグラフィ装置より得られる前記観察部の形状および前記導入管より出射される前記光の出射部の前記観察部の位置のデータに基づいて前記観察部と前記導入管より出射される前記光の出射部との相対的な位置関係を算出する演算手段とから構成されることが望ましい。
【００１９】
【発明の効果】
上記構成を有する本発明の内視鏡装置においては、この内視鏡装置の導入管より生体内部の観察部へ出射される光の出射部とこの観察部との相対的な位置関係、例えば距離や傾き等を計測手段によって求めることができるので、この計測手段の出力とあらかじめ測定された前記出射部から出射される照射光の特性に基づいて前記観察部を示す画像信号に含まれる擬似成分を解析し、画像処理手段によってこの画像信号から擬似成分を除去することができる。従って、この画像処理手段より得られる補正された画像信号は、生体内部の観察部を示す画像信号として不要な成分を含まない。
【００２０】
例えば、画像信号が観察部の通常像を示す画像信号である場合は、照明光の照度分布の不均一性に起因する輝度や色相のむらを除去することができ、さらに、正反射光に起因する輝度のむらも除去できる。
【００２１】
また、画像信号が観察部の蛍光像を示す画像信号である場合は、励起光の照度分布の不均一性に起因する蛍光強度のむらを除去することができる。
【００２２】
また、照射部と観察部の距離が客観的に測定されるため、観察部の位置の特定が容易となる。
【００２３】
従って、本発明による内視鏡装置を医療現場で使用すれば、生体内部の観察部の位置を特定しつつこの観察部の通常像や蛍光像を良好な映像として画像表示装置に表示することができるため、診断の精度を向上させることができる。また、術者はこの表示画像を参考にして腫瘍の浸潤範囲を把握し、適切な切除範囲を決定することができる。
【００２４】
一方、本発明においては、計測手段を生体外部に配することもできる。この場合、Ｘ線ＣＴ、超音波診断装置、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置、ＰＥＴ（ポジトロン・エミッション・トモグラフィ）、ＳＰＥＣＴ（シングル・フォトン・エミッション・コンピュータ・トモグラフィ）等の各種コンピュータ・トモグラフィ装置（以下「ＣＴ装置」という）を使用することが可能である。ＣＴ装置を使うことにより生体内部の観察部へ出射される光の出射部とこの観察部との相対的な位置関係を精度良く測定することができ、また、挿入した内視鏡の生体内部の位置も正確に把握できるため、導入管の挿入長さに頼ることなく観察部の位置の特定を行うことができる。さらに、内視鏡装置の映像とＣＴ装置の映像を画像表示装置に同時に表示できるので、この両映像を比較、検討することにより、さらに診断の精度を高めることが可能となる。
【００２５】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。図１は、本発明による内視鏡装置の実施の形態を示すブロック図である。この内視鏡装置は、内視鏡20と、生体外に配設されたＸ線ＣＴ装置本体30、Ｘ線源32、およびＸ線検出器34からなるＸ線ＣＴ装置と、励起光用光源12、画像処理装置14、演算装置16よりなり生体外に配された制御装置10と、画像信号を表示する画像表示装置40、42とにより構成される。
【００２６】
内視鏡20は可撓性を有する導入管20ａを有しており、この導入管20ａの先端部が生体50の内部の観察部52の近傍まで挿入されている。励起光Ｌ１が制御装置10を構成する励起光用光源12から発せられ、ライトガイド13を介して内視鏡20へ導かれ、さらに導入管20ａに納められたライトガイド（図示せず）を介して導入管20ａの先端の励起光照射部まで導かれ、観察部52を照射する。導入管20ａの先端部には、励起光Ｌ１が照射されたことにより観察部52から発せられる蛍光を検出して蛍光像を撮像する蛍光像撮像手段（図示せず）が配設されており、この蛍光像撮像手段が蛍光像を示す蛍光映像信号Ｓ１を出力する。蛍光映像信号Ｓ１は、導入管20ａを介して生体外に導かれ制御装置10を構成する画像処理装置14へ入力される。
【００２７】
一方、Ｘ線源32およびＸ線検出器34が、生体50の内部の観察部52および導入管20ａの先端の励起光照射部を断層観察し得るように、Ｘ線ＣＴ装置本体30からの制御信号Ｓ６に基づいて移動可能なように生体50を中心に対向して配設されている。Ｘ線検出器34は、Ｘ線源32より発せられたＸ線のうち生体50を透過した成分を検出するものであり、Ｘ線検出器34の出力Ｓ５がＸ線ＣＴ装置本体30に入力されている。Ｘ線ＣＴ装置本体30は、測定データＤ１を制御装置10を構成する演算装置16へ出力するとともに、生体50の内部の観察部52および導入管20ａの先端部の励起光照射部の断層像を示すＣＴ像映像信号Ｓ７をＣＴ画像表示装置42へ出力する。
【００２８】
演算装置16は、演算結果である照度分布データＤ２を画像処理装置14へ出力し、画像処理装置14が、強度補正された蛍光像映像信号Ｓ３を画像表示装置40へ出力する。
【００２９】
なお、導入管20ａの先端の励起光照射部における励起光Ｌ１の照射特性データＤ３が、あらかじめ測定されており、演算装置16を構成する記憶素子（図示せず）に記憶されている。
【００３０】
以下、上記構成の内視鏡装置の作用について説明する。生体50の内部の観察部52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。
【００３１】
生体外に配された制御装置10を構成する励起光用光源12から発せられる励起光Ｌ１は、ライトガイド13を介して内視鏡20へ導かれ、さらに導入管20ａに納められたライトガイド（図示せず）を介して導入管20ａの先端の励起光照射部まで導かれ、観察部52を照射する。励起光Ｌ１が観察部52に照射されると、上記光感受性物質から蛍光が発せられ、この蛍光により導入管20ａの先端部に配設された蛍光像撮像手段（図示せず）が観察部52の蛍光像を撮像し、この観察部52の蛍光像を示す蛍光映像信号Ｓ１を出力する。蛍光映像信号Ｓ１は、導入管20ａを介して生体外に導かれ制御装置10を構成する画像処理装置14へ入力されている。
【００３２】
一方、Ｘ線ＣＴ装置本体30は、制御信号Ｓ６によりＸ線源32およびＸ線検出器34を少しずつ移動させつつ、Ｘ線源32から生体50にＸ線を照射しながら、生体50を透過したＸ線をＸ線検出器34により検出することにより、生体50の内部の観察部52および導入管20ａの先端部の励起光照射部の断層像（ＣＴ像）を撮像する。このようなＸ線ＣＴ装置により、生体50を輪切りするようにＣＴ像を何枚も撮像することによって、生体50の内部の観察部52および導入管20ａの先端部の励起光照射部を立体的に観察し得るようになる。従って、それぞれのＣＴ像とＸ線源32およびＸ線検出器34の移動距離から、演算処理によって生体50の内部の観察部52と導入管20ａの先端部の励起光照射部との距離と傾き、および観察部52の形状を測定することができる。この演算処理は通常Ｘ線ＣＴ装置本体30の一部を構成するコンピュータにより行うことができる。また、後述の演算装置16によって行うことも可能である。この場合は、前記ＣＴ像を示す信号および前記Ｘ線源32およびＸ線検出器34の移動距離を示すデータを演算装置16へ入力させればよい。
【００３３】
Ｘ線ＣＴ装置により得られる生体50の内部の観察部52と導入管20ａの先端部の励起光照射部との距離と傾き、および観察部52の形状の測定データＤ１は演算装置16へ入力される。演算装置16は、測定データＤ１中の距離のデータおよび導入管20ａの先端部の励起光照射部における励起光Ｌ１の照射特性データＤ３に基づいて、観察部52における励起光照度分布を以下のように解析し、照度分布データＤ２を算出する。励起光Ｌ１の照射特性データＤ３はあらかじめ測定されており、観察部52が平坦であれば励起光Ｌ１の照射特性データＤ３がそのまま観察部52の励起光照度分布として与えられる。しかし、一般には、観察部52は平坦ではなく凹凸を有する。この場合は、励起光の観察部52へ照射される励起光密度は距離の２乗に反比例することが知られており、観察部52と導入管20ａの先端部の励起光照射部との距離のデータＤ１と、励起光Ｌ１の照射特性のデータＤ３より、観察部52の励起光照度分布を演算により算出することができる。従って、観察部52における照度分布データＤ２が正確に求められる。蛍光像は、励起光の強度にほぼ比例することは周知である。画像処理装置14は、この照度分布データＤ２に基づき蛍光像映像信号Ｓ１に対して強度補正を行い、強度補正のされた蛍光像映像信号Ｓ３を画像表示装置40へ入力する。これにより、観察部52における励起光の照度分布の不均一性に起因する蛍光強度のむらが除去され、精度の良い蛍光画像を画像表示装置40に表示することができる。また、Ｘ線ＣＴ装置により得られる観察部52のＣＴ像が、Ｘ線ＣＴ装置本体30よりＣＴ像映像信号Ｓ７としてＣＴ画像表示装置42に入力されＣＴ像が表示されているため、同時に表示されたＣＴ像と蛍光像とを比較することができ、一層精度の良い診断が可能となる。従って、この内視鏡装置を生体内部の腫瘍の診断、治療に使用することにより、診断の精度を向上させることができ、術者は、これら表示画像を参考にして腫瘍の浸潤範囲を把握し、適切な切除範囲を決定し切除することができる。
【００３４】
なお、本発明による内視鏡装置は、上述した実施例の構成に限定されるものではなく、この発明の範囲内で種々変形可能である。例えば、照明光による通常像を撮像する場合にあって、観察部52における照明光の照度分布の不均一性に起因する通常画像の輝度や色相のむらを上述と同様な方法により除去することができる。
【００３５】
さらに、照明光の観察部52における正反射光による正反射像の成分を以下のように解析し、通常像に含まれる正反射像を除去することも可能である。正反射光は、照明光が観察部52へ入射する角度に等しい角度で、観察部52の表面から反射していく光である。従って、距離、傾きおよび形状の測定データＤ１中の傾きおよび形状のデータより、照明光が観察部52へ入射する角度が算出でき正反射光の反射角度も算出できる。一方、正反射光の強度は照明光の強度に比例するから、前述と同様に、演算装置16は、観察部52における照明光の照度分布を正確に算出し、正反射光の反射角度に基づいて正反射像を正確に解析することができる。画像処理装置14は、この解析結果に基づいて、通常像に含まれる正反射像の成分を精度良く除去することができる。これにより、観察部52における照明光の正反射光に起因する通常像の輝度のむらが除去され、精度の良い通常像を画像表示装置40に表示することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態である内視鏡装置を示すブロック図
【符号の説明】
10    制御装置
12    励起光用光源
13    ライトガイド
14    画像処理装置
16    演算装置
20    内視鏡
20ａ  導入管
30    Ｘ線ＣＴ装置本体
32    Ｘ線源
34    Ｘ線検出器
40    画像表示装置
42    ＣＴ画像表示装置
50    生体
52    観察部
Ｌ１  励起光
Ｄ１  距離、傾きおよび形状の測定データ
Ｄ２  照度分布データ
Ｓ１  蛍光像映像信号
Ｓ３  強度補正のされた蛍光像映像信号
Ｓ５  Ｘ線検出信号
Ｓ６  制御信号
Ｓ７  ＣＴ像映像信号
【図１】
0003662367.tif 000002