光計測システムおよび光計測方法
【課題】吸光成分濃度の推定の確からしさを高める。
【解決手段】光計測システムの一例として示す電子内視鏡システム１５では、被観察部位に励起光を照射して血管に注入されたインドシアニングリーンを励起発光させ、これを撮像して得た撮像信号に基づき、被観察部位表面からの血管の深さを推定する。また、被観察部位に波長帯域の異なる少なくとも二種の狭帯域光を照射して得た撮像信号に基づき、血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定する。酸素飽和度を推定する際には、血管深さ推定の結果に適合した観察条件となるよう酸素飽和度の推定アルゴリズムを変更する。
【解決手段】光計測システムの一例として示す電子内視鏡システム１５では、被観察部位に励起光を照射して血管に注入されたインドシアニングリーンを励起発光させ、これを撮像して得た撮像信号に基づき、被観察部位表面からの血管の深さを推定する。また、被観察部位に波長帯域の異なる少なくとも二種の狭帯域光を照射して得た撮像信号に基づき、血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定する。酸素飽和度を推定する際には、血管深さ推定の結果に適合した観察条件となるよう酸素飽和度の推定アルゴリズムを変更する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体の被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さ、および物体に含まれる物質の吸光成分濃度を計測する光計測システムおよび光計測方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療、工業分野において様々な光計測が行われている。その代表例として内視鏡を利用した検査が挙げられる。周知の如く、内視鏡は被検体内に挿入する挿入部の先端部から被検体の被観察部位に照明光を照射し、被観察部位の像を撮像する。
【０００３】
従来、照明光の光源にはキセノンランプやメタルハライドランプ等の白色光源が用いられていたが、病変の発見を容易にするために狭い波長帯域の光（狭帯域光）を被観察部位に照射し、その反射光を画像化して観察する手法が脚光を浴びている。また、狭帯域光を照射して得られた撮像信号に基づき、血管中のヘモグロビンの酸素飽和度といった吸光成分濃度や被観察部位表面からの血管の深さの情報を取得する方法も鋭意研究されている（特許文献１、２参照）。
【０００４】
特許文献１では、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光度の等吸収波長８０５ｎｍの両側の波長７８０ｎｍ（第一の波長）、８３０ｎｍ（第二の波長）の光を被観察部位に照射し、それぞれの場合の被観察部位からの反射光の光量の差分演算を行っている。酸化ヘモグロビンのときは差分演算の結果は＋、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの中間状態のときはゼロ、還元ヘモグロビンのときは−となる。この差分演算結果を元に、赤血球が毛細血管内を移動しているときの過渡的な酸素結合率に対応する値を測定している。
【０００５】
特許文献２では、連続的に異なる方向から生体内組織に光を照射し、生体内組織中の蛍光物質からの蛍光を異なる角度から撮像して、得られた画像を元に生体内組織中の腫瘍等の表面からの深さを推定している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００６−３２６１５３号公報
【特許文献２】ＷＯ２００６／０６２８９５
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
血管中の酸化ヘモグロビンまたは還元ヘモグロビン等の吸光成分濃度を推定する際には、使用する狭帯域光の波長セットや推定アルゴリズムは大体固定されている。しかし、光には波長に応じて深達度が変わる特性があるため、観察対象の深さに適合しない波長セットや推定アルゴリズムを用いた場合は、推定の妥当性、信頼性が揺らぐおそれがある。
【０００８】
特許文献１では、吸光成分濃度の推定の妥当性、信頼性を担保する手立ては講じられていない。特許文献２は深さを推定するものであり、吸光成分濃度を推定するものではない。このため、特許文献１、２の技術を組み合わせたとしても、吸光成分濃度の推定の妥当性、信頼性を確保するという課題を解決することはできない。
【０００９】
本発明は上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、吸光成分濃度の推定の確からしさを高めることにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、本発明の光計測システムは、被観察部位からの発光または反射波を撮像して第一撮像信号を出力する第一撮像部と、第一撮像信号を用いた第一推定アルゴリズムに基づき、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定する第一推定部と、被観察部位に光を照射する第一照射部と、前記第一照射部から発せられた光の被観察部位からの反射光を撮像して第二撮像信号を出力する第二撮像部と、第二撮像信号を用いた第二推定アルゴリズムに基づき、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する第二推定部と、第二推定アルゴリズムを前記第一推定部の推定結果に適合したものに変更する設定部とを備えることを特徴とする。
【００１１】
前記第二推定部は、前記第一照射部から被観察部位に波長帯域の異なる少なくとも二種の光を照射して前記第二撮像部で得た第二撮像信号に基づき推定を行う。
【００１２】
前記第一照射部または前記第二撮像部は、透過光の波長帯域が可変する波長可変素子を有する。波長可変素子は例えばエタロンや液晶チューナブルフィルタである。
【００１３】
前記第二推定部は、前記第一照射部から被観察部位にブロードな波長帯域の白色光を照射して前記第二撮像部で得た第二撮像信号に基づき推定を行う。前記第二推定部は、特定の波長帯域の成分を第二撮像信号から抽出する。
【００１４】
被観察部位に電磁波または音波を照射する第二照射部を備えることが好ましい。
【００１５】
前記第一推定部は、前記第二照射部から物体に含まれる蛍光物質を励起発光させるための励起光を照射して前記第一撮像部で得た画像のボケ量、または輝度値に基づき推定を行う。この場合、物体内に蛍光物質を注入する注入部を備えることが好ましい。蛍光物質は例えばインドシアニングリーンである。
【００１６】
前記第一推定部は、前記第二照射部から被観察部位に超音波を照射して前記第一撮像部で得た超音波断層画像に基づき推定を行う。
【００１７】
前記第一推定部は、前記第二照射部から被観察部位に低コヒーレンス光を照射して前記第一撮像部で得た光断層画像に基づき推定を行う。
【００１８】
前記第一推定部および前記第二推定部の推定結果を表示する表示部を備えることが好ましい。この場合、前記表示部は、各推定部の推定結果を単独表示、並列表示、または重畳表示する。これらの表示形態を自動または手動で切り替えてもよい。
【００１９】
前記第一照射部および前記第二照射部、または前記第一撮像部および前記第二撮像部は構成部品が一部共有化されている。また、各部の機能は一本の内視鏡で賄われる。
【００２０】
前記第一推定部は血管の深さを推定し、前記第二推定部は血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定する。
【００２１】
本発明の光計測方法は、被観察部位からの発光または反射波を撮像して第一撮像信号を出力する第一撮像ステップと、第一撮像信号を用いた第一推定アルゴリズに基づき、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定する第一推定ステップと、被観察部位に光を照射する照射ステップと、光の被観察部位からの反射光を撮像して第二撮像信号を出力する第二撮像ステップと、第二撮像信号を用いた第二推定アルゴリズムに基づき、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する第二推定ステップと、第二推定アルゴリズムを前記第一推定ステップの推定結果に適合したものに変更する設定ステップとを備えることを特徴とする。
【発明の効果】
【００２２】
本発明によれば、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定した結果に適合した推定アルゴリズムにて、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定するので、吸光成分濃度の推定の確からしさを高めることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】光計測システムの構成を示すブロック図である。
【図２】電子内視鏡システムの構成を示すブロック図である。
【図３】照射部の構成を示す図である。
【図４】撮像部の構成を示す図である。
【図５】ＣＣＤの分光感度特性を示すグラフである。
【図６】画像処理部の構成を示す図である。
【図７】酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光特性を示すグラフである。
【図８】推定参照情報の例を示すグラフである。
【図９】血管深さ画像と酸素飽和度画像の表示形態を示す図である。
【図１０】制御部の構成を示す図である。
【図１１】波長セットテーブルの例を示す図である。
【図１２】第一実施形態の処理手順を示すフローチャートである。
【図１３】第二実施形態の推定参照情報の例を示すグラフである。
【図１４】第二実施形態の処理手順を示すフローチャートである。
【図１５】第三実施形態の処理手順を示すフローチャートである。
【図１６】血管深さ推定に超音波を利用した光計測システムの構成を示すブロック図である。
【図１７】血管深さ推定に低コヒーレンス光を利用した光計測システムの構成を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００２４】
図１において、光計測システム２は、深さ推定部１０と吸光成分濃度推定部１１とを備える。深さ推定部１０は、被検体の被観察部位内に存在する物体、例えば血管の被観察部位表面からの深さを推定し、その推定結果を吸光成分濃度推定部１１に出力する。吸光成分濃度推定部１１は、深さ推定部１０からの推定結果に応じて、被観察部位に照射する狭い波長帯域の光（狭帯域光）の波長を選択（第一実施形態）、または推定アルゴリズムを変更（第二実施形態）、あるいはその両方を実行（第三実施形態）し、深さ推定結果に適合した観察条件にて前記物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する。
【００２５】
図２に光計測システム２の一例として電子内視鏡システム１５を示す。電子内視鏡システム１５は、生体内組織の血管の深さを推定し、吸光成分濃度として血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定する。電子内視鏡システム１５は制御部１６により全体の動作を統括的に制御される。
【００２６】
電子内視鏡システム１５には、被検体の被観察部位に白色光を照射して観察する通常観察モードと、被観察部位にＩＣＧ（インドシアニングリーン；Indocyanine green）を注入してその励起発光から血管深さを推定する血管深さ推定モードと、被観察部位に狭帯域光を照射して酸素飽和度を推定する酸素飽和度推定モードとが用意されている。各モードの切替は操作部１７を操作することにより行われる。電子内視鏡システム１５の電源投入直後は通常観察モードが自動的に選択される。
【００２７】
電子内視鏡システム１５は、周知の如く、被検体内に挿入される可撓性の挿入部をもつ電子内視鏡１８（図３および図４参照）を備える。電子内視鏡１８は被観察部位に照明光を照射する照射部１９と被観察部位の像を撮像する撮像部２０とを含む。
【００２８】
照射部１９は例えば図３に示す構成であり、ＩＣＧ注入部２１によって被観察部位に注入されるＩＣＧを励起発光させるための励起光、および吸光成分濃度を推定するための狭帯域光を適宜切り替えて照射することが可能である。なお、ＩＣＧ注入部２１は、静脈注射によって血管中にＩＣＧを注入する。ＩＣＧ注入部２１は、制御部１６の制御の下、被検体内のＩＣＧ濃度が略一定に維持されるようＩＣＧ注入量を調節する。
【００２９】
図３において、照射部１９は励起光源２５と白色光源２６、２７を有する。各光源２５〜２７は電子内視鏡１８と別体の光源装置内に設けられている。励起光源２５は、励起光として７５０ｎｍの赤外光を発する半導体レーザ、またはＬＥＤ等である。白色光源２６、２７は、青色〜赤色までのブロードな波長の光、例えば４００ｎｍ以上１０００ｎｍ以下の波長帯の白色光を発するキセノンランプやハロゲンランプ、白色ＬＥＤ等である。各光源２５〜２７は、制御部１６の制御の下、光源切替部２８により点灯、消灯が切り替えられる。
【００３０】
各光源２５〜２７の光出射側にはライトガイド２９、３０、３１が配され、これらはカプラー３２を介して一本のライトガイド３３に連結されている。ライトガイド３３は、各光源２５〜２７から発せられた光を電子内視鏡１８の挿入部先端に導光する。ライトガイド３３で導光された光は、電子内視鏡１８の挿入部先端に設けられた照明窓３４から被観察部位に向けて照射される。
【００３１】
白色光源２７とライトガイド３１の間には、波長可変素子３５が配されている。波長可変素子３５は、入射光のうちの特定の波長帯域の光を選択的に透過させ、且つ透過させる光の波長帯域を変更可能な素子である。波長可変素子３５は、制御部１６により駆動制御される。
【００３２】
波長可変素子３５には、圧電素子等のアクチュエータを駆動することにより、二枚の高反射光フィルタからなる基板の面間隔を変更し、以て透過光の波長帯域を制御するエタロン、偏光フィルタ間に複屈折フィルタとネマティック液晶セルを挟んで構成され、液晶セルへの印加電圧を変更することで透過光の波長帯域を制御する液晶チューナブルフィルタ、あるいは複数の干渉フィルタ（バンドパスフィルタ）を組み合わせたロータリーフィルタが用いられる。
【００３３】
通常観察モードが選択された場合は白色光源２６のみが点灯する。被観察部位に照射される照明光は白色光のみとなる。血管深さ推定モードが選択された場合は励起光源２５のみ、または励起光源２５と白色光源２６が点灯する。被観察部位に照射される照明光は励起光のみ、または励起光と白色光となる。酸素飽和度推定モードが選択された場合は白色光源２７のみ、または白色光源２６、２７が点灯し、被観察部位に照射される光は波長可変素子３５により透過された狭帯域光のみ、または狭帯域光と白色光となる。
【００３４】
照射部１９には、上記の他にも、各光源２５〜２７から発せられた光を集光して、ライトガイド２９〜３１に導光する集光レンズや、ライトガイド２９〜３１に入射させる光の光量を調節するための可動絞りが設けられている。
【００３５】
撮像部２０は、通常観察時の白色光の反射光に加えて、励起光の照射によるＩＣＧの励起発光、および狭帯域光の反射光を撮像することが可能である。図４において、撮像部２０は、電子内視鏡１８の挿入部先端に設けられた観察窓４０からの被観察部位の像を取り込む対物光学系４１と、対物光学系４１で取り込まれた被観察部位の像を撮像するＣＣＤ４２とを有する。ＣＣＤ４２は対物光学系４１を経由した被観察部位の像が撮像面４３に入射するように配置されている。
【００３６】
ＣＣＤ４２の撮像面４３には、複数の色セグメントからなるカラーフィルタ、例えばベイヤー配列の原色（ＲＧＢ）カラーフィルタ４４と、励起光カットフィルタ４５が配されている。これら各フィルタ４４、４５の分光透過率、および画素自体の分光感度によって、ＣＣＤ４２のＲＧＢ各画素の分光感度特性は図５に示すようになる。Ｒ画素は６５０ｎｍ近傍、Ｇ画素は５５０ｎｍ近傍、Ｂ画素は４５０ｎｍ近傍の波長の光にそれぞれ感度を有する。Ｒ画素は８１０ｎｍ付近の赤外領域の波長の光にも感度を有し、中心波長８１０ｎｍのＩＣＧの蛍光も撮像可能である。一方ＩＣＧの励起光（波長７５０ｎｍ）は励起光カットフィルタ４５によってカットされ、各画素に入射することはない。なお、励起光カットフィルタ４５をＧ画素とＢ画素上にだけ設けてもよい。この場合は励起光と併せて蛍光をカットしてもよい。
【００３７】
アナログ信号処理回路（以下、ＡＦＥと略す）４６は、相関二重サンプリング回路（以下、ＣＤＳと略す）、自動ゲイン制御回路（以下、ＡＧＣと略す）、およびアナログ／デジタル変換器（以下、Ａ／Ｄと略す）から構成されている。ＣＤＳは、ＣＣＤ４２から出力される撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、ＣＣＤ４２で生じるリセット雑音およびアンプ雑音の除去を行う。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズ除去が行われた撮像信号を、制御部１６から指定されるゲイン（増幅率）で増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣにより増幅された撮像信号を所定のビット数のデジタル信号に変換する。Ａ／Ｄでデジタル化された撮像信号は画像処理部２２に入力される。
【００３８】
駆動回路４７は、制御部１６の制御の下、ＣＣＤ４２の駆動パルス（垂直／水平走査パルス、電子シャッタパルス、読み出しパルス、リセットパルス等）とＡＦＥ４６用の同期パルスとを発生する。ＣＣＤ４２は、駆動回路４７からの駆動パルスに応じて撮像動作を行い、撮像信号を出力する。ＡＦＥ４６の各部は、駆動回路４７からの同期パルスに基づいて動作する。
【００３９】
画像処理部２２は、ＡＦＥ４６から入力された撮像信号に対して、色補間、ホワイトバランス調整、ガンマ補正、画像強調、画像用ノイズリダクション、色変換等の周知の各種画像処理を施す他、血管深さ推定と酸素飽和度推定を行う。
【００４０】
図６において、画像処理部２２には、血管深さ推定部５０と酸素飽和度推定部５１が設けられている。各推定部５０、５１の前段には血管領域特定部５２が接続されている。血管領域特定部５２はＡＦＥ４６から入力される画像を解析し、例えば血管部分とそれ以外の部分の輝度値の差を参照することで血管が映し出された領域を特定する。血管領域特定部５２は、特定した血管領域の情報を画像とともに各推定部５０、５１に出力する。
【００４１】
血管深さ推定部５０は、被観察部位に励起光を照射してＩＣＧの蛍光を撮像した画像に基づき、血管の被観察部位表面からの深さを推定する。血管深さ推定では、ＣＣＤ４２で撮像される被観察部位の像の光強度（輝度）が物体の深さに依存する性質を利用する。例えば、血管領域のボケ、または輝度値の大きさを元にした方法（特開２００９−１５３９６９号公報、特開２００９−１６０３８６号公報参照）を用いる。
【００４２】
被観察部位内の物体からの反射光は、深い位置の物体からの反射光ほど散乱の影響を受けて強度が弱くなる。このため、被観察部位に励起光を照射してＩＣＧの蛍光を撮像した画像では、表層血管と比較して中深層血管のほうがボケる、あるいは輝度が暗くなる。つまり血管領域のボケ量（コントラスト値）、または輝度値は、血管の深さを間接的に表す指標となる。但し、被観察部位表面と照明窓３４および観察窓４０がある電子内視鏡１８の先端部との距離（照明光と反射光の光路長）によっても反射光の強度は変化するので、この距離による反射光強度の変化の影響を除外する必要がある。
【００４３】
そこで、特開２００９−１５３９６９号公報に記載されているように、血管深さ推定部５０は、同一の被観察部位を映し出した同一画像、または同一の被観察部位を映し出した異なる画像の、励起光を照射していない血管領域に対する照射した血管領域のコントラスト比、または輝度比を算出する。そして、算出結果を制御部１６および深さ画像生成部５３に出力する。深い位置に存在する中深層血管ほど、励起光を照射した場合と照射しない場合のコントラスト値、または輝度値に差がなくなるため、その比は小さくなる。逆に表層血管の場合はコントラスト比、または輝度比は大きくなる。比を求めるのは、励起光を照射していない血管領域をリファレンスとして用い、被観察部位表面と電子内視鏡１８の先端部との距離による反射光強度の変化の影響を除外するためである。
【００４４】
また、特開２００９−１６０３８６号公報に記載されているように、浅い位置に存在する血管のＩＣＧ濃度（ＩＣＧの量）と、深い位置に存在する血管の画像のＲＧＢおよび赤外成分の相対強度とから、深い位置に存在する血管の深さを算出してもよい。
【００４５】
なお、反射光の強度は血管中のＩＣＧ濃度によっても変化するので、この影響を除外する仕組みを備えていてもよい。例えば特開２００９−１６０３８６号公報に記載の血管中の物質量を算出する方法を用いてＩＣＧの量を求め、求めたＩＣＧの量に基づきコントラスト値、または輝度値を補正する。より具体的には、ＩＣＧの量が基準より多い場合はコントラスト値、または輝度値を下げ、少ない場合は嵩上げする。
【００４６】
酸素飽和度推定部５１は、被観察部位に複数の波長帯域の狭帯域光を照射してその反射光を撮像した複数の画像、および推定参照情報５５に基づき、血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定する。
【００４７】
図７に示すように、血管中のヘモグロビンは、照明光の波長によって吸光係数μａが変化する。吸光係数μａは、ヘモグロビンの光の吸収の大きさ（吸光度）を表し、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は照明光の強度であり、ｘ（ｃｍ）は被観察部位表面から血管までの深さである。
【００４８】
また、酸素と結合していない還元ヘモグロビンＨｂと酸素と結合した酸化ヘモグロビンＨｂＯは異なる吸光特性をもち、同じ吸光係数μａを示す等吸収点（各ヘモグロビンの吸光係数μａの交点）を除いて、吸光係数μａに差が生じる。
【００４９】
吸光係数μａに差があると、同じ血管に対して同じ強度且つ同じ波長の光を照射しても反射光の強度が変化する。また、同じ強度で波長が異なる光を照射しても、波長によって吸光係数μａが変わるため同様に強度が変化する。従って、複数の波長帯域の狭帯域光を照射して得た複数の画像を解析すれば、血管中の酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの割合、すなわち酸素飽和度の情報を得ることができる。
【００５０】
酸素飽和度推定部５１は、複数の波長帯域の狭帯域光を照射して得た複数の画像をそれぞれ一時的に記憶するフレームメモリ（図示せず）を有する。酸素飽和度推定部５１は、フレームメモリから各画像を読み出し、各画像の画素値を用いた種々の演算、例えば各画像間の画素値の比や差分をとることにより画像パラメータを算出する。一例として、第一〜第三の狭帯域光を被観察部位に順に照射し、これにより得られた第一〜第三画像Ｇ１〜Ｇ３を用いて酸素飽和度を推定する場合、酸素飽和度推定部５１は、Ｇ１／Ｇ３、Ｇ２／Ｇ３を画像パラメータとして算出する。
【００５１】
推定参照情報５５は、図８に示すような画像パラメータと酸素飽和度の関係を、関数あるいはデータテーブルの形式でもつ。画像パラメータと酸素飽和度の関係は実験等で予め求められる。酸素飽和度推定部５１は、算出した画像パラメータを関数に代入して演算したりデータテーブルを検索したりして、当該画像パラメータに対応する酸素飽和度を推定参照情報５５から求める。そして、酸素飽和度の算出結果を酸素飽和度画像生成部５４に出力する。
【００５２】
深さ画像生成部５３および酸素飽和度画像生成部５４は、制御部１６からグラフィックデータを受け取る。グラフィックデータには、観察画像の無効画素領域を隠して有効画素領域のみを表示させる表示用マスク、検査日時、あるいは患者や術者等の文字情報、グラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ；Graphical User Interface）等がある。また、各推定部５０、５１の推定結果を擬似カラー表示するためのカラーマップが含まれる。
【００５３】
血管深さ表示用のカラーマップは、例えば血管深さの推定結果が浅い場合（表層）は青、中程度（中層）は緑、深い場合（深層）は赤を割り当てるよう構成されている。酸素飽和度表示用のカラーマップは、例えば酸素飽和度が比較的低い場合はシアン、中程度はマゼンタ、高い場合はイエローを割り当てるよう構成されている。各画像生成部５３、５４は、得られた画像に対して、表示用マスク、文字情報、ＧＵＩの重畳処理、モニタ１８の表示画面への描画処理等を行う他、カラーマップに従って各推定部５０、５１の推定結果を画像上に表現する。こうすることで、各推定部５０、５１の推定結果を反映させた血管深さ画像および酸素飽和度画像が生成される。酸素飽和度画像には酸素飽和度推定部５１が推定参照情報５５から求めた酸素飽和度の数値が文字情報として表示される（図９参照）。
【００５４】
表示部２３は表示制御部とモニタからなる。表示制御部は、各画像生成部５３、５４からの血管深さ画像および酸素飽和度画像をモニタの表示形式に応じたビデオ信号（コンポーネント信号、コンポジット信号等）に変換する。これによりモニタに各画像が表示される。
【００５５】
血管深さ画像および酸素飽和度画像の表示形態としては、各画像をそれぞれ単独でモニタに表示させてもよいし、図９（Ａ）に示すように各画像を並べて表示してもよい。あるいは（Ｂ）に示すように、血管深さ画像に酸素飽和度の数値の文字情報を重畳する。さらには（Ｃ）に示すように、ある特定の血管の深さと酸素飽和度のみを選択的に表示させる。通常観察モードで取得した画像と血管深さ画像および酸素飽和度画像を並列、重畳表示してもよい。これら単独表示、並列表示、重畳表示、特定の血管の表示を、術者の操作または一定時間毎に自動的に切り替えてもよい。各画像の比較が容易になり、診断をスムーズに進めることができる。
【００５６】
図１０において、制御部１６はＣＰＵ６０を有する。ＣＰＵ６０は、図示しないデータバスやアドレスバス、制御線を介して各部と接続している。ＲＯＭ６１には、各部の動作を制御するためのプログラム（ＯＳ、アプリケーションプログラム等）やデータ（推定参照情報、グラフィックデータ等）が記憶されている。ＣＰＵ６０は、ＲＯＭ６１から必要なプログラムやデータを読み出して、作業用メモリであるＲＡＭ６２に展開し、読み出したプログラムを逐次処理する。また、ＣＰＵ６０は、ＲＯＭ６１から読み出したデータを各部に提供する。さらにＣＰＵ６０は、検査日時、患者や術者の情報等の文字情報といった検査毎に変わる情報を操作部１７やＬＡＮ(Local Area Network)等のネットワークより得て、ＲＡＭ６２に記憶する。
【００５７】
操作部１７は、操作パネル、あるいはマウスやキーボード等の周知の入力デバイスである。ＣＰＵ６０は、操作部１７からの操作信号に応じて、各部を動作させる。
【００５８】
操作部１７は、画像中のＲＯＩ（関心領域）を指定する機能を有する。操作部１７でＲＯＩが指定されると、血管深さ推定モードと酸素飽和度推定モードが自動的に実行される。また、血管領域の特定、血管深さの推定、および酸素飽和度の推定はＲＯＩに対してのみ行われる。
【００５９】
制御部１６には、上記の他にも、画像をＣＦカード、光磁気ディスク（ＭＯ）、ＣＤ−Ｒ等のリムーバブルメディアに記録するメディアＩ／Ｆ、ＬＡＮ等のネットワークとの間で各種データの伝送制御を行うネットワークＩ／Ｆ等が設けられている。これらはデータバス等を介してＣＰＵ６０と接続されている。
【００６０】
ＲＯＭ６１のプログラムを実行することにより、ＣＰＵ６０には酸素飽和度推定条件設定部（以下、設定部と略す）６３が構築される。設定部６３は、血管深さ推定部５０の推定結果に応じて、酸素飽和度を推定する際の観察条件を設定する。
【００６１】
［第一実施形態］
本実施形態では、設定部６３は図１１に示す波長セットテーブル７０を元に酸素飽和度を推定する際の狭帯域光の波長セットを選択する。波長セットテーブル７０はＲＯＭ６１に記憶されている。波長セットテーブル７０には、表層、中層、深層の各深さの血管の酸素飽和度を推定するときに最適な波長セットが予め登録されている。
【００６２】
各波長セットには、その深さに十分に深達し、酸化、還元ヘモグロビンの吸光係数μａに差がある波長と、差がない等吸収点の波長が一例として選ばれる。表層の場合は比較的波長が短い４０５（等吸収点の波長）、４４５、４７３ｎｍであり、深層の場合は近赤外光を含む６８０、８０５（等吸収点の波長）、９５０ｎｍ、中層の場合はこれらの中間の５４０、５５０、５８０ｎｍである。なお、ここでは三つの波長を一セットとしているが、二つ、または三つ以上の波長を登録してもよい。
【００６３】
操作部１７でＲＯＩが指定された際、設定部６３は、血管深さ推定部５０の推定結果に応じた波長セットを波長セットテーブル７０から読み出す。ＣＰＵ６０は、設定部６３が読み出した波長セットの狭帯域光がＣＣＤ４２の蓄積期間単位で順次照射されるよう、波長可変素子３５の駆動を制御する。
【００６４】
次に、上記のように構成された電子内視鏡システム１５の作用について説明する。電子内視鏡１８で被検体内を観察する際、術者は、操作部１７を操作して、被検体に関する情報等を入力し、検査開始を指示する。検査開始を指示した後、術者は、電子内視鏡１８の挿入部を被検体内に挿入し、照射部１９からの照明光で被検体内を照明しながら、撮像部２０による被検体内の観察画像を表示部２３のモニタで観察する。
【００６５】
ＣＣＤ４２から出力された撮像信号は、ＡＦＥ４６の各部で各種処理を施された後、画像処理部２２に入力される。画像処理部２２では、入力された撮像信号に対して各種画像処理が施され、画像が生成される。画像処理部２２で処理された画像は、表示部２３に入力される。表示部２３では、制御部１６からのグラフィックデータに応じて、各種表示制御処理が実行される。これにより、観察画像がモニタに表示される。
【００６６】
電子内視鏡システム１５で検査を行うときには、観察対象に応じて観察モードが切り替えられる。電子内視鏡１８の挿入部を被検体内に挿入する際には通常観察モードを選択して、白色光を照射して得られた画像を観察して広い視野を確保しつつ挿入作業を行う。詳細な観察が必要な病変が発見され、その病変の血管に関する情報を取得する際には、病変をＲＯＩとして指定して血管深さ推定モードまたは酸素飽和度推定モードを実行に移し、病変に適当な波長の光（励起光または狭帯域光）を照明して得られた画像を観察する。そして、必要に応じて電子内視鏡１８に装備されたレリーズボタンを操作して静止画像を取得したり、病変に処置が必要な場合は電子内視鏡１８の鉗子チャンネルに各種処置具を挿通させて、病変の切除や投薬等の処置を施す。
【００６７】
通常観察モードの場合は、制御部１６の指令の下に光源切替部２８により白色光源２６が点灯されて、照明窓３４から被観察部位に白色光が照射される。
【００６８】
一方、図１２のステップ１０（Ｓ１０）に示すように、操作部１７が操作されて病変等がＲＯＩに指定された場合、まず血管深さ推定モードが実行される。血管深さ推定モードでは、ＩＣＧ注入部２１から被検体内にＩＣＧが注入され、また励起光源２５が点灯されて被観察部位に励起光が照射される。励起光の照射により血管に注入されたＩＣＧが励起発光し、その光が観察窓４０および対物光学系４１を介してＣＣＤ４２に導かれてＣＣＤ４２で撮像される（Ｓ１１）。
【００６９】
画像処理部２２では、まず血管領域特定部５２でＲＯＩに指定された箇所の血管領域が特定された後、血管深さ推定部５０にてＲＯＩに映る血管群の深さ（表層、中層、深層のうちの一種）が推定される（Ｓ１２）。この推定結果は制御部１６に出力され、設定部６３にて血管深さ推定結果に応じた波長セットが波長セットテーブル７０から選択される（Ｓ１３）。なお、Ｓ１２で一種以上の血管深さが推定された場合は、酸素飽和度を推定するほうを操作部１７を介して術者に選択させる。
【００７０】
血管深さ推定が終了したら、酸素飽和度推定モードに移行する。酸素飽和度推定モードでは、白色光源２７が点灯され、設定部６３で選択された波長セットの狭帯域光がＣＣＤ４２の蓄積期間単位で順次照射されるよう、波長可変素子３５の駆動が制御される。ＣＣＤ４２では設定部６３で選択された波長セットの狭帯域光による反射光が撮像される（Ｓ１４）。
【００７１】
画像処理部２２では、血管深さ推定モードと同様に血管領域特定部５２で血管領域が特定される。その後、酸素飽和度推定部５１でＲＯＩに映る血管中の酸素飽和度が推定される（Ｓ１５）。血管深さ推定結果および酸素飽和度推定結果は、深さ画像生成部５３および酸素飽和度画像生成部５４でそれぞれ深さ画像および酸素飽和度画像に画像化されて表示部２３のモニタに表示される（Ｓ１６）。
【００７２】
なお、狭帯域光を照射するのではなく白色光を照射し、得られた画像に対して主成分分析を用いた次元圧縮による線形近似やウィナー推定などに代表される分光推定処理を施して、狭帯域光を照射した場合と同様の画像を取得してもよい。この場合はバンドパスフィルタや色分解プリズムを用いてＣＣＤ４２の分光感度特性をＲＧＢの三バンドから増やしてマルチバンド化し、得られた画像の特定の波長帯域における、被観察部位からの反射光の分光反射率を推定する。この際の波長帯域を血管深さ推定の結果に応じて選択する。
【００７３】
［第二実施形態］
上記第一実施形態では血管深さ推定結果に応じて酸素飽和度推定に使用する波長セットを選択しているが、本実施形態では波長セットは固定で酸素飽和度の推定アルゴリズムを変更する。具体的には図１３（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、表層、中層、深層の各深さの血管の画像パラメータと酸素飽和度の関係を表す推定参照情報５５を用意する。そして、図１４のＳ２０に示すように、血管深さ推定結果に応じて、酸素飽和度推定部５１で酸素飽和度を推定する際に使用する推定参照情報５５を変更する。血管深さ推定結果に応じて波長セットを選択する図１２のＳ１３の代わりにＳ２０の処理が加わった他は、第一実施形態と同様であるため説明を省略する。なお、Ｓ１１、１２とＳ１４の処理の順番を逆にし、最初に固定の波長セットで撮像を行った後に血管深さ推定を行い、その後推定参照情報５５を変更してもよい。
【００７４】
本実施形態では波長セットが固定であるため、酸素飽和度を推定するターゲットをある程度絞ったものとなる。このため、推定アルゴリズムの変更は、固定の波長セットでターゲットとする層のさらに表層、中層、深層といったように、酸素飽和度推定の微調整に利用する。第一実施形態で波長セットを細分化すれば同様の効果が得られるが、波長可変素子３５の構成が複雑になり装置が大型化するおそれがあるため、微調整は推定アルゴリズムの変更で行うことが好ましい。
【００７５】
［第三実施形態］
本実施形態では、図１５に示すように、血管深さ推定結果に応じて波長セットを選択する第一実施形態（Ｓ１３）と、血管深さ推定結果に応じて酸素飽和度の推定アルゴリズムを変更する第二実施形態（Ｓ２０）を両方実施する。この場合、前段のＳ１３で表層、中層、深層と比較的大雑把な場合分けをして波長セットを選択し、後段のＳ２０で各層のさらに表層、中層、深層と細かく場合分けをして推定参照情報５５を変更することが好ましい。もちろん各層のさらに表層、中層、深層用の推定参照情報５５は予め用意しておく。こうすれば、血管深さにより適合した酸素飽和度の推定を行うことができる。
【００７６】
言うまでもないが、波長セットの選択で血管深さ推定結果に適合した観察条件となる場合は、推定アルゴリズムを変更する必要はない。なお、第一〜第三実施形態のいずれを適用するかを、操作部１７を介して術者に選択させてもよい。
【００７７】
以上説明したように、本発明は、血管深さを推定し、その推定結果に応じて酸素飽和度を推定する際の観察条件（波長セットまたは推定アルゴリズム、もしくはその両方）を変え、最適な観察条件で酸素飽和度を推定するので、酸素飽和度推定の確からしさが増し、酸素飽和度の推定結果から導かれる診断の信憑性を高めることができる。
【００７８】
血管深さ推定と酸素飽和度推定に係わる照射部１９および撮像部２０の構成部品が一部共有化され、これらの機能を一本の電子内視鏡１８で賄うので、低コスト化および省スペース化に寄与することができる。
【００７９】
上記各実施形態では、深さ推定にＩＣＧの励起発光を用いる例を挙げたが、本発明はこれに限定されない。例えばＩＣＧ以外の蛍光物質を用いてもよいし、熱励起等の光励起以外の発光現象を血管中の物質に起こさせてもよい。この場合は励起光を照射する構成（第二照射部）は不要となる。あるいは、図１６および図１７に示すような他の構成を用いて深さ推定を行ってもよい。
【００８０】
図１６において、光計測システム８０は、電子内視鏡システム１５の血管深さ推定に係わるＩＣＧ注入部２１や照射部１９の励起光源２５等を廃し、電子内視鏡１８の先端にＣＣＤ４２とともに超音波照射・撮像部８１を設けた構成である。超音波照射・撮像部８１は、被観察部位に超音波を発し、被観察部位で反射したエコー信号を受信する超音波トランスデューサを有する。また、超音波照射・撮像部８１は、被観察部位に超音波を走査するため、超音波トランスデューサを機械的に回転あるいは揺動、もしくはスライドさせる機構、あるいはアレイ状に並んだ複数の超音波トランスデューサを順次駆動させる電子スイッチを有する。前者はメカニカルスキャン走査方式、後者は電子スキャン走査方式と呼ばれる。
【００８１】
この場合、画像処理部２２は、超音波トランスデューサで受信したエコー信号を元に超音波断層画像（Ｂモード画像）を生成する。血管深さ推定部５０は、超音波断層画像に基づいて血管深さを推定する。ＩＣＧの励起光は約１ｃｍの深達度であるが、超音波断層画像は被観察部位の表面から数１０ｍｍの深さまでの比較的広い範囲の情報を得ることができるので、特に深層の血管の推定に向いている。なお、超音波照射・撮像部８１を電子内視鏡１８と一体化するのではなく、電子内視鏡１８の鉗子口に挿入するタイプとしてもよい。
【００８２】
図１７に示す光計測システム８５は、超音波照射・撮像部８１の代わりにＯＣＴ（光コヒーレンストモグラフィ；Optical Coherence Tomography）照射・撮像部８６を備えている。ＯＣＴ照射・撮像部８６は、低コヒーレンス光を測定光として被観察部位に照射するＳＬＤ(Super Luminescent Diode）等の光源や、測定光を分離して光検出器に参照光として入射させるビームスプリッタ等を有する。
【００８３】
光検出器は、被観察部位で反射された測定光の反射光と参照光との合波光に含まれる干渉光の強度を測定する。画像処理部２２は、光検出器の測定結果に基づいて光断層画像を生成し、血管深さ推定部５０は、光断層画像に基づいて血管深さを推定する。光断層画像の場合は、被観察部位の表面から数ｍｍ程度の深さの情報しか得られないが、数μｍ程度の高い分解能を有するため、各層のさらに表層、中層、深層を見分ける場合に有用である。なお、図１６の超音波照射・撮像部８１の場合と同様に、ＯＣＴ照射・撮像部８６は電子内視鏡１８に一体化してもよいし、電子内視鏡１８の鉗子口に挿入するタイプとしてもよい。
【００８４】
超音波断層画像、光断層画像のいずれを血管深さ推定に用いる場合も、血管領域特定部５２は、輪郭抽出やパターン認識といった周知の画像認識技術を利用して、画像内の血管領域を特定する。
【００８５】
なお、本発明に係る光計測システムは、上記各実施形態に限らず、本発明の要旨を逸脱しない限り種々の構成を採り得ることはもちろんである。例えば、撮像素子としてＣＣＤ４２の代わりにＣＭＯＳイメージセンサを用いてもよい。また、血管深さ推定には電子内視鏡１８のＣＣＤ４２を用い、酸素飽和度推定には電子内視鏡１８の鉗子口に挿入するシースの先端に配されたＣＣＤを用いる等、血管深さ推定用と酸素飽和度推定用に別々に撮像素子を設けてもよい。
【００８６】
白色光源２７の出射端側に波長可変素子３５を設けているが、ライトガイド３４を励起光用、狭帯域光用と複数本用意し、その出射端側に設けてもよい。また、照明光学系ではなく、被観察部位の像を取り込む対物光学系、例えば観察窓３０の背後やＣＣＤ４２の撮像面上に波長可変素子を配置してもよい。さらには、波長可変素子を設ける代わりに、複数種の波長帯域の狭帯域光を発する複数の光源を設けてもよい。
【００８７】
なお、図８、図１３の画像パラメータと酸素飽和度の関係は一例であり、必ずしも実際の数値を表すものではない。
【００８８】
上記各実施形態では医療分野への利用に限定して説明しているが、工業分野への利用も可能である。従って物体は血管に限らず、推定する吸光成分濃度もヘモグロビンの酸素飽和度に限らない。また、光計測を行う領域の大きさは、上記実施形態のＣＣＤの撮像範囲に限らず、微小なスポットであってもよい。
【符号の説明】
【００８９】
２、８０、８５ 光計測システム
１０ 深さ推定部
１１ 吸光成分濃度推定部
１５ 電子内視鏡システム
１６ 制御部
１７ 操作部
１８ 電子内視鏡
１９ 照射部
２０ 撮像部
２１ ＩＣＧ注入部
２２ 画像処理部
２３ 表示部
２５ 励起光源
２６、２７ 白色光源
３５ 波長可変素子
４２ ＣＣＤ
５０ 血管深さ推定部
５１ 酸素飽和度推定部
５５ 推定参照情報
６０ ＣＰＵ
６３ 酸素飽和度推定条件設定部（設定部）
７０ 波長セットテーブル
８１ 超音波照射・撮像部
８６ ＯＣＴ照射・撮像部
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体の被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さ、および物体に含まれる物質の吸光成分濃度を計測する光計測システムおよび光計測方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療、工業分野において様々な光計測が行われている。その代表例として内視鏡を利用した検査が挙げられる。周知の如く、内視鏡は被検体内に挿入する挿入部の先端部から被検体の被観察部位に照明光を照射し、被観察部位の像を撮像する。
【０００３】
従来、照明光の光源にはキセノンランプやメタルハライドランプ等の白色光源が用いられていたが、病変の発見を容易にするために狭い波長帯域の光（狭帯域光）を被観察部位に照射し、その反射光を画像化して観察する手法が脚光を浴びている。また、狭帯域光を照射して得られた撮像信号に基づき、血管中のヘモグロビンの酸素飽和度といった吸光成分濃度や被観察部位表面からの血管の深さの情報を取得する方法も鋭意研究されている（特許文献１、２参照）。
【０００４】
特許文献１では、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光度の等吸収波長８０５ｎｍの両側の波長７８０ｎｍ（第一の波長）、８３０ｎｍ（第二の波長）の光を被観察部位に照射し、それぞれの場合の被観察部位からの反射光の光量の差分演算を行っている。酸化ヘモグロビンのときは差分演算の結果は＋、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの中間状態のときはゼロ、還元ヘモグロビンのときは−となる。この差分演算結果を元に、赤血球が毛細血管内を移動しているときの過渡的な酸素結合率に対応する値を測定している。
【０００５】
特許文献２では、連続的に異なる方向から生体内組織に光を照射し、生体内組織中の蛍光物質からの蛍光を異なる角度から撮像して、得られた画像を元に生体内組織中の腫瘍等の表面からの深さを推定している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００６−３２６１５３号公報
【特許文献２】ＷＯ２００６／０６２８９５
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
血管中の酸化ヘモグロビンまたは還元ヘモグロビン等の吸光成分濃度を推定する際には、使用する狭帯域光の波長セットや推定アルゴリズムは大体固定されている。しかし、光には波長に応じて深達度が変わる特性があるため、観察対象の深さに適合しない波長セットや推定アルゴリズムを用いた場合は、推定の妥当性、信頼性が揺らぐおそれがある。
【０００８】
特許文献１では、吸光成分濃度の推定の妥当性、信頼性を担保する手立ては講じられていない。特許文献２は深さを推定するものであり、吸光成分濃度を推定するものではない。このため、特許文献１、２の技術を組み合わせたとしても、吸光成分濃度の推定の妥当性、信頼性を確保するという課題を解決することはできない。
【０００９】
本発明は上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、吸光成分濃度の推定の確からしさを高めることにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、本発明の光計測システムは、被観察部位からの発光または反射波を撮像して第一撮像信号を出力する第一撮像部と、第一撮像信号を用いた第一推定アルゴリズムに基づき、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定する第一推定部と、被観察部位に光を照射する第一照射部と、前記第一照射部から発せられた光の被観察部位からの反射光を撮像して第二撮像信号を出力する第二撮像部と、第二撮像信号を用いた第二推定アルゴリズムに基づき、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する第二推定部と、第二推定アルゴリズムを前記第一推定部の推定結果に適合したものに変更する設定部とを備えることを特徴とする。
【００１１】
前記第二推定部は、前記第一照射部から被観察部位に波長帯域の異なる少なくとも二種の光を照射して前記第二撮像部で得た第二撮像信号に基づき推定を行う。
【００１２】
前記第一照射部または前記第二撮像部は、透過光の波長帯域が可変する波長可変素子を有する。波長可変素子は例えばエタロンや液晶チューナブルフィルタである。
【００１３】
前記第二推定部は、前記第一照射部から被観察部位にブロードな波長帯域の白色光を照射して前記第二撮像部で得た第二撮像信号に基づき推定を行う。前記第二推定部は、特定の波長帯域の成分を第二撮像信号から抽出する。
【００１４】
被観察部位に電磁波または音波を照射する第二照射部を備えることが好ましい。
【００１５】
前記第一推定部は、前記第二照射部から物体に含まれる蛍光物質を励起発光させるための励起光を照射して前記第一撮像部で得た画像のボケ量、または輝度値に基づき推定を行う。この場合、物体内に蛍光物質を注入する注入部を備えることが好ましい。蛍光物質は例えばインドシアニングリーンである。
【００１６】
前記第一推定部は、前記第二照射部から被観察部位に超音波を照射して前記第一撮像部で得た超音波断層画像に基づき推定を行う。
【００１７】
前記第一推定部は、前記第二照射部から被観察部位に低コヒーレンス光を照射して前記第一撮像部で得た光断層画像に基づき推定を行う。
【００１８】
前記第一推定部および前記第二推定部の推定結果を表示する表示部を備えることが好ましい。この場合、前記表示部は、各推定部の推定結果を単独表示、並列表示、または重畳表示する。これらの表示形態を自動または手動で切り替えてもよい。
【００１９】
前記第一照射部および前記第二照射部、または前記第一撮像部および前記第二撮像部は構成部品が一部共有化されている。また、各部の機能は一本の内視鏡で賄われる。
【００２０】
前記第一推定部は血管の深さを推定し、前記第二推定部は血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定する。
【００２１】
本発明の光計測方法は、被観察部位からの発光または反射波を撮像して第一撮像信号を出力する第一撮像ステップと、第一撮像信号を用いた第一推定アルゴリズに基づき、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定する第一推定ステップと、被観察部位に光を照射する照射ステップと、光の被観察部位からの反射光を撮像して第二撮像信号を出力する第二撮像ステップと、第二撮像信号を用いた第二推定アルゴリズムに基づき、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する第二推定ステップと、第二推定アルゴリズムを前記第一推定ステップの推定結果に適合したものに変更する設定ステップとを備えることを特徴とする。
【発明の効果】
【００２２】
本発明によれば、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定した結果に適合した推定アルゴリズムにて、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定するので、吸光成分濃度の推定の確からしさを高めることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】光計測システムの構成を示すブロック図である。
【図２】電子内視鏡システムの構成を示すブロック図である。
【図３】照射部の構成を示す図である。
【図４】撮像部の構成を示す図である。
【図５】ＣＣＤの分光感度特性を示すグラフである。
【図６】画像処理部の構成を示す図である。
【図７】酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光特性を示すグラフである。
【図８】推定参照情報の例を示すグラフである。
【図９】血管深さ画像と酸素飽和度画像の表示形態を示す図である。
【図１０】制御部の構成を示す図である。
【図１１】波長セットテーブルの例を示す図である。
【図１２】第一実施形態の処理手順を示すフローチャートである。
【図１３】第二実施形態の推定参照情報の例を示すグラフである。
【図１４】第二実施形態の処理手順を示すフローチャートである。
【図１５】第三実施形態の処理手順を示すフローチャートである。
【図１６】血管深さ推定に超音波を利用した光計測システムの構成を示すブロック図である。
【図１７】血管深さ推定に低コヒーレンス光を利用した光計測システムの構成を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００２４】
図１において、光計測システム２は、深さ推定部１０と吸光成分濃度推定部１１とを備える。深さ推定部１０は、被検体の被観察部位内に存在する物体、例えば血管の被観察部位表面からの深さを推定し、その推定結果を吸光成分濃度推定部１１に出力する。吸光成分濃度推定部１１は、深さ推定部１０からの推定結果に応じて、被観察部位に照射する狭い波長帯域の光（狭帯域光）の波長を選択（第一実施形態）、または推定アルゴリズムを変更（第二実施形態）、あるいはその両方を実行（第三実施形態）し、深さ推定結果に適合した観察条件にて前記物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する。
【００２５】
図２に光計測システム２の一例として電子内視鏡システム１５を示す。電子内視鏡システム１５は、生体内組織の血管の深さを推定し、吸光成分濃度として血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定する。電子内視鏡システム１５は制御部１６により全体の動作を統括的に制御される。
【００２６】
電子内視鏡システム１５には、被検体の被観察部位に白色光を照射して観察する通常観察モードと、被観察部位にＩＣＧ（インドシアニングリーン；Indocyanine green）を注入してその励起発光から血管深さを推定する血管深さ推定モードと、被観察部位に狭帯域光を照射して酸素飽和度を推定する酸素飽和度推定モードとが用意されている。各モードの切替は操作部１７を操作することにより行われる。電子内視鏡システム１５の電源投入直後は通常観察モードが自動的に選択される。
【００２７】
電子内視鏡システム１５は、周知の如く、被検体内に挿入される可撓性の挿入部をもつ電子内視鏡１８（図３および図４参照）を備える。電子内視鏡１８は被観察部位に照明光を照射する照射部１９と被観察部位の像を撮像する撮像部２０とを含む。
【００２８】
照射部１９は例えば図３に示す構成であり、ＩＣＧ注入部２１によって被観察部位に注入されるＩＣＧを励起発光させるための励起光、および吸光成分濃度を推定するための狭帯域光を適宜切り替えて照射することが可能である。なお、ＩＣＧ注入部２１は、静脈注射によって血管中にＩＣＧを注入する。ＩＣＧ注入部２１は、制御部１６の制御の下、被検体内のＩＣＧ濃度が略一定に維持されるようＩＣＧ注入量を調節する。
【００２９】
図３において、照射部１９は励起光源２５と白色光源２６、２７を有する。各光源２５〜２７は電子内視鏡１８と別体の光源装置内に設けられている。励起光源２５は、励起光として７５０ｎｍの赤外光を発する半導体レーザ、またはＬＥＤ等である。白色光源２６、２７は、青色〜赤色までのブロードな波長の光、例えば４００ｎｍ以上１０００ｎｍ以下の波長帯の白色光を発するキセノンランプやハロゲンランプ、白色ＬＥＤ等である。各光源２５〜２７は、制御部１６の制御の下、光源切替部２８により点灯、消灯が切り替えられる。
【００３０】
各光源２５〜２７の光出射側にはライトガイド２９、３０、３１が配され、これらはカプラー３２を介して一本のライトガイド３３に連結されている。ライトガイド３３は、各光源２５〜２７から発せられた光を電子内視鏡１８の挿入部先端に導光する。ライトガイド３３で導光された光は、電子内視鏡１８の挿入部先端に設けられた照明窓３４から被観察部位に向けて照射される。
【００３１】
白色光源２７とライトガイド３１の間には、波長可変素子３５が配されている。波長可変素子３５は、入射光のうちの特定の波長帯域の光を選択的に透過させ、且つ透過させる光の波長帯域を変更可能な素子である。波長可変素子３５は、制御部１６により駆動制御される。
【００３２】
波長可変素子３５には、圧電素子等のアクチュエータを駆動することにより、二枚の高反射光フィルタからなる基板の面間隔を変更し、以て透過光の波長帯域を制御するエタロン、偏光フィルタ間に複屈折フィルタとネマティック液晶セルを挟んで構成され、液晶セルへの印加電圧を変更することで透過光の波長帯域を制御する液晶チューナブルフィルタ、あるいは複数の干渉フィルタ（バンドパスフィルタ）を組み合わせたロータリーフィルタが用いられる。
【００３３】
通常観察モードが選択された場合は白色光源２６のみが点灯する。被観察部位に照射される照明光は白色光のみとなる。血管深さ推定モードが選択された場合は励起光源２５のみ、または励起光源２５と白色光源２６が点灯する。被観察部位に照射される照明光は励起光のみ、または励起光と白色光となる。酸素飽和度推定モードが選択された場合は白色光源２７のみ、または白色光源２６、２７が点灯し、被観察部位に照射される光は波長可変素子３５により透過された狭帯域光のみ、または狭帯域光と白色光となる。
【００３４】
照射部１９には、上記の他にも、各光源２５〜２７から発せられた光を集光して、ライトガイド２９〜３１に導光する集光レンズや、ライトガイド２９〜３１に入射させる光の光量を調節するための可動絞りが設けられている。
【００３５】
撮像部２０は、通常観察時の白色光の反射光に加えて、励起光の照射によるＩＣＧの励起発光、および狭帯域光の反射光を撮像することが可能である。図４において、撮像部２０は、電子内視鏡１８の挿入部先端に設けられた観察窓４０からの被観察部位の像を取り込む対物光学系４１と、対物光学系４１で取り込まれた被観察部位の像を撮像するＣＣＤ４２とを有する。ＣＣＤ４２は対物光学系４１を経由した被観察部位の像が撮像面４３に入射するように配置されている。
【００３６】
ＣＣＤ４２の撮像面４３には、複数の色セグメントからなるカラーフィルタ、例えばベイヤー配列の原色（ＲＧＢ）カラーフィルタ４４と、励起光カットフィルタ４５が配されている。これら各フィルタ４４、４５の分光透過率、および画素自体の分光感度によって、ＣＣＤ４２のＲＧＢ各画素の分光感度特性は図５に示すようになる。Ｒ画素は６５０ｎｍ近傍、Ｇ画素は５５０ｎｍ近傍、Ｂ画素は４５０ｎｍ近傍の波長の光にそれぞれ感度を有する。Ｒ画素は８１０ｎｍ付近の赤外領域の波長の光にも感度を有し、中心波長８１０ｎｍのＩＣＧの蛍光も撮像可能である。一方ＩＣＧの励起光（波長７５０ｎｍ）は励起光カットフィルタ４５によってカットされ、各画素に入射することはない。なお、励起光カットフィルタ４５をＧ画素とＢ画素上にだけ設けてもよい。この場合は励起光と併せて蛍光をカットしてもよい。
【００３７】
アナログ信号処理回路（以下、ＡＦＥと略す）４６は、相関二重サンプリング回路（以下、ＣＤＳと略す）、自動ゲイン制御回路（以下、ＡＧＣと略す）、およびアナログ／デジタル変換器（以下、Ａ／Ｄと略す）から構成されている。ＣＤＳは、ＣＣＤ４２から出力される撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、ＣＣＤ４２で生じるリセット雑音およびアンプ雑音の除去を行う。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズ除去が行われた撮像信号を、制御部１６から指定されるゲイン（増幅率）で増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣにより増幅された撮像信号を所定のビット数のデジタル信号に変換する。Ａ／Ｄでデジタル化された撮像信号は画像処理部２２に入力される。
【００３８】
駆動回路４７は、制御部１６の制御の下、ＣＣＤ４２の駆動パルス（垂直／水平走査パルス、電子シャッタパルス、読み出しパルス、リセットパルス等）とＡＦＥ４６用の同期パルスとを発生する。ＣＣＤ４２は、駆動回路４７からの駆動パルスに応じて撮像動作を行い、撮像信号を出力する。ＡＦＥ４６の各部は、駆動回路４７からの同期パルスに基づいて動作する。
【００３９】
画像処理部２２は、ＡＦＥ４６から入力された撮像信号に対して、色補間、ホワイトバランス調整、ガンマ補正、画像強調、画像用ノイズリダクション、色変換等の周知の各種画像処理を施す他、血管深さ推定と酸素飽和度推定を行う。
【００４０】
図６において、画像処理部２２には、血管深さ推定部５０と酸素飽和度推定部５１が設けられている。各推定部５０、５１の前段には血管領域特定部５２が接続されている。血管領域特定部５２はＡＦＥ４６から入力される画像を解析し、例えば血管部分とそれ以外の部分の輝度値の差を参照することで血管が映し出された領域を特定する。血管領域特定部５２は、特定した血管領域の情報を画像とともに各推定部５０、５１に出力する。
【００４１】
血管深さ推定部５０は、被観察部位に励起光を照射してＩＣＧの蛍光を撮像した画像に基づき、血管の被観察部位表面からの深さを推定する。血管深さ推定では、ＣＣＤ４２で撮像される被観察部位の像の光強度（輝度）が物体の深さに依存する性質を利用する。例えば、血管領域のボケ、または輝度値の大きさを元にした方法（特開２００９−１５３９６９号公報、特開２００９−１６０３８６号公報参照）を用いる。
【００４２】
被観察部位内の物体からの反射光は、深い位置の物体からの反射光ほど散乱の影響を受けて強度が弱くなる。このため、被観察部位に励起光を照射してＩＣＧの蛍光を撮像した画像では、表層血管と比較して中深層血管のほうがボケる、あるいは輝度が暗くなる。つまり血管領域のボケ量（コントラスト値）、または輝度値は、血管の深さを間接的に表す指標となる。但し、被観察部位表面と照明窓３４および観察窓４０がある電子内視鏡１８の先端部との距離（照明光と反射光の光路長）によっても反射光の強度は変化するので、この距離による反射光強度の変化の影響を除外する必要がある。
【００４３】
そこで、特開２００９−１５３９６９号公報に記載されているように、血管深さ推定部５０は、同一の被観察部位を映し出した同一画像、または同一の被観察部位を映し出した異なる画像の、励起光を照射していない血管領域に対する照射した血管領域のコントラスト比、または輝度比を算出する。そして、算出結果を制御部１６および深さ画像生成部５３に出力する。深い位置に存在する中深層血管ほど、励起光を照射した場合と照射しない場合のコントラスト値、または輝度値に差がなくなるため、その比は小さくなる。逆に表層血管の場合はコントラスト比、または輝度比は大きくなる。比を求めるのは、励起光を照射していない血管領域をリファレンスとして用い、被観察部位表面と電子内視鏡１８の先端部との距離による反射光強度の変化の影響を除外するためである。
【００４４】
また、特開２００９−１６０３８６号公報に記載されているように、浅い位置に存在する血管のＩＣＧ濃度（ＩＣＧの量）と、深い位置に存在する血管の画像のＲＧＢおよび赤外成分の相対強度とから、深い位置に存在する血管の深さを算出してもよい。
【００４５】
なお、反射光の強度は血管中のＩＣＧ濃度によっても変化するので、この影響を除外する仕組みを備えていてもよい。例えば特開２００９−１６０３８６号公報に記載の血管中の物質量を算出する方法を用いてＩＣＧの量を求め、求めたＩＣＧの量に基づきコントラスト値、または輝度値を補正する。より具体的には、ＩＣＧの量が基準より多い場合はコントラスト値、または輝度値を下げ、少ない場合は嵩上げする。
【００４６】
酸素飽和度推定部５１は、被観察部位に複数の波長帯域の狭帯域光を照射してその反射光を撮像した複数の画像、および推定参照情報５５に基づき、血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定する。
【００４７】
図７に示すように、血管中のヘモグロビンは、照明光の波長によって吸光係数μａが変化する。吸光係数μａは、ヘモグロビンの光の吸収の大きさ（吸光度）を表し、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は照明光の強度であり、ｘ（ｃｍ）は被観察部位表面から血管までの深さである。
【００４８】
また、酸素と結合していない還元ヘモグロビンＨｂと酸素と結合した酸化ヘモグロビンＨｂＯは異なる吸光特性をもち、同じ吸光係数μａを示す等吸収点（各ヘモグロビンの吸光係数μａの交点）を除いて、吸光係数μａに差が生じる。
【００４９】
吸光係数μａに差があると、同じ血管に対して同じ強度且つ同じ波長の光を照射しても反射光の強度が変化する。また、同じ強度で波長が異なる光を照射しても、波長によって吸光係数μａが変わるため同様に強度が変化する。従って、複数の波長帯域の狭帯域光を照射して得た複数の画像を解析すれば、血管中の酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの割合、すなわち酸素飽和度の情報を得ることができる。
【００５０】
酸素飽和度推定部５１は、複数の波長帯域の狭帯域光を照射して得た複数の画像をそれぞれ一時的に記憶するフレームメモリ（図示せず）を有する。酸素飽和度推定部５１は、フレームメモリから各画像を読み出し、各画像の画素値を用いた種々の演算、例えば各画像間の画素値の比や差分をとることにより画像パラメータを算出する。一例として、第一〜第三の狭帯域光を被観察部位に順に照射し、これにより得られた第一〜第三画像Ｇ１〜Ｇ３を用いて酸素飽和度を推定する場合、酸素飽和度推定部５１は、Ｇ１／Ｇ３、Ｇ２／Ｇ３を画像パラメータとして算出する。
【００５１】
推定参照情報５５は、図８に示すような画像パラメータと酸素飽和度の関係を、関数あるいはデータテーブルの形式でもつ。画像パラメータと酸素飽和度の関係は実験等で予め求められる。酸素飽和度推定部５１は、算出した画像パラメータを関数に代入して演算したりデータテーブルを検索したりして、当該画像パラメータに対応する酸素飽和度を推定参照情報５５から求める。そして、酸素飽和度の算出結果を酸素飽和度画像生成部５４に出力する。
【００５２】
深さ画像生成部５３および酸素飽和度画像生成部５４は、制御部１６からグラフィックデータを受け取る。グラフィックデータには、観察画像の無効画素領域を隠して有効画素領域のみを表示させる表示用マスク、検査日時、あるいは患者や術者等の文字情報、グラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ；Graphical User Interface）等がある。また、各推定部５０、５１の推定結果を擬似カラー表示するためのカラーマップが含まれる。
【００５３】
血管深さ表示用のカラーマップは、例えば血管深さの推定結果が浅い場合（表層）は青、中程度（中層）は緑、深い場合（深層）は赤を割り当てるよう構成されている。酸素飽和度表示用のカラーマップは、例えば酸素飽和度が比較的低い場合はシアン、中程度はマゼンタ、高い場合はイエローを割り当てるよう構成されている。各画像生成部５３、５４は、得られた画像に対して、表示用マスク、文字情報、ＧＵＩの重畳処理、モニタ１８の表示画面への描画処理等を行う他、カラーマップに従って各推定部５０、５１の推定結果を画像上に表現する。こうすることで、各推定部５０、５１の推定結果を反映させた血管深さ画像および酸素飽和度画像が生成される。酸素飽和度画像には酸素飽和度推定部５１が推定参照情報５５から求めた酸素飽和度の数値が文字情報として表示される（図９参照）。
【００５４】
表示部２３は表示制御部とモニタからなる。表示制御部は、各画像生成部５３、５４からの血管深さ画像および酸素飽和度画像をモニタの表示形式に応じたビデオ信号（コンポーネント信号、コンポジット信号等）に変換する。これによりモニタに各画像が表示される。
【００５５】
血管深さ画像および酸素飽和度画像の表示形態としては、各画像をそれぞれ単独でモニタに表示させてもよいし、図９（Ａ）に示すように各画像を並べて表示してもよい。あるいは（Ｂ）に示すように、血管深さ画像に酸素飽和度の数値の文字情報を重畳する。さらには（Ｃ）に示すように、ある特定の血管の深さと酸素飽和度のみを選択的に表示させる。通常観察モードで取得した画像と血管深さ画像および酸素飽和度画像を並列、重畳表示してもよい。これら単独表示、並列表示、重畳表示、特定の血管の表示を、術者の操作または一定時間毎に自動的に切り替えてもよい。各画像の比較が容易になり、診断をスムーズに進めることができる。
【００５６】
図１０において、制御部１６はＣＰＵ６０を有する。ＣＰＵ６０は、図示しないデータバスやアドレスバス、制御線を介して各部と接続している。ＲＯＭ６１には、各部の動作を制御するためのプログラム（ＯＳ、アプリケーションプログラム等）やデータ（推定参照情報、グラフィックデータ等）が記憶されている。ＣＰＵ６０は、ＲＯＭ６１から必要なプログラムやデータを読み出して、作業用メモリであるＲＡＭ６２に展開し、読み出したプログラムを逐次処理する。また、ＣＰＵ６０は、ＲＯＭ６１から読み出したデータを各部に提供する。さらにＣＰＵ６０は、検査日時、患者や術者の情報等の文字情報といった検査毎に変わる情報を操作部１７やＬＡＮ(Local Area Network)等のネットワークより得て、ＲＡＭ６２に記憶する。
【００５７】
操作部１７は、操作パネル、あるいはマウスやキーボード等の周知の入力デバイスである。ＣＰＵ６０は、操作部１７からの操作信号に応じて、各部を動作させる。
【００５８】
操作部１７は、画像中のＲＯＩ（関心領域）を指定する機能を有する。操作部１７でＲＯＩが指定されると、血管深さ推定モードと酸素飽和度推定モードが自動的に実行される。また、血管領域の特定、血管深さの推定、および酸素飽和度の推定はＲＯＩに対してのみ行われる。
【００５９】
制御部１６には、上記の他にも、画像をＣＦカード、光磁気ディスク（ＭＯ）、ＣＤ−Ｒ等のリムーバブルメディアに記録するメディアＩ／Ｆ、ＬＡＮ等のネットワークとの間で各種データの伝送制御を行うネットワークＩ／Ｆ等が設けられている。これらはデータバス等を介してＣＰＵ６０と接続されている。
【００６０】
ＲＯＭ６１のプログラムを実行することにより、ＣＰＵ６０には酸素飽和度推定条件設定部（以下、設定部と略す）６３が構築される。設定部６３は、血管深さ推定部５０の推定結果に応じて、酸素飽和度を推定する際の観察条件を設定する。
【００６１】
［第一実施形態］
本実施形態では、設定部６３は図１１に示す波長セットテーブル７０を元に酸素飽和度を推定する際の狭帯域光の波長セットを選択する。波長セットテーブル７０はＲＯＭ６１に記憶されている。波長セットテーブル７０には、表層、中層、深層の各深さの血管の酸素飽和度を推定するときに最適な波長セットが予め登録されている。
【００６２】
各波長セットには、その深さに十分に深達し、酸化、還元ヘモグロビンの吸光係数μａに差がある波長と、差がない等吸収点の波長が一例として選ばれる。表層の場合は比較的波長が短い４０５（等吸収点の波長）、４４５、４７３ｎｍであり、深層の場合は近赤外光を含む６８０、８０５（等吸収点の波長）、９５０ｎｍ、中層の場合はこれらの中間の５４０、５５０、５８０ｎｍである。なお、ここでは三つの波長を一セットとしているが、二つ、または三つ以上の波長を登録してもよい。
【００６３】
操作部１７でＲＯＩが指定された際、設定部６３は、血管深さ推定部５０の推定結果に応じた波長セットを波長セットテーブル７０から読み出す。ＣＰＵ６０は、設定部６３が読み出した波長セットの狭帯域光がＣＣＤ４２の蓄積期間単位で順次照射されるよう、波長可変素子３５の駆動を制御する。
【００６４】
次に、上記のように構成された電子内視鏡システム１５の作用について説明する。電子内視鏡１８で被検体内を観察する際、術者は、操作部１７を操作して、被検体に関する情報等を入力し、検査開始を指示する。検査開始を指示した後、術者は、電子内視鏡１８の挿入部を被検体内に挿入し、照射部１９からの照明光で被検体内を照明しながら、撮像部２０による被検体内の観察画像を表示部２３のモニタで観察する。
【００６５】
ＣＣＤ４２から出力された撮像信号は、ＡＦＥ４６の各部で各種処理を施された後、画像処理部２２に入力される。画像処理部２２では、入力された撮像信号に対して各種画像処理が施され、画像が生成される。画像処理部２２で処理された画像は、表示部２３に入力される。表示部２３では、制御部１６からのグラフィックデータに応じて、各種表示制御処理が実行される。これにより、観察画像がモニタに表示される。
【００６６】
電子内視鏡システム１５で検査を行うときには、観察対象に応じて観察モードが切り替えられる。電子内視鏡１８の挿入部を被検体内に挿入する際には通常観察モードを選択して、白色光を照射して得られた画像を観察して広い視野を確保しつつ挿入作業を行う。詳細な観察が必要な病変が発見され、その病変の血管に関する情報を取得する際には、病変をＲＯＩとして指定して血管深さ推定モードまたは酸素飽和度推定モードを実行に移し、病変に適当な波長の光（励起光または狭帯域光）を照明して得られた画像を観察する。そして、必要に応じて電子内視鏡１８に装備されたレリーズボタンを操作して静止画像を取得したり、病変に処置が必要な場合は電子内視鏡１８の鉗子チャンネルに各種処置具を挿通させて、病変の切除や投薬等の処置を施す。
【００６７】
通常観察モードの場合は、制御部１６の指令の下に光源切替部２８により白色光源２６が点灯されて、照明窓３４から被観察部位に白色光が照射される。
【００６８】
一方、図１２のステップ１０（Ｓ１０）に示すように、操作部１７が操作されて病変等がＲＯＩに指定された場合、まず血管深さ推定モードが実行される。血管深さ推定モードでは、ＩＣＧ注入部２１から被検体内にＩＣＧが注入され、また励起光源２５が点灯されて被観察部位に励起光が照射される。励起光の照射により血管に注入されたＩＣＧが励起発光し、その光が観察窓４０および対物光学系４１を介してＣＣＤ４２に導かれてＣＣＤ４２で撮像される（Ｓ１１）。
【００６９】
画像処理部２２では、まず血管領域特定部５２でＲＯＩに指定された箇所の血管領域が特定された後、血管深さ推定部５０にてＲＯＩに映る血管群の深さ（表層、中層、深層のうちの一種）が推定される（Ｓ１２）。この推定結果は制御部１６に出力され、設定部６３にて血管深さ推定結果に応じた波長セットが波長セットテーブル７０から選択される（Ｓ１３）。なお、Ｓ１２で一種以上の血管深さが推定された場合は、酸素飽和度を推定するほうを操作部１７を介して術者に選択させる。
【００７０】
血管深さ推定が終了したら、酸素飽和度推定モードに移行する。酸素飽和度推定モードでは、白色光源２７が点灯され、設定部６３で選択された波長セットの狭帯域光がＣＣＤ４２の蓄積期間単位で順次照射されるよう、波長可変素子３５の駆動が制御される。ＣＣＤ４２では設定部６３で選択された波長セットの狭帯域光による反射光が撮像される（Ｓ１４）。
【００７１】
画像処理部２２では、血管深さ推定モードと同様に血管領域特定部５２で血管領域が特定される。その後、酸素飽和度推定部５１でＲＯＩに映る血管中の酸素飽和度が推定される（Ｓ１５）。血管深さ推定結果および酸素飽和度推定結果は、深さ画像生成部５３および酸素飽和度画像生成部５４でそれぞれ深さ画像および酸素飽和度画像に画像化されて表示部２３のモニタに表示される（Ｓ１６）。
【００７２】
なお、狭帯域光を照射するのではなく白色光を照射し、得られた画像に対して主成分分析を用いた次元圧縮による線形近似やウィナー推定などに代表される分光推定処理を施して、狭帯域光を照射した場合と同様の画像を取得してもよい。この場合はバンドパスフィルタや色分解プリズムを用いてＣＣＤ４２の分光感度特性をＲＧＢの三バンドから増やしてマルチバンド化し、得られた画像の特定の波長帯域における、被観察部位からの反射光の分光反射率を推定する。この際の波長帯域を血管深さ推定の結果に応じて選択する。
【００７３】
［第二実施形態］
上記第一実施形態では血管深さ推定結果に応じて酸素飽和度推定に使用する波長セットを選択しているが、本実施形態では波長セットは固定で酸素飽和度の推定アルゴリズムを変更する。具体的には図１３（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、表層、中層、深層の各深さの血管の画像パラメータと酸素飽和度の関係を表す推定参照情報５５を用意する。そして、図１４のＳ２０に示すように、血管深さ推定結果に応じて、酸素飽和度推定部５１で酸素飽和度を推定する際に使用する推定参照情報５５を変更する。血管深さ推定結果に応じて波長セットを選択する図１２のＳ１３の代わりにＳ２０の処理が加わった他は、第一実施形態と同様であるため説明を省略する。なお、Ｓ１１、１２とＳ１４の処理の順番を逆にし、最初に固定の波長セットで撮像を行った後に血管深さ推定を行い、その後推定参照情報５５を変更してもよい。
【００７４】
本実施形態では波長セットが固定であるため、酸素飽和度を推定するターゲットをある程度絞ったものとなる。このため、推定アルゴリズムの変更は、固定の波長セットでターゲットとする層のさらに表層、中層、深層といったように、酸素飽和度推定の微調整に利用する。第一実施形態で波長セットを細分化すれば同様の効果が得られるが、波長可変素子３５の構成が複雑になり装置が大型化するおそれがあるため、微調整は推定アルゴリズムの変更で行うことが好ましい。
【００７５】
［第三実施形態］
本実施形態では、図１５に示すように、血管深さ推定結果に応じて波長セットを選択する第一実施形態（Ｓ１３）と、血管深さ推定結果に応じて酸素飽和度の推定アルゴリズムを変更する第二実施形態（Ｓ２０）を両方実施する。この場合、前段のＳ１３で表層、中層、深層と比較的大雑把な場合分けをして波長セットを選択し、後段のＳ２０で各層のさらに表層、中層、深層と細かく場合分けをして推定参照情報５５を変更することが好ましい。もちろん各層のさらに表層、中層、深層用の推定参照情報５５は予め用意しておく。こうすれば、血管深さにより適合した酸素飽和度の推定を行うことができる。
【００７６】
言うまでもないが、波長セットの選択で血管深さ推定結果に適合した観察条件となる場合は、推定アルゴリズムを変更する必要はない。なお、第一〜第三実施形態のいずれを適用するかを、操作部１７を介して術者に選択させてもよい。
【００７７】
以上説明したように、本発明は、血管深さを推定し、その推定結果に応じて酸素飽和度を推定する際の観察条件（波長セットまたは推定アルゴリズム、もしくはその両方）を変え、最適な観察条件で酸素飽和度を推定するので、酸素飽和度推定の確からしさが増し、酸素飽和度の推定結果から導かれる診断の信憑性を高めることができる。
【００７８】
血管深さ推定と酸素飽和度推定に係わる照射部１９および撮像部２０の構成部品が一部共有化され、これらの機能を一本の電子内視鏡１８で賄うので、低コスト化および省スペース化に寄与することができる。
【００７９】
上記各実施形態では、深さ推定にＩＣＧの励起発光を用いる例を挙げたが、本発明はこれに限定されない。例えばＩＣＧ以外の蛍光物質を用いてもよいし、熱励起等の光励起以外の発光現象を血管中の物質に起こさせてもよい。この場合は励起光を照射する構成（第二照射部）は不要となる。あるいは、図１６および図１７に示すような他の構成を用いて深さ推定を行ってもよい。
【００８０】
図１６において、光計測システム８０は、電子内視鏡システム１５の血管深さ推定に係わるＩＣＧ注入部２１や照射部１９の励起光源２５等を廃し、電子内視鏡１８の先端にＣＣＤ４２とともに超音波照射・撮像部８１を設けた構成である。超音波照射・撮像部８１は、被観察部位に超音波を発し、被観察部位で反射したエコー信号を受信する超音波トランスデューサを有する。また、超音波照射・撮像部８１は、被観察部位に超音波を走査するため、超音波トランスデューサを機械的に回転あるいは揺動、もしくはスライドさせる機構、あるいはアレイ状に並んだ複数の超音波トランスデューサを順次駆動させる電子スイッチを有する。前者はメカニカルスキャン走査方式、後者は電子スキャン走査方式と呼ばれる。
【００８１】
この場合、画像処理部２２は、超音波トランスデューサで受信したエコー信号を元に超音波断層画像（Ｂモード画像）を生成する。血管深さ推定部５０は、超音波断層画像に基づいて血管深さを推定する。ＩＣＧの励起光は約１ｃｍの深達度であるが、超音波断層画像は被観察部位の表面から数１０ｍｍの深さまでの比較的広い範囲の情報を得ることができるので、特に深層の血管の推定に向いている。なお、超音波照射・撮像部８１を電子内視鏡１８と一体化するのではなく、電子内視鏡１８の鉗子口に挿入するタイプとしてもよい。
【００８２】
図１７に示す光計測システム８５は、超音波照射・撮像部８１の代わりにＯＣＴ（光コヒーレンストモグラフィ；Optical Coherence Tomography）照射・撮像部８６を備えている。ＯＣＴ照射・撮像部８６は、低コヒーレンス光を測定光として被観察部位に照射するＳＬＤ(Super Luminescent Diode）等の光源や、測定光を分離して光検出器に参照光として入射させるビームスプリッタ等を有する。
【００８３】
光検出器は、被観察部位で反射された測定光の反射光と参照光との合波光に含まれる干渉光の強度を測定する。画像処理部２２は、光検出器の測定結果に基づいて光断層画像を生成し、血管深さ推定部５０は、光断層画像に基づいて血管深さを推定する。光断層画像の場合は、被観察部位の表面から数ｍｍ程度の深さの情報しか得られないが、数μｍ程度の高い分解能を有するため、各層のさらに表層、中層、深層を見分ける場合に有用である。なお、図１６の超音波照射・撮像部８１の場合と同様に、ＯＣＴ照射・撮像部８６は電子内視鏡１８に一体化してもよいし、電子内視鏡１８の鉗子口に挿入するタイプとしてもよい。
【００８４】
超音波断層画像、光断層画像のいずれを血管深さ推定に用いる場合も、血管領域特定部５２は、輪郭抽出やパターン認識といった周知の画像認識技術を利用して、画像内の血管領域を特定する。
【００８５】
なお、本発明に係る光計測システムは、上記各実施形態に限らず、本発明の要旨を逸脱しない限り種々の構成を採り得ることはもちろんである。例えば、撮像素子としてＣＣＤ４２の代わりにＣＭＯＳイメージセンサを用いてもよい。また、血管深さ推定には電子内視鏡１８のＣＣＤ４２を用い、酸素飽和度推定には電子内視鏡１８の鉗子口に挿入するシースの先端に配されたＣＣＤを用いる等、血管深さ推定用と酸素飽和度推定用に別々に撮像素子を設けてもよい。
【００８６】
白色光源２７の出射端側に波長可変素子３５を設けているが、ライトガイド３４を励起光用、狭帯域光用と複数本用意し、その出射端側に設けてもよい。また、照明光学系ではなく、被観察部位の像を取り込む対物光学系、例えば観察窓３０の背後やＣＣＤ４２の撮像面上に波長可変素子を配置してもよい。さらには、波長可変素子を設ける代わりに、複数種の波長帯域の狭帯域光を発する複数の光源を設けてもよい。
【００８７】
なお、図８、図１３の画像パラメータと酸素飽和度の関係は一例であり、必ずしも実際の数値を表すものではない。
【００８８】
上記各実施形態では医療分野への利用に限定して説明しているが、工業分野への利用も可能である。従って物体は血管に限らず、推定する吸光成分濃度もヘモグロビンの酸素飽和度に限らない。また、光計測を行う領域の大きさは、上記実施形態のＣＣＤの撮像範囲に限らず、微小なスポットであってもよい。
【符号の説明】
【００８９】
２、８０、８５ 光計測システム
１０ 深さ推定部
１１ 吸光成分濃度推定部
１５ 電子内視鏡システム
１６ 制御部
１７ 操作部
１８ 電子内視鏡
１９ 照射部
２０ 撮像部
２１ ＩＣＧ注入部
２２ 画像処理部
２３ 表示部
２５ 励起光源
２６、２７ 白色光源
３５ 波長可変素子
４２ ＣＣＤ
５０ 血管深さ推定部
５１ 酸素飽和度推定部
５５ 推定参照情報
６０ ＣＰＵ
６３ 酸素飽和度推定条件設定部（設定部）
７０ 波長セットテーブル
８１ 超音波照射・撮像部
８６ ＯＣＴ照射・撮像部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被観察部位からの発光または反射波を撮像して第一撮像信号を出力する第一撮像部と、
第一撮像信号を用いた第一推定アルゴリズムに基づき、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定する第一推定部と、
被観察部位に光を照射する第一照射部と、
前記第一照射部から発せられた光の被観察部位からの反射光を撮像して第二撮像信号を出力する第二撮像部と、
第二撮像信号を用いた第二推定アルゴリズムに基づき、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する第二推定部と、
第二推定アルゴリズムを前記第一推定部の推定結果に適合したものに変更する設定部とを備えることを特徴とする光計測システム。
【請求項２】
前記第二推定部は、前記第一照射部から被観察部位に波長帯域の異なる少なくとも二種の光を照射して前記第二撮像部で得た第二撮像信号に基づき推定を行うことを特徴とする請求項１に記載の光計測システム。
【請求項３】
前記第一照射部または前記第二撮像部は、透過光の波長帯域が可変する波長可変素子を有することを特徴とする請求項２に記載の光計測システム。
【請求項４】
前記第二推定部は、前記第一照射部から被観察部位にブロードな波長帯域の白色光を照射して前記第二撮像部で得た第二撮像信号に基づき推定を行い、
特定の波長帯域の成分を第二撮像信号から抽出することを特徴とする請求項１に記載の光計測システム。
【請求項５】
被観察部位に電磁波または音波を照射する第二照射部を備えることを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項６】
前記第一推定部は、前記第二照射部から物体に含まれる蛍光物質を励起発光させるための励起光を照射して前記第一撮像部で得た画像のボケ量、または輝度値に基づき推定を行うことを特徴とする請求項５に記載の光計測システム。
【請求項７】
物体内に蛍光物質を注入する注入部を備えることを特徴とする請求項６に記載の光計測システム。
【請求項８】
前記第一推定部は、前記第二照射部から被観察部位に超音波を照射して前記第一撮像部で得た超音波断層画像に基づき推定を行うことを特徴とする請求項５に記載の光計測システム。
【請求項９】
前記第一推定部は、前記第二照射部から被観察部位に低コヒーレンス光を照射して前記第一撮像部で得た光断層画像に基づき推定を行うことを特徴とする請求項５に記載の光計測システム。
【請求項１０】
前記第一推定部および前記第二推定部の推定結果を表示する表示部を備えることを特徴とする請求項１ないし９のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項１１】
前記表示部は、各推定部の推定結果を単独表示、並列表示、または重畳表示することを特徴とする請求項１０に記載の光計測システム。
【請求項１２】
前記第一照射部および前記第二照射部、または前記第一撮像部および前記第二撮像部は構成部品が一部共有化されていることを特徴とする請求項５ないし１１のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項１３】
前記第一照射部および前記第二照射部と、前記第一撮像部および前記第二撮像部の機能が一本の内視鏡で賄われていることを特徴とする請求項５ないし１２のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項１４】
前記第一推定部は血管の深さを推定し、前記第二推定部は血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定することを特徴とする請求項１ないし１３のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項１５】
被観察部位からの発光または反射波を撮像して第一撮像信号を出力する第一撮像ステップと、
第一撮像信号を用いた第一推定アルゴリズに基づき、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定する第一推定ステップと、
被観察部位に光を照射する照射ステップと、
光の被観察部位からの反射光を撮像して第二撮像信号を出力する第二撮像ステップと、
第二撮像信号を用いた第二推定アルゴリズムに基づき、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する第二推定ステップと、
第二推定アルゴリズムを前記第一推定ステップの推定結果に適合したものに変更する設定ステップとを備えることを特徴とする光計測方法。
【請求項１】
被観察部位からの発光または反射波を撮像して第一撮像信号を出力する第一撮像部と、
第一撮像信号を用いた第一推定アルゴリズムに基づき、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定する第一推定部と、
被観察部位に光を照射する第一照射部と、
前記第一照射部から発せられた光の被観察部位からの反射光を撮像して第二撮像信号を出力する第二撮像部と、
第二撮像信号を用いた第二推定アルゴリズムに基づき、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する第二推定部と、
第二推定アルゴリズムを前記第一推定部の推定結果に適合したものに変更する設定部とを備えることを特徴とする光計測システム。
【請求項２】
前記第二推定部は、前記第一照射部から被観察部位に波長帯域の異なる少なくとも二種の光を照射して前記第二撮像部で得た第二撮像信号に基づき推定を行うことを特徴とする請求項１に記載の光計測システム。
【請求項３】
前記第一照射部または前記第二撮像部は、透過光の波長帯域が可変する波長可変素子を有することを特徴とする請求項２に記載の光計測システム。
【請求項４】
前記第二推定部は、前記第一照射部から被観察部位にブロードな波長帯域の白色光を照射して前記第二撮像部で得た第二撮像信号に基づき推定を行い、
特定の波長帯域の成分を第二撮像信号から抽出することを特徴とする請求項１に記載の光計測システム。
【請求項５】
被観察部位に電磁波または音波を照射する第二照射部を備えることを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項６】
前記第一推定部は、前記第二照射部から物体に含まれる蛍光物質を励起発光させるための励起光を照射して前記第一撮像部で得た画像のボケ量、または輝度値に基づき推定を行うことを特徴とする請求項５に記載の光計測システム。
【請求項７】
物体内に蛍光物質を注入する注入部を備えることを特徴とする請求項６に記載の光計測システム。
【請求項８】
前記第一推定部は、前記第二照射部から被観察部位に超音波を照射して前記第一撮像部で得た超音波断層画像に基づき推定を行うことを特徴とする請求項５に記載の光計測システム。
【請求項９】
前記第一推定部は、前記第二照射部から被観察部位に低コヒーレンス光を照射して前記第一撮像部で得た光断層画像に基づき推定を行うことを特徴とする請求項５に記載の光計測システム。
【請求項１０】
前記第一推定部および前記第二推定部の推定結果を表示する表示部を備えることを特徴とする請求項１ないし９のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項１１】
前記表示部は、各推定部の推定結果を単独表示、並列表示、または重畳表示することを特徴とする請求項１０に記載の光計測システム。
【請求項１２】
前記第一照射部および前記第二照射部、または前記第一撮像部および前記第二撮像部は構成部品が一部共有化されていることを特徴とする請求項５ないし１１のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項１３】
前記第一照射部および前記第二照射部と、前記第一撮像部および前記第二撮像部の機能が一本の内視鏡で賄われていることを特徴とする請求項５ないし１２のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項１４】
前記第一推定部は血管の深さを推定し、前記第二推定部は血管中のヘモグロビンの酸素飽和度を推定することを特徴とする請求項１ないし１３のいずれかに記載の光計測システム。
【請求項１５】
被観察部位からの発光または反射波を撮像して第一撮像信号を出力する第一撮像ステップと、
第一撮像信号を用いた第一推定アルゴリズに基づき、被観察部位内に存在する物体の被観察部位表面からの深さを推定する第一推定ステップと、
被観察部位に光を照射する照射ステップと、
光の被観察部位からの反射光を撮像して第二撮像信号を出力する第二撮像ステップと、
第二撮像信号を用いた第二推定アルゴリズムに基づき、物体に含まれる物質の吸光成分濃度を推定する第二推定ステップと、
第二推定アルゴリズムを前記第一推定ステップの推定結果に適合したものに変更する設定ステップとを備えることを特徴とする光計測方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【公開番号】特開２０１２−１３０５０６（Ｐ２０１２−１３０５０６Ａ）
【公開日】平成２４年７月１２日（２０１２．７．１２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−２８４５９８（Ｐ２０１０−２８４５９８）
【出願日】平成２２年１２月２１日（２０１０．１２．２１）
【出願人】（３０６０３７３１１）富士フイルム株式会社 (25,513)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年７月１２日（２０１２．７．１２）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年１２月２１日（２０１０．１２．２１）
【出願人】（３０６０３７３１１）富士フイルム株式会社 (25,513)
【Ｆターム（参考）】
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