JPH053295B2

JPH053295B2 -

Info

Publication number: JPH053295B2
Application number: JP62147909A
Authority: JP
Inventors: Katsuya Kikuchi
Original assignee: Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1987-06-16
Filing date: 1987-06-16
Publication date: 1993-01-14
Also published as: US4998973A; JPS63311937A

Description

【発明の詳細な説明】［発明の目的］（産業上の利用分野）本発明は内視鏡装置に関し、特に当該装置の被
写体画像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。

（従来の技術）近年、胃等の臓器粘膜の血流動態と疾患との対
応が種々研究され明らかにされつつあり、血流量
や酸素飽和度を計測して診断に役立てようとする
試みが行なわれている。

文献『医療用組織スペクトル分析装置』（『レー
ザー研究』昭和60年第13巻第２号、平本順一氏な
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、吸光度と血流量（ヘモ
グロビン量）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。第５図に人血中のヘ
モグロビンの吸収スペクトルを示す。同図におい
て波長569nｍ（ナノメートル、以下同じ）およ
び波長586nｍ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（SO₂、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SO₂が増せば増加し、波長
650nｍ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り、酸素飽和
度（I_SO2）および血流量（ヘモグロビン量、I_Hb）
を、式、 I_SO2＝0.673・Ａ／Ｂおよび I_Hb＝200・Ｃを用いて求める事ができる。

ところで、上記の様なスペクトル計測を、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つて
しまう。内視鏡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蠕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。こ
のため、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される事が希求さ
れていた。

しかしながら従来は、この様な血流量および酸
素飽和度の計測機能を備えた内視鏡装置は存在し
ていなかつた。

（発明が解決しようとする問題点）このように従来は、胃等の臓器粘膜の血流量や
酸素飽和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、内視鏡検査
においては患者に大きな苦痛を与え、かつ計測対
象が蠕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つた。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
題点があつた。

［発明の構成］（問題点を解決するための手段）このような問題を解決するために、本発明で
は、狭帯域波長の照射光を選択的に出力する光源
と、この光源からの照射光に基づいて被写体を撮
像し２次元画像データを得る撮像手段と、前記狭
帯域波長の照射光毎に撮像して得た複数の画像デ
ータと標準データとを用いて、前記画像データの
構成単位毎に血流量又は酸素飽和度の機能情報を
算出する演算処理手段と、前記演算処理手段によ
り得られ多機能情報の分布を２次元画像情報とし
て表示する表示手段とを有することを特徴とする
内視鏡装置を創案した。

（作用）このような手段を備えた内視鏡装置であれば、
複数種類の狭帯域波長光源（λi、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
（E〓_i）と標準データ例えば標準白色体を体外にお
いて撮影して得た画像データ（E^s〓_i）とから、血
流量および酸素飽和度を求める演算、例えば、式 logE〓_i／E〓_j＋logE^s／〓_j／E^s／〓_i で示される演算を実行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次元の胃粘膜等の血流量及び酸素
飽和度イメージングが高速に得られる様になる。
ところで、前述の標準白色体を用いた体外での画
像データ（E^sλi）を得る理由は、光源及びカメラ
等の感度が波長に依存するので、これを波長に依
存しないように補正をするために用いる。すなわ
ち、標準白色体ならば、波長に、無関係に反射強
度を得られるからである。これは、定量的な計測
データを得る上で重要である。

なお、ここで前記演算式に係る原理を説明す
る。まず諸量を定義すると、標準白色板分光反射
スペクトルをRs（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Ａ（λ）＝−logＲ（λ）／Rs（λ） …… 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、 E〓＝Ｐ（λ）・Ｒ（λ）・Ｓ（λ）・Δλ …… となる。ここで、Ｐ（λ）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E^s〓
は、 E^s〓＝Ｐ（λ）・Rs（λ）・Ｓ（λ）・Δλ …… となり、Ｒ（λ）とカメラ出力値の関係は、式
よりＲ（λ）＝E〓／Ｐ（λ）・Ｓ（λ）・Δλ であり、式を用いるとＲ（λ）＝E〓／E^s／〓Rs（λ） …… となる。以上の式より血流量（ヘモグロビン量）） I_Hb＝200・Ｃおよび酸素飽和度 I_SO2＝0.673・Ａ／Ｂとカメラ出力値との関係を第５図より導出する。

Ｃ＝Ａ（λ₁）−Ａ（λ₄）＝−logＲ
（λ₁）／Rs（λ₁）＋logＲ（λ₄）／Rs（λ₄）＝logＲ（λ₄）／Ｒ（λ
₁）＋logRs（λ₁）／Rs（λ₄）≒logＲ（λ₄）／Ｒ（λ
₁） …… ここで、Rs（λ）はλにほとんど依存しないので Rs（λ₁）≒Rs（λ₄）の近似を用いた。ちなみに、 Rs（λ₁）＝0.992、Rs（λ₄）＝0.990 である。

Ｒ（λ₄）／Ｒ（λ₁）＝E〓₄／E^s／〓
₄・Rs（λ4）／E〓₁／E^s／〓₁・Rs（λ1）＝E〓₄／E〓₁・E^s／〓₁／E^s／〓₄・Rs（λ4）／Rs（λ1）≒E〓₄／E
〓₁・E^s／〓₁／E^s／〓₄…… 式、よりＣ＝logE〓₄／E〓₁＋logE^s／〓₁／E^s／〓₄ …… となる。

式で、第１項は波長λ₄とλ₁の各波長で胃内等
の被写体を撮影した場合のカメラ出力の比であ
る。第２項は同波長での標準白色罰を撮影した場
合のカメラ出力の比なので、体外で標準白色板を
撮影したデータが利用できる。

次に酸素飽和度について、関係を導出する。

Ａ／Ｂ＝Ａ（λ₂）−0.45｛Ａ（λ₁）
−Ａ（λ₃）｝−Ａ（λ₃）／Ａ（λ₁）−Ａ（λ₃）＝0.45｛Ａ（λ₂）−Ａ
（λ₁）｝＋0.55｛Ａ（λ₂）−Ａ（λ₃）｝／Ａ（λ₁）
−Ａ（λ₃）…… 式で、分子、分母にある吸光度の差の式は、
前述の式と同形であるので、それぞれ、 ΔA₁₃≡Ａ（λ₁）−Ａ（λ₃）＝l
ogE〓₃／E〓₁＋logE^s／〓₁／E^s／〓₃…… ΔA₂₁≡Ａ（λ₂）−Ａ（λ₁）＝l
ogE〓₁／E〓₂＋logE^s／〓₂／E^s／〓₁…… ΔA₂₃≡Ａ（λ₂）−Ａ（λ₃）＝l
ogE〓₃／E〓₂＋logE^s／〓₂／E^s／〓₃…… と表される。

式、は、、、式より、Ａ／Ｂ＝0.45ΔA₂₁＋0.55ΔA₂₃／ΔA₁₃ …… となる。

酸素飽和度の場合には３種類の波長λ₁、λ₂、λ₃
の光源で撮影して得られたカメラ出力を、式、
、、により計算する事により酸素飽和度が
算出される。

なお、式の演算を実行する場合、第２項は定
数であるのでＣ＝logE〓₄−10ｇE〓₁＋Ｂ（Ｂ：定数）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、、、
式の演算についても同様である。

以上述べた様に、血流量（ヘモグロビン量）お
よび酸素飽和度の算出は、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撮影によつて
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。

（実施例）第１図に本発明が適用された一実施例としての
内視鏡装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（キセノンランプ等）２１、集
光レンズ２２、ライトガイド２３、狭帯域透過フ
イルタ（干渉フイルタ）円板２４、回転駆動用ス
テツプモータ２５がある。３のシステム本体部に
おいて、３１は固体撮像素子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３３
４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。

また第３図は同実施例における干渉フイルタ円
板２４の構造図であり、４種類の干渉フイルタと
１種の素通しのフイルタとの計５個のフイルタを
備えている。すなわちλ₀は素通し、λ₁は569nｍ、
λ₂は577nｍ、λ₃は586nｍ、λ₄は650nｍを各々中
心透過波長とする干渉フイルタである。

そして、第２図は同実施例の内視鏡装置におけ
る演算部３７の構成図である。第２図において、
λ₁、λ₂、λ₃、λ₄は各々カメラ出力のE〓₁，E〓₂，
E〓₃，E〓₄，に相当している。３７１，３７２は対
数演算回路、３７３は減算回路、３７４は乗算回
路、３７５は乗算回路、３７６は除算回路であ
る。またａ１、ａ２、ｂ０、ｂ１，ｂ２，ｂ３は
定数であり、それぞれ、ａ１＝0.45 ａ２＝0.55 ｂ０＝log（E^s〓₁／E^s〓₄）ｂ１＝10ｇ（E^s〓₁／E^s〓₃）ｂ２＝10ｇ（E^s〓₂／E^s〓₁）ｂ３＝10ｇ（E^s〓₂／E^s〓₁）の値を持つている。

次に動作を説明すると、体腔内被写体の観察時
には、フイルタ円板２４のλ₀部分がシステムコン
トローラ３６によりステツプモータ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のモニタ３５に表示されて
いる。

ここで、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、コントローラ３
６の制御の下にステツプモータ２５が干渉フイル
タ円板２４を回転させ、順次λ₄、λ₁、λ₂、λ₃のフ
イルタを選択させる。これに同期してコントロー
ラ３６の制御により撮影された各フイルタ画像が
画像メモリ３６４，３６１，３６２，３６３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。そして上記のフイ
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。

画像メモリ３３１，３３２，３３３，３３４に
格納された画像データE〓₁，E〓₂，E〓₃，E〓₄は第２
図の演算回路構成に従つてコントローラ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ブロツク
で、また酸素飽和度の計算はＢブロツクで各々実
行される。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
の各値は表示メモリ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。

第４図は各狭帯域波長毎の画像収集のシーケン
スを示すタイミングチヤートである。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
されるとフイルタON信号が不論理のパルスとし
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、各干渉フイルタによるフイルタ画像
E〓₄、E〓₁、E〓₂、E〓₃が収集される。この間画像メ
モリ３３の画像はフリーズされている。

このようにして、短時間に、血流量（ヘモグロ
ビン量）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。

なお、本実施例においては、血流量イメージと
酸素飽和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ように別個のモ
ニタに表示する方式に限されるものではなく、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。

以上の実施例では、血流量イメージあるいは酸
素飽和度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施可能であ
る。

［発明の効果］以上説明したように、本発明が適用された内視
鏡装置であれば、胃や腸等の被写体の臓器表面の
血流量又は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、内視鏡の被検者に与
える苦痛を軽減する事ができるとともに、蠕動や
心臓の拍動等による計測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できる。

また本発明の内視鏡装置であれば、標準データ
として、例えば標準白色板を体外において撮影
し、収集されたものが使用てきるため、実用上優
れたものがある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明が適用された一実施例としての
内視鏡装置の概略構成図、第２図は同実施例にお
ける演算部３７の構成図、第３図は同実施例にお
ける干渉フイルタ円板２４の構成図、第４図は各
狭帯域波長毎の画像収集のタイミングチヤート、
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……固体撮像素
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、２
３……ライトガイド、２４……干渉フイルタ円
板、２５……回転駆動用ステツプモータ、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０（通常画
像）、３３１……画像メモリ１（フイルタλ₁用）、
３３２……画像メモリ２（フイルタλ₂用）、３３３
……画像メモリ３（フイルタλ₃用）、３３４……画
像メモリ４（フイルタλ₄用）、３４，３４１，３４
２……Ｄ／Ａ変換器、３５，３５１……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…
…演算回路、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Ｂ、ａ１……定数（＝
0.45）、ａ２……定数（＝0.55）、ｂ０……定数
（＝log（E^s〓₁／E^s〓₄））、ｂ１……定数（＝log（E^s〓₁／
E^s〓₃₃））、ｂ２……定数（＝log（E^s〓₂／E^s〓₁））
、ｂ３
……定数（＝log（E^s〓₂／E^s〓₃））。

Claims

【特許請求の範囲】

１狭帯域波長の照射光を選択的に出力する光源
と、この光源からの照射光に基づいて被写体を撮
像し２次元画像データを得る撮像手段と、前記狭
帯域波長の照射光毎に撮像して得た複数の画像デ
ータと標準データとを用いて、前記画像データの
構成単位毎に血流量又は酸素飽和度の機能情報を
算出する演算処理手段と、前記演算処理手段によ
り得られ多機能情報の分布を２次元画像情報とし
て表示する表示手段とを有することを特徴とする
内視鏡装置。