WO2007135925A1 - 内視鏡システム - Google Patents

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WO2007135925A1
WO2007135925A1 PCT/JP2007/060061 JP2007060061W WO2007135925A1 WO 2007135925 A1 WO2007135925 A1 WO 2007135925A1 JP 2007060061 W JP2007060061 W JP 2007060061W WO 2007135925 A1 WO2007135925 A1 WO 2007135925A1
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light
unit
fluorescent
imaging target
excitation light
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French (fr)
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Koki Morishita
Akira Hasegawa
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Olympus Corp
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Olympus Corp
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    • A61B1/0008—Insertion part of the endoscope body characterised by distal tip features
    • A61B1/00091—Nozzles

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope system.
  • the dye used for dye dyeing has an absorption band in the visible light band. For this reason, when the affected area is dyed, the sprayed area can be confirmed by observation with visible light, and it is relatively easy to observe with a normal endoscope (indigo carmine 'contrast method).
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 10-201707
  • the fluorescent agent dispersed on the object to be observed instead of the dye is substantially transparent due to its characteristics at a commonly used concentration. . For this reason, there is an inconvenience that observation with visible light using a general endoscope cannot confirm whether or not the fluorescent agent has been sufficiently applied to the desired imaging target.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and it can be easily confirmed whether or not a fluorescent drug is sufficiently sprayed on an observation target, and a diagnosis based on a drug spray failure has occurred.
  • An object of the present invention is to provide an endoscope system that can reduce the possibility of failure and can save expensive fluorescent drugs.
  • the present invention provides the following means.
  • the present invention is an endoscope system for acquiring an image of a subject to be imaged in a body cavity, and is stored inside the object to be imaged, or a fluorescent agent that reacts with a specific substance inside the object to be imaged, and A discharge unit that discharges cleaning water for cleaning the surface of the imaging target toward the imaging target, excitation light for exciting the fluorescent agent discharged from the discharge unit, and the excitation light.
  • Light source unit that emits irradiation light having different characteristics
  • the light source unit An optical system for propagating force excitation light or irradiation light toward the object to be imaged, a fluorescence emitted from the object to be imaged by irradiation of the excitation light, In an optical path between an imaging unit capable of imaging light in a wavelength band different from the fluorescence emitted from the imaging target by irradiation of irradiation light, and the distal end of a part to be placed in the body cavity
  • a spectroscopic unit that restricts incidence of light in the wavelength band of the excitation light to the imaging unit, and after the discharge of the fluorescent agent toward the imaging target by the discharge unit and before discharge of the cleaning water
  • an endoscope system is provided that includes a control unit that permits the light source unit to emit the excitation light at least once.
  • control unit may control the irradiation light to be irradiated before the excitation light is irradiated to the imaging target.
  • control unit may control the irradiation of the imaging target to be started before the discharge unit discharges the fluorescent agent.
  • control unit may perform control so that the excitation light and the irradiation light are exclusively irradiated to the imaging target.
  • the light in the wavelength band different from the fluorescence emitted from the object to be photographed is reflected light in the visible band of the force to be photographed.
  • the present invention it is possible to easily confirm whether or not the fluorescent agent is sufficiently sprayed on the observation target, and it is possible to reduce the possibility of a diagnosis failure due to the failure of the drug spraying and to increase the cost. This has the effect of saving various fluorescent drugs.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an endoscope system according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic configuration diagram showing an internal configuration of an imaging unit of the endoscope system of FIG.
  • FIG. 3 is a diagram showing transmittance characteristics, irradiation light and fluorescent light wavelength characteristics of each optical component constituting the endoscope system of FIG. 1.
  • FIG. 4 is a timing chart for explaining the operation of the endoscope system of FIG.
  • FIG. 5 is a timing chart for explaining the operation state of the valve control circuit of the endoscope system of FIG. 1.
  • FIG. 6 is a flowchart showing an observation method using the endoscope system of FIG.
  • FIG. 7 is a diagram showing the transmittance characteristics, irradiation light and fluorescence wavelength characteristics of each optical component when the cyanine-based fluorescent dye Z probe is used in the endoscope system of FIG. 1.
  • FIG. 8 is a timing chart showing an example of photometry mode switching at the time of image acquisition. Explanation of symbols
  • FIGS. 1 to 6 an endoscope system 1 according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 6.
  • an endoscope system 1 includes an insertion unit 2 that is inserted into a body cavity of a living body, and an imaging unit (imaging unit) 3 that is disposed in the insertion unit 2.
  • a light source unit 4 that emits a plurality of types of light
  • a liquid supply unit (discharge unit) 20 that supplies liquid to be discharged from the distal end 2a of the insertion portion 2, the imaging unit 3, the light source unit 4, and the liquid supply unit 20
  • a control unit 5 for controlling, and a display unit 6 for displaying an image acquired by the imaging unit 3 are provided.
  • the insertion portion 2 has an extremely thin and external dimension that can be inserted into a body cavity of a living body.
  • the insertion section 2 includes a light guide (optical system) 7 that propagates light from the imaging unit 3 and the light source unit 4 to the tip 2a.
  • the light source unit 4 illuminates an observation target in a body cavity and emits illumination light (illumination light) 8 for obtaining reflected light reflected and returned from the observation target, and a body An excitation light source (light source unit) 9 that emits excitation light to irradiate the observation target in the cavity and excite the fluorescent substance existing in the observation target to generate fluorescence, and these light sources 8, 9 And a light source control circuit (control unit) 10 for controlling.
  • the illumination light source 8 is, for example, a combination of a xenon lamp and a bandpass filter (not shown).
  • the 50% transmission region of this bandpass filter is 420 nm force to 450 nm. That is, the illumination light source 8 generates illumination light having a wavelength band of 420 nm to 450 nm.
  • the excitation light source 9 is, for example, a semiconductor laser that emits excitation light having a peak wavelength of 490 ⁇ 5 nm (or an argon laser that emits excitation light of 488 5 nm). This wavelength of excitation light can excite an esterase-sensitive fluorescent probe having a fluorescein skeleton.
  • R 1 and R 2 are each independently a C 1 -C alkyl optionally having a substituent.
  • R 1 and R 2 are each independently C—C alkyl.
  • the above-mentioned fluorescence which is a 14 group, a C C alkenyl group, an aryl group, or a heteroaryl group
  • R 1 and R 2 are each independently a C—C alkyl group or a C—C alkell
  • R 1 and R 2 are each independently a C—C alkyl group or
  • R 1 and R 2 are —CH 2 C
  • aryl group a monocyclic or condensed polycyclic aromatic hydrocarbon group can be used.
  • aryl groups include a phenol group and a naphthyl group.
  • heteroaryl group a monocyclic or condensed polycyclic aromatic group containing one or more hetero atoms as ring-constituting atoms can be used.
  • the hetero atom include a nitrogen atom, an oxygen atom, and a thio atom.
  • these heteroatoms may be the same or different. More specific examples of such a heteroaryl group include a furyl group, a chael group, a pyrrole group, a pyridyl group, an imidazolyl group, and a pyrimidyl group.
  • the light source control circuit 10 alternately turns on and off the illumination light source 8 and the excitation light source 9 at a predetermined timing according to a timing chart described later.
  • the imaging unit 3 includes an imaging optical system 11 that collects light incident from the observation object A, and an excitation light cut filter 12 that blocks excitation light incident from the observation object A. And a variable spectroscopic element (variable spectroscopic unit) 13 whose spectral characteristics can be changed by the operation of the control unit 5, and an image sensor 14 that captures the light collected by the imaging optical system 11 and converts it into an electrical signal. Prepare and speak.
  • the variable spectroscopic element 13 changes the interval between two optical members 13a and 13b, which are arranged at a parallel interval and provided with a reflective film on the opposing surface, and the optical members 13a and 13b.
  • An etalon-type optical filter including an actuator 13c.
  • the actuator 13c is, for example, a piezoelectric element.
  • the variable spectroscopic element 13 can change the wavelength band of the transmitted light by changing the distance between the optical members 13a and 13b by the operation of the actuator 13c.
  • variable spectroscopic element 13 has a transmittance wavelength characteristic having two transmission bands of one fixed transmission band and one variable transmission band. Yes.
  • the fixed transmission band always transmits incident light regardless of the state of the variable spectroscopic element 13.
  • the variable transmission band has a transmittance characteristic that changes according to the state of the variable spectroscopic element 13.
  • variable spectroscopic element 13 has a variable transmission band in a red wavelength band (for example, a wavelength range of 560 nm to 600 nm).
  • the variable spectroscopic element 13 changes to two states according to a control signal from the control unit 5.
  • the first state of the variable spectroscopic element 13 is a state in which the transmittance in the variable transmission band is sufficiently reduced as compared with the second state and the drug fluorescence is transmitted.
  • the second state of the variable spectroscopic element 13 is a state in which the transmittance of the variable transmission band is increased to 50% or more and the reflected light of the illumination light is transmitted.
  • the variable spectroscopic element 13 sufficiently reduces the transmittance of the variable transmission band as compared with the second state, so that the noise can be reduced when the drug fluorescence is acquired. It cuts off the autofluorescence of the living body that occurs in the variable transmission band. The generated drug fluorescence can be transmitted.
  • the fixed transmission band is set to 420 nm-560 nm and the variable transmission band is set to 560 nm-600 nm, thereby transmitting blue, green, and red necessary for white observation.
  • the illumination light is 420 nm-450 ⁇ m that reflects blood vessel information.
  • the illumination light may be red (580nm-590nm), which reflects the surface shape of blue because of its low light absorption characteristics. / ⁇ .
  • the fixed transmission band of the variable spectroscopic element 13 is, for example, arranged in a range of 420 nm to 560 nm.
  • the variable spectroscopic element 13 has a transmittance in a fixed transmission band fixed at 60% or more.
  • the fixed transmission band is located in a wavelength band including the wavelength of reflected light with respect to illumination light.
  • the variable spectroscopic element 13 can transmit the reflected light toward the imaging element 14 in any of the first and second states.
  • control unit 5 includes an imaging element driving circuit 15 that drives and controls the imaging element 14, a variable spectral element control circuit 16 that drives and controls the variable spectral element 13, and will be described later.
  • a valve control circuit (control unit) 25 a frame memory 17 for storing image information acquired by the image sensor 14, and an image processing circuit for processing the image information stored in the frame memory 17 and outputting the display unit 6 18 and.
  • the imaging element driving circuit 15 and the variable spectral element control circuit 16 are connected to the light source control circuit 10.
  • the image sensor drive circuit 15 and the variable spectroscopic element control circuit 16 drive-control the variable spectroscopic element 13 and the image sensor 14 in synchronization with the switching of the illumination light source 8 and the excitation light source 9 by the light source control circuit 10. It is supposed to be.
  • the variable spectral element control circuit 16 force variable spectral element 13 is As a first state, the image sensor drive circuit 15 outputs the image information output from the image sensor 14 to the first frame memory 17a.
  • variable spectral element control circuit 16 sets the variable spectral element 13 to the second state, and the image sensor drive circuit 15 outputs the second image information output from the image sensor 14 to the second state. Output to the frame memory 17b.
  • the image processing circuit 18 receives, for example, fluorescent image information obtained by irradiation with excitation light from the first frame memory 17a and outputs it to the red channel of the display unit 6, and is reflected by irradiation with illumination light. Optical image information is received from the second frame memory 17b and output to the green channel of the display unit 6.
  • the liquid feeding unit 20 includes a first tank 21 for storing cleaning water for cleaning the affected area, a second tank 22 for storing fluorescent dye / probe liquid, and liquids from these tanks 21, 22.
  • a valve 23 that selectively stops Z, a liquid supply tube 24 that is connected to the valve 23 and supplies the tip 2a along the insertion portion 2, and the control unit 5 And a valve control circuit 25 for controlling 23.
  • the nozzle 23 is composed of, for example, a three-way valve.
  • the liquid delivery tube 24 has its distal end 24a disposed at the distal end 2a of the insertion portion 2 so that the washing water or fluorescent dye Z probe solution that has been fed can be sprayed toward the observation target A. .
  • a forceps channel provided in the insertion section 2 may be used.
  • the bulb control circuit 25 is connected to the light source control circuit 10.
  • the light source control circuit 10 outputs a bulb 23 switching command to the bulb control circuit 25 based on the timing of switching the light source.
  • the bulb control circuit 25 performs a predetermined time during the reflected light observation during a predetermined time before switching to the excitation light source 9 in response to the switching command from the light source control circuit 10.
  • the cleaning water stored in the first tank 21 is discharged.
  • the valve control circuit 25 controls the valve 23 so that the fluorescent dye Z probe solution stored in the second tank 22 is sprayed after the cleaning water is discharged.
  • the nozzle control circuit 25 switches the valve 23 to the OFF state. Then, the valve control circuit 25 causes the valve 23 to discharge the cleaning water stored in the first tank 21 after a predetermined time for switching to the excitation light source 9 in response to the switching command from the light source control circuit 10. It comes to control. [0034] The operation of the endoscope system 1 according to the present embodiment configured as described above will be described below.
  • the insertion unit 2 is inserted into the body cavity as shown in FIG. 6 (step S1 ), The tip 2a is made to face the subject A in the body cavity.
  • the light source unit 4 and the control unit 5 are operated, and the light source control circuit 10 is operated to alternately operate the illumination light source 8 and the excitation light source 9 to generate illumination light and excitation light, respectively. .
  • step S 5 In the reflected light observation (steps S 2 to S 6) performed by irradiating illumination light, the cleaning operation is performed while confirming the cleaning position using the reflected light (step S 3) (step S 4). After this cleaning operation, the fluorescent dye Z fluorescent probe is sprayed (step S5). After the fluorescent dye Z fluorescent probe is dispersed, the fluorescent observation (steps S7 to S10) is switched to, and the fluorescent dye Z fluorescence using fluorescence is switched before the spraying operation (step S9). Confirmation of the spray condition of the probe (step S8) is performed. Thereafter, after the spray area is cleaned, fluorescence observation of the spray area (step S10) is performed.
  • Excitation light and illumination light generated in the light source unit 4 are propagated to the distal end 2a of the insertion portion 2 via the light guide 7, respectively, and are irradiated toward the subject A from the distal end 2a of the insertion portion 2.
  • the fluorescent agent penetrating into the imaging object A is excited and emits fluorescence. Fluorescence emitted from the imaging target A is collected by the imaging optical system 11 of the imaging unit 3, passes through the excitation light cut filter 12, and enters the variable spectral element 13.
  • variable spectroscopic element 13 is switched to the first state in synchronization with the operation of the excitation light source 9 by the operation of the variable spectroscopic element control circuit 16. Therefore, the variable spectroscopic element 13 has a sufficiently increased transmittance in a band including the fluorescence wavelength band, and can transmit incident fluorescence. In this case, a part of the excitation light irradiated to the imaging target A is reflected by the imaging target A and enters the imaging unit 3 together with the fluorescence. However, since the imaging unit 3 is provided with the excitation light cut filter 12, the excitation light is blocked and prevented from entering the imaging element 14. [0038] Then, the fluorescence transmitted through the variable spectroscopic element 13 is incident on the imaging element 14, and fluorescence image information is acquired. The acquired fluorescent image information is stored in the first frame memory 17a, output to the red channel of the display unit 6 by the image processing circuit 18, and displayed on the display unit 6.
  • the illuminating light when the illuminating light is irradiated onto the photographic subject A, the illuminating light is reflected on the surface of the photographic subject A.
  • the illumination light reflected by the imaging target A is collected by the imaging optical system 11, passes through the excitation light cut filter 12, and enters the variable spectral element 13. Since the wavelength band of the reflected light of the illumination light is located in the fixed transmission band of the variable spectroscopic element 13, all of the reflected light incident on the variable spectroscopic element 13 is transmitted through the variable spectroscopic element 13.
  • the reflected light that has passed through the variable spectroscopic element 13 is incident on the image sensor 14 and the reflected light image information is acquired.
  • the acquired reflected light image information is stored in the second frame memory 17 b, output to the green channel of the display unit 6 by the image processing circuit 18, and displayed on the display unit 6.
  • variable spectroscopic element 13 is switched to the second state in synchronization with the operation of the illumination light source 8 by the operation of the variable spectroscopic element control circuit 16. That is, in this case, since the transmittance in the wavelength band of fluorescence is lowered, the variable spectroscopic element 13 blocks the fluorescence even when the fluorescence is incident. Thereby, only the reflected light is photographed by the image sensor 14.
  • reflected light observation is performed prior to fluorescence observation by the operation of the light source control circuit 10 and the bulb control circuit 25.
  • the light source control circuit 10 activates the illumination light source 8 and irradiates the illumination light toward the observation target.
  • the bulb control circuit 25 sets the bulb 23 to the first state while the illumination light source 8 is irradiating illumination light. Switch to the tank 21 side. Thus, the cleaning water stored in the first tank 21 is discharged from the tip 24a of the liquid supply tube 24 toward the observation target A, and the surface of the observation target A is cleaned.
  • the illumination light source 8 emits illumination light.
  • the observation target A is washed, so that the affected part can be easily confirmed, and washing can be performed while confirming the V and the part where the fluorescent dye is applied.
  • the scattering of the fluorescent dye Z fluorescent probe is also performed in a state where the illumination light source 8 is irradiating illumination light. Therefore, a small amount of the fluorescent dye Z fluorescent probe can be accurately sprayed on a necessary site so that the position of the washed observation object A is confirmed while the position is not removed.
  • the bulb control circuit 25 receives the signal from the light source control circuit 10 and receives Switch 23 to OFF.
  • the excitation light source 9 irradiates the excitation light after the fluorescent dye Z fluorescent probe is dispersed and before cleaning. As a result, even when the fluorescent dye is transparent, the state of dispersion can be confirmed by fluorescence.
  • the esterase-sensitive fluorescent probe is surely sprayed on the site, and immediately, Whether or not it is cancer can be confirmed.
  • the tumor site can be immediately identified with a small amount of the esterase-sensitive fluorescent probe that does not travel around the body via blood.
  • an image obtained by synthesizing the fluorescent image and the reflected light image can be provided to the user.
  • variable spectral element 13 that changes the light transmittance characteristic only by changing the distance between the flat optical members 13a and 13b is used. Therefore, the extremely small variable spectroscopic element 13 and imaging element 14 can be arranged at the distal end 2a of the insertion portion 2. Therefore, it is not necessary to take out the fluorescence or reflected light from the subject A using the fiber bundle.
  • the apparatus described in the present embodiment can acquire not only a weak fluorescent image that tends to deteriorate image quality due to noise or the like, but also other images, so that the affected part can be confirmed efficiently.
  • the state of the variable spectral element 13 is switched in synchronization with the switching of the plurality of light sources 8 and 9 in the light source unit 4, a plurality of types of light having different wavelength bands are transmitted by the same image sensor 14. You can shoot. Therefore, it is not necessary to provide a plurality of photographing optical systems corresponding to fluorescence and reflected light. As a result, the diameter of the insertion portion 2 can be reduced.
  • the illumination light source 8 generates illumination light having a wavelength band of 420 nm to 450 nm. Since this wavelength band includes the absorption band of hemoglobin, when the reflected light is imaged, information such as the structure of a blood vessel that is relatively close to the surface of the living body can be acquired.
  • the imaging optical system 11 the excitation light cut filter 12, and the variable spectroscopic element 13 are arranged in this order from the insertion portion 2 distal end 2a side.
  • the arrangement order of these components is not limited to this, and any arrangement order can be adopted.
  • an esterase-sensitive fluorescent probe having a fluorescein skeleton is employed as the fluorescent dye Z probe.
  • a fluorescent probe together with the compound represented by the general formula (1) or above
  • a cyanine compound such as a fluorescent probe having a tricarbocyanine skeleton may be used.
  • diagnostic agents and contrast agents are also provided by the present invention.
  • variable spectroscopic element 13 When the endoscope system is used for observation using such a diagnostic agent or contrast agent, the variable spectroscopic element 13 is excited by the excitation light of the fluorescent dye Z probe as shown in FIG.
  • a variable transmission band is provided in a wavelength band (for example, 760 ⁇ m-800 nm) including a wavelength of fluorescence (drug fluorescence) emitted by the irradiation.
  • the first state is a state in which the transmittance in the variable transmission band is increased to 50% or more and the drug fluorescence is transmitted
  • the second state is a variable transmission state.
  • the wavelength band of the band is moved to, for example, 560 nm to 600 nm to block the drug fluorescence.
  • the excitation light cut filter 12, 420Nm- in a wavelength band of 710nm transmittance of 80% or more, 730nm- 750nm OD value of 4 or higher in a wavelength band of ( transmittance 1 X 10- 4 or less), the 770 nm 850 nm
  • the transmittance is 80% or more in the wavelength band.
  • the excitation light source 9 is, for example, a semiconductor laser that emits excitation light having a peak wavelength of 740 ⁇ 5 nm.
  • the excitation light having this wavelength can excite a cyanine-based fluorescent dye Z probe such as a fluorescent probe having a tricarbocyanine skeleton.
  • the above-described fluorescence endoscope system operates in accordance with the brightness of the image measured by the image sensor 14, and is an image that brings the brightness of the image closer to a predetermined target value that is preliminarily set.
  • the control unit 5 switches the irradiation light (excitation light) of the light source unit 4 and the spectral characteristics of the variable spectroscopic element 13 as well as the exposure of the imaging unit 3 (imaging element 14) during shooting. It is desirable to adjust the amount.
  • dimming of illumination light (excitation light) from the light source unit 4 adjustment of emission intensity or emission duration
  • the exposure of the image pickup unit 5 shutter speed or aperture adjustment
  • the adjustment of the gain of the image pickup unit 5 it is desirable that one or more adjustments be made.
  • luminance and high-luminance regions are increasingly important when constructing an image from multiple images with extremely different bright areas.
  • the brightness of the image measured at the time of adjusting the image brightness may be a value measured in the average metering mode in which the average value of the entire image or a part of the image is used as the image brightness, or the entire image or its The value measured in the peak metering mode, where the image brightness is the maximum value in some areas. Furthermore, the mode for measuring the brightness of the image at a predetermined timing according to the timing chart shown in FIG. 8 is set so that the average photometry mode is obtained when the reflected light image is obtained and the peak photometry mode is obtained when the drug fluorescence image is obtained. It is even better to be controlled in connection with the spectroscopic element control circuit.
  • the average photometry mode is effective because the subject appears in the entire image when the reflected light image is acquired, and a relatively bright region is often formed over the entire image.
  • peak photometry is performed on such a reflected light image, the brightness of the living body such as the reflection of mucus is extremely bright! / Brightness adjustment is performed to bring the region closer to the target value, so the observation target becomes dark. End up.
  • the generation of fluorescence is limited only to the part where the fluorescent drug is applied (administered), and most of the image is a dark area without fluorescence emission, and the drug fluorescence is seen in part of the image.
  • the peak metering mode is effective because the image is often displayed.
  • the brightness is adjusted to bring it closer to the target brightness, including dark areas that occupy most of the image.
  • a fluorescent dye Z fluorescent probe having a rhodamine skeleton may be used by optimizing the spectral characteristics of the excitation light source 9 and the spectroscopic unit. It can.
  • fluorescent dyes include fluorescein compounds such as FITC, rhodamine compounds such as Rhodamine B, cyanine compounds such as indocyanine green and CyDye (manufactured by Amersham), Bodipy compounds such as Bodipy-FL, and porphyrin compounds. Compound or precursor of porphyrin compound, Alexa
  • Fluor Dye (MolecularProbes) may be mentioned. Also, instead of fluorescent dyes, antibodies labeled with the above-mentioned fluorescent dyes, such as those labeled with the Her2 receptor antibody often found in breast cancer, somatostatin (ligand for somatostatin receptor), Cy5.5 Those labeled with may be used.
  • fluorescent probes include FDA, CFDA (carbosyfluorescein) as esterase-sensitive fluorescent probes.
  • NO sensitive fluorescent probes include DAF, DAA, etc.
  • reactive oxygen species sensitive fluorescent probes include HPF, APF, H2DCFDA, etc.
  • etalon Fabry-Perot type variable spectroscopic element
  • the spectroscopic unit is not limited to an etalon, and other variable spectral filters may be used and the spectral characteristics may be fixed.
  • the fluorescence endoscope system 1 of the present invention is not limited to the scope type having the imaging unit 14 at the distal end of the insertion unit 2 to be inserted into a body cavity of a living body.
  • the fluorescence endoscope system of the present invention is applied to a capsule type in which a light source unit, an imaging unit, and a variable spectroscopic unit are provided in one casing, and the entire casing can be inserted into a body cavity of a living body. Also good.

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Abstract

　観察対象に対して蛍光薬剤が十分に散布されているか否かを容易に確認でき、薬剤散布の失敗による診断の失敗の可能性を低減するとともに高価な蛍光薬剤を節約する。蛍光薬剤および洗浄用水を撮影対象に向けて吐出する吐出部と、分光特性の異なる励起光および照射光を発する光源部と、励起光または照射光を撮影対象に向けて伝播する光学系と、体腔内に入れられる部位に設けられ、撮影対象から放射される蛍光および蛍光とは異なる波長帯域の光を撮影可能な撮像部と、撮像部と体腔内に入れられる部位の先端との間の光路中に設けられ、励起光の有する波長帯域の光の撮像部への入射を制限する分光部と、吐出部の撮影対象に向けた蛍光薬剤の吐出後かつ洗浄用水の吐出前に、光源部が励起光を少なくとも１回発することを許可する制御部とを備える内視鏡システムを提供する。

Description

明 細 書
内視鏡システム 技術分野
[0001] 本発明は、内視鏡システムに関するものである。
背景技術
[0002] 従来、患部を色素染色して観察する内視鏡装置が知られている（例えば、特許文 献 1参照。）。
色素染色に用いられる色素は、可視光帯域内に吸収帯域を有する。このため、患 部を色素染色すると、可視光観察により散布領域を確認でき、通常の内視鏡を用い て観察することが比較的容易である (インジゴカルミン'コントラスト法)。
特許文献 1：特開平 10— 201707号公報
発明の開示
[0003] し力しながら、観察精度をより向上させるために、色素の代わりに観察対象に散布さ れる蛍光薬剤は、その特性上、一般的に使用される濃度においては実質的に透明 である。このため、一般的な内視鏡を用いた可視光による観察では、所望の撮影対 象に蛍光薬剤が十分に散布されたかどうかの確認を行うことができないという不都合 がある。
[0004] 本発明は上述した事情に鑑みてなされたものであって、観察対象に対して蛍光薬 剤が十分に散布されて 、るか否かを容易に確認でき、薬剤散布の失敗による診断の 失敗の可能性を低減するとともに、高価な蛍光薬剤を節約することができる内視鏡シ ステムを提供することを目的として 、る。
[0005] 上記目的を達成するために、本発明は以下の手段を提供する。
本発明は、体腔内の撮影対象の画像を取得する内視鏡システムであって、前記撮 影対象の内部に蓄積され、または、当該撮影対象内部の特定の物質と反応する蛍 光薬剤、および、前記撮影対象の表面を洗浄する洗浄用水を、前記撮影対象に向 けて吐出する吐出部と、該吐出部から吐出された前記蛍光薬剤を励起させるための 励起光および該励起光とは分光特性の異なる照射光を発する光源部と、該光源部 力 の励起光または照射光を前記撮影対象に向けて伝播する光学系と、前記体腔 内に入れられる部位に設けられるとともに、前記励起光の照射により前記撮影対象か ら放射される蛍光と、前記照射光の照射により前記撮影対象から放射される前記蛍 光とは異なる波長帯域の光とを撮影可能な撮像部と、該撮像部と前記体腔内に入れ られる部位の先端との間の光路中に設けられ、前記励起光の有する波長帯域の光 の前記撮像部への入射を制限する分光部と、前記吐出部による前記撮影対象に向 けた前記蛍光薬剤の吐出後かつ前記洗浄用水の吐出前に、前記光源部が前記励 起光を少なくとも 1回発することを許可する制御部とを備える内視鏡システムを提供 する。
[0006] 上記発明にお!/、ては、前記制御部は、前記励起光が前記撮影対象に照射される 前に、前記照射光が照射されるように制御することとしてもょ 、。
上記発明においては、前記制御部は、前記吐出部が前記蛍光薬剤を吐出する前 に、前記撮影対象に対する照射光の照射が開始されるよう制御することとしてもよい
[0007] 上記発明にお!/、ては、前記制御部は、前記励起光および前記照射光が排他的に 前記撮影対象に照射されるよう制御することとしてもよい。
さらに、上記発明においては、前記撮影対象から放射される前記蛍光とは異なる波 長帯域の光が、前記撮影対象力 の可視帯域の反射光であることとしてもょ 、。
[0008] 本発明によれば、観察対象に対して蛍光薬剤が十分に散布されているか否かを容 易に確認でき、薬剤散布の失敗による診断の失敗の可能性を低減するとともに、高 価な蛍光薬剤を節約することができるという効果を奏する。
図面の簡単な説明
[0009] [図 1]本発明の第 1の実施形態に係る内視鏡システムの全体構成を示すブロック図で ある。
[図 2]図 1の内視鏡システムの撮像ユニット内部の構成を示す概略構成図である。
[図 3]図 1の内視鏡システムを構成する各光学部品の透過率特性、照射光および蛍 光の波長特性を示す図である。
[図 4]図 1の内視鏡システムの動作を説明するタイミングチャートである。 [図 5]図 1の内視鏡システムのバルブ制御回路の動作状態を説明するタイミングチヤ ートである。
[図 6]図 1の内視鏡システムを用いた観察方法を示すフローチャートである。
[図 7]図 1の内視鏡システムにおいて、シァニン系の蛍光色素 Zプローブを用いる場 合の各光学部品の透過率特性、照射光および蛍光の波長特性を示す図である。
[図 8]画像取得時の測光モードの切替えの一例を示すタイミングチャートである。 符号の説明
[0010] A 撮影対象
1 内視鏡システム
2 挿入部
5 制御ユニット（制御部）
7 ライトガイド (光学系）
8 照明光用光源 (光源部）
9 励起光用光源 (光源部）
10 光源制御回路 (制御部）
13 可変分光素子 (分光部）
14 撮像素子 (撮像部）
20 送液ユニット（吐出部）
25 バルブ制御回路 (制御部）
発明を実施するための最良の形態
[0011] 以下、本発明の第 1の実施形態に係る内視鏡システム 1について、図 1から図 6を 参照して説明する。
本実施形態に係る内視鏡システム 1は、図 1に示されるように、生体の体腔内に挿 入される挿入部 2と、該揷入部 2内に配置される撮像ユニット (撮像部） 3と、複数種の 光を発する光源ユニット 4と、挿入部 2の先端 2aから吐出させる液体を供給する送液 ユニット（吐出部） 20と、前記撮像ユニット 3、光源ユニット 4および送液ユニット 20を 制御する制御ユニット 5と、撮像ユニット 3により取得された画像を表示する表示ュ- ット 6とを備えている。 [0012] 前記挿入部 2は、生体の体腔に挿入できる極めて細 、外形寸法を有して 、る。挿 入部 2は、内部に、前記撮像ユニット 3、および前記光源ユニット 4からの光を先端 2a まで伝播するライトガイド (光学系） 7を備えて ヽる。
前記光源ユニット 4は、体腔内の観察対象を照明し、観察対象において反射して戻 る反射光を取得するための照明光 (照射光)を発する照明光用光源 (光源部) 8と、体 腔内の観察対象に照射され、観察対象内に存在する蛍光物質を励起して蛍光を発 生させるための励起光を発する励起光用光源 (光源部） 9と、これらの光源 8, 9を制 御する光源制御回路 (制御部） 10とを備えている。
[0013] 前記照明光用光源 8は、例えば、図示しないキセノンランプおよびバンドパスフィル タを組み合わせたものである。このバンドパスフィルタの 50%透過域は、 420nm力ら 450nmである。すなわち、照明光用光源 8は、波長帯域 420nmカゝら 450nmの照明 光を発生するようになって!/ヽる。
[0014] 前記励起光用光源 9は、例えば、ピーク波長 490 ± 5nmの励起光を出射する半導 体レーザ (または 488士 5nmの励起光を出射するアルゴンレーザ)である。この波長 の励起光は、フルォレセイン骨格を有するエステラーゼ感受性蛍光プローブを励起 することができる。
フルォレセイン骨格を有するエステラーゼ感受性蛍光プローブの化学式は、以下 の化 1に示す一般式（1)の通りである。
[0015] [化 1]
Figure imgf000006_0001
[0016] 式中、 R1および R2は、それぞれ独立に置換基を有していてもよい C -Cアルキル
1 4 基、置換基を有していてもよい C— Cァルケ-ル基、置換基を有していてもよい C
2 4 2
-Cアルキ-ル基、置換基を有していてもよいァリール基、または置換基を有してい
4
てもよいへテロァリール基のいずれかを示す。これにより、一般式（1)で表される化合 物を含む腫瘍細胞または腫瘍組織選択的な蛍光染色剤が提供される。
[0017] 上記発明の好ましい態様によれば、 R1および R2がそれぞれ独立に C— Cアルキ
1 4 ル基、 C Cアルケニル基、ァリール基、またはへテロアリール基である上記の蛍光
2 4
染色剤; R1および R2がそれぞれ独立に C— Cアルキル基または C— Cァルケ-ル
1 4 2 4 基である上記の蛍光染色剤; R1および R2がそれぞれ独立に C— Cアルキル基また
1 3
は C— Cアルケニル基である上記の蛍光染色剤；並びに R1および R2が— CH二 C
2 3
Hである上記の蛍光染色剤が提供される。
2
[0018] 一般式（1)において、ァリール基としては単環性または縮合多環性の芳香族炭化 水素基を用いることができる。このようなァリール基としては、例えば、フエ-ル基、ナ フチル基などが挙げられる。ヘテロァリール基としては、環構成原子として 1個または 2個以上のへテロ原子を含む単環性または縮合多環性の芳香族基を用いることがで きる。ヘテロ原子としては、例えば、窒素原子、酸素原子、またはィォゥ原子などが挙 げられる。ヘテロァリール基が 2個以上のへテロ原子を含む場合には、それらへテロ 原子は同一種類であってもよぐ異なる種類であってもよい。このようなヘテロァリー ル基として、より具体的には、フリル基、チェ-ル基、ピロール基、ピリジル基、イミダ ゾリル基、ピリミジル基などを挙げることができる。
[0019] 一般式（1)で表される代表的な化合物として、 R1および R2がメチル基である化合物
(フルォレセインジアセテート： FDA)、 R1および R2がビュル基である化合物（フルォ レセインジアタリレート： FDAcr)、 R1および R2がェチル基である化合物（FDP)、 R1 および R2が n—プロピル基である化合物（FDB)、 R1および R2が n ブチル基である 化合物（FDC)、 R1および R2がフエ-ル基である化合物（FDBz)、および R1および R 2が 2—フリル基である化合物 (FDFu)などを挙げることができる。しかし、本発明で用 V、るエステラーゼ感受性蛍光プローブは、上記した代表的な化合物に限定されるも のではない。
[0020] 前記光源制御回路 10は、後述するタイミングチャートに従う所定のタイミングで、照 明光用光源 8と励起光用光源 9とを交互に点灯および消灯させるようになつている。 前記撮像ユニット 3は、図 2に示されるように、観察対象 Aから入射される光を集光 する撮像光学系 11と、観察対象 Aから入射されてくる励起光を遮断する励起光カット フィルタ 12と、制御ユニット 5の作動により分光特性を変化させられる可変分光素子（ 可変分光部） 13と、撮像光学系 11により集光された光を撮影して電気信号に変換す る撮像素子 14とを備えて ヽる。
[0021] 前記可変分光素子 13は、平行間隔を空けて配置され対向面に反射膜が設けられ た 2枚の平板状の光学部材 13a, 13bと、該光学部材 13a, 13bの間隔を変化させる ァクチユエータ 13cとを備えるエタロン型の光学フィルタである。ァクチユエータ 13cは 、例えば、圧電素子である。この可変分光素子 13は、ァクチユエータ 13cの作動によ り光学部材 13a, 13bの間隔寸法を変化させることで、その透過する光の波長帯域を 変ィ匕させることができるようになって 、る。
[0022] さらに具体的には、可変分光素子 13は、図 3に示されるように、 1つの固定透過帯 域および 1つの可変透過帯域の 2つの透過帯域を有する透過率波長特性を有して いる。固定透過帯域は、可変分光素子 13の状態によらず、常に入射光を透過するよ うになつている。可変透過帯域は可変分光素子 13の状態に応じて透過率特性が変 化するようになつている。
[0023] 本実施形態において、可変分光素子 13は、赤色の波長帯域 (例えば、 560nm- 600nmの波長域）に可変透過帯域を備えている。そして、可変分光素子 13は、制御 ユニット 5からの制御信号に応じて 2つの状態に変化するようになっている。
[0024] 可変分光素子 13の第 1の状態は、可変透過帯域での透過率を第 2の状態と比較し て十分に低下させ、薬剤蛍光を透過する状態である。可変分光素子 13の第 2の状態 は、可変透過帯域の透過率を 50%以上に増大させ、照明光の反射光を透過させる 状態である。可変分光素子 13は、第 1の状態では、図 3に示されるように、可変透過 帯域の透過率を第 2の状態と比較して十分に低下させることで、薬剤蛍光取得時にノ ィズとなる可変透過帯域で発生する生体の自家蛍光を遮断し、主に固定透過帯域で 発生する薬剤蛍光を透過させることができる。第 2の状態は、例えば、図 3に示すよう に、固定透過帯域を 420nm— 560nm、可変透過帯域を 560nm— 600nmと設定 することで、白色観察に必要な青色、緑色および赤色を透過させることができる。 照明光は、例えば、図 3に示されるように、血管の情報を反映する 420nm— 450η mである。照明光としては、生体の光吸収特性が低く表面形状を青色より反映する赤 色（580nm— 590nm)を使用してもよ！/ヽ。
[0025] 可変分光素子 13の固定透過帯域は、例えば、 420nm— 560nmの範囲に配置さ れている。可変分光素子 13は、固定透過帯域での透過率が、 60%以上に固定され ている。
固定透過帯域は、照明光に対する反射光の波長を含む波長帯域に位置している。 これにより、可変分光素子 13は、上記第 1および第 2の状態のいずれの場合におい ても反射光を撮像素子 14に向けて透過させることができるようになつている。
[0026] 前記励起光カットフィルタ 12の透過率特性は、 420nm— 470nmの波長帯域で透 過率 80%以上、 480nm— 500nmの波長帯域で OD値 4以上（=透過率 1 X 10"4 以下）、 520nm— 750nmの波長帯域で透過率 80%以上とされている。
[0027] 前記制御ユニット 5は、図 1に示されるように、撮像素子 14を駆動制御する撮像素 子駆動回路 15と、可変分光素子 13を駆動制御する可変分光素子制御回路 16と、 後述するバルブ制御回路 (制御部） 25と、撮像素子 14により取得された画像情報を 記憶するフレームメモリ 17と、該フレームメモリ 17に記憶された画像情報を処理して 表示ユニット 6の出力する画像処理回路 18とを備えている。
[0028] 撮像素子駆動回路 15および可変分光素子制御回路 16は、前記光源制御回路 10 に接続されている。これにより、撮像素子駆動回路 15および可変分光素子制御回路 16は、光源制御回路 10による照明光用光源 8および励起光用光源 9の切り替えに 同期して可変分光素子 13および撮像素子 14を駆動制御するようになっている。 具体的には、図 4のタイミングチャートに示されるように、光源制御回路 10の作動に より、励起光用光源 9から励起光が発せられるときには、可変分光素子制御回路 16 力 可変分光素子 13を第 1の状態として、撮像素子駆動回路 15が撮像素子 14から 出力される画像情報を第 1のフレームメモリ 17aに出力させるようになつている。照明 光用光源 8から照明光が発せられるときには、可変分光素子制御回路 16が、可変分 光素子 13を第 2の状態として、撮像素子駆動回路 15が撮像素子 14から出力される 画像情報を第 2のフレームメモリ 17bに出力するようになって 、る。
[0029] 前記画像処理回路 18は、例えば、励起光の照射により得られる蛍光画像情報を第 1のフレームメモリ 17aから受け取って表示ユニット 6の赤チャネルに出力し、照明光 の照射により得られる反射光画像情報を第 2のフレームメモリ 17bから受け取って表 示ユニット 6の緑チャネルに出力するようになって 、る。
[0030] 前記送液ユニット 20は、患部洗浄用の洗浄用水を貯留する第 1のタンク 21と、蛍光 色素/プローブ液を貯留する第 2のタンク 22と、これらのタンク 21, 22からの液体を 選択的に供給 Z停止するバルブ 23と、該バルブ 23に接続され、前記挿入部 2に沿 つて、先端 2aまで供給する送液チューブ 24と、前記制御ユニット 5内に配置され、前 記バルブ 23を制御するバルブ制御回路 25とを備えている。ノ レブ 23は、例えば、 3 方弁により構成されている。送液チューブ 24は、その先端 24aを挿入部 2の先端 2a に配置され、送られてきた洗浄用水または蛍光色素 Zプローブ液を観察対象 Aに向 けて散布することができるようになつている。送液チューブ 24としては、挿入部 2に設 けられた鉗子チャネルを利用することとしてもょ ヽ。
[0031] バルブ制御回路 25は、前記光源制御回路 10に接続されている。光源制御回路 10 は、光源の切替のタイミングを基準として、バルブ制御回路 25に対し、バルブ 23の 切替指令を出力するようになって!/、る。
[0032] したがって、バルブ制御回路 25は、図 5に示されるように、光源制御回路 10からの 切替指令に対する励起光用光源 9への切替の所定時間前の反射光観察中に、所定 時間にわたって第 1のタンク 21に貯留されている洗浄用水を吐出させる。バルブ制 御回路 25は、洗浄用水の吐出後に、第 2のタンク 22内に貯留されている蛍光色素 Zプローブ液を散布させるようバルブ 23を制御するようになって 、る。
[0033] ノ レブ制御回路 25は、蛍光色素 Zプローブ液を散布した後、バルブ 23をオフ状 態に切り替える。そして、バルブ制御回路 25は、光源制御回路 10からの切替指令に 対する励起光用光源 9への切替の所定時間後に、第 1のタンク 21に貯留されている 洗浄用水を吐出させるようバルブ 23を制御するようになっている。 [0034] このように構成された本実施形態に係る内視鏡システム 1の作用について、以下に 説明する。
本実施形態に係る内視鏡システム 1を用いて、生体の体腔内の撮影対象 Aを撮像 するには、図 6に示されるように、まず、挿入部 2を体腔内に挿入し (ステップ S1)、そ の先端 2aを体腔内の撮影対象 Aに対向させる。この状態で、光源ユニット 4および制 御ユニット 5を作動させ、光源制御回路 10の作動により、照明光用光源 8および励起 光用光源 9を交互に作動させて照明光および励起光をそれぞれ発生させる。
[0035] 照明光を照射して行う反射光観察 (ステップ S 2から S6)においては、反射光を用い て洗浄位置を確認しながら (ステップ S3)、洗浄作業が行われる (ステップ S4)。この 洗浄作業の後、蛍光色素 Z蛍光プローブが散布される (ステップ S5)。そして、蛍光 色素 Z蛍光プローブが散布された後には、蛍光観察 (ステップ S 7から S 10)に切り替 えられ、散布領域の洗浄作業 (ステップ S9)の前に、蛍光を用いた蛍光色素 Z蛍光 プローブの散布状態の確認作業 (ステップ S8)が行われる。その後、散布領域が洗 浄された後に、当該散布領域の蛍光観察 (ステップ S10)が行われる。
[0036] 光源ユニット 4において発生した励起光および照明光は、それぞれライトガイド 7を 介して挿入部 2の先端 2aまで伝播され、挿入部 2の先端 2aから撮影対象 Aに向けて 照射される。
励起光が撮影対象 Aに照射された場合には、撮影対象 Aに浸透して ヽる蛍光薬剤 が励起されて蛍光が発せられる。撮影対象 Aから発せられた蛍光は、撮像ユニット 3 の撮像光学系 11により集光され励起光カットフィルタ 12を透過し可変分光素子 13に 入射される。
[0037] 可変分光素子 13は、可変分光素子制御回路 16の作動により励起光用光源 9の作 動に同期して第 1の状態に切り替えられている。このため、可変分光素子 13は、蛍光 の波長帯域を含む帯域の透過率が十分に増大させられており、入射された蛍光を透 過させることができる。この場合に、撮影対象 Aに照射された励起光の一部が、撮影 対象 Aにおいて反射され、蛍光とともに撮像ユニット 3に入射される。しかし、撮像ュ ニット 3には励起光カットフィルタ 12が設けられているので、励起光は遮断され、撮像 素子 14に入射されることが阻止される。 [0038] そして、可変分光素子 13を透過した蛍光は撮像素子 14に入射され、蛍光画像情 報が取得される。取得された蛍光画像情報は、第 1のフレームメモリ 17aに記憶され、 画像処理回路 18によって、表示ユニット 6の赤チャネルに出力されて表示ユニット 6 により表示される。
[0039] 一方、照明光が撮影対象 Aに照射された場合には、撮影対象 Aの表面において照 明光が反射される。撮影対象 Aによって反射された照明光は、撮像光学系 11により 集光されて励起光カットフィルタ 12を透過し、可変分光素子 13に入射される。照明 光の反射光の波長帯域は、可変分光素子 13の固定透過帯域に位置しているので、 可変分光素子 13に入射された反射光は全て可変分光素子 13を透過させられる。
[0040] そして、可変分光素子 13を透過した反射光は撮像素子 14に入射され、反射光画 像情報が取得される。取得された反射光画像情報は、第 2のフレームメモリ 17bに記 憶され、画像処理回路 18によって、表示ユニット 6の緑チャネルに出力されて表示ュ ニット 6により表示される。
[0041] この場合に、可変分光素子 13は、可変分光素子制御回路 16の作動により照明光 用光源 8の作動に同期して第 2の状態に切り替えられている。すなわち、この場合に 、可変分光素子 13は、蛍光の波長帯域における透過率が低下させられているので、 蛍光が入射されても、この蛍光を遮断する。これにより、反射光のみが撮像素子 14に より撮影される。
[0042] 本実施形態に係る内視鏡システム 1においては、上述したように、光源制御回路 10 およびバルブ制御回路 25の作動により、蛍光観察に先立って、反射光観察が行わ れる。反射光観察においては、光源制御回路 10は、照明光用光源 8を作動させ、照 明光を観察対象に向けて照射する。
[0043] 反射光観察から蛍光観察に切り替える際には、励起光の照射に先立って、バルブ 制御回路 25は、照明光用光源 8が照明光を照射している状態で、バルブ 23を第 1の タンク 21側に切り替える。これにより、第 1のタンク 21に貯留されている洗浄用水が送 液チューブ 24の先端 24aから観察対象 Aに向けて吐出され、観察対象 Aの表面が 洗浄される。
この場合において、本実施形態によれば、照明光用光源 8が照明光を照射してい る状態で観察対象 Aを洗浄するので、患部を容易に確認でき、蛍光色素を散布した V、部位を確認しながら洗浄することができる。
[0044] 蛍光色素 Z蛍光プローブの散布も照明光用光源 8が照明光を照射している状態で 行われる。したがって、洗浄された観察対象 Aの位置を確認しながら、その位置を外 さな 、ように、必要な部位に少量の蛍光色素 Z蛍光プローブを的確に散布すること ができる。
[0045] その後、光源制御回路 10により励起光用光源 9が作動されて、励起光が観察対象 Aに照射されると、バルブ制御回路 25は光源制御回路 10からの信号を受けて、ノ レ ブ 23をオフ状態に切り替える。
この場合において、本実施形態によれば、蛍光色素 Z蛍光プローブが散布された 後、洗浄前には、励起光用光源 9が励起光を照射する。これにより、蛍光色素が透明 な場合においても、蛍光により散布の状況を確認することができる。
[0046] このように、本実施形態に係る内視鏡システム 1によれば、内視鏡観察下において 、癌力どうか疑わ 、部位に確実にエステラーゼ感受性蛍光プローブを散布すること で、即時に、癌か否かを確認することができる。この場合に、エステラーゼ感受性蛍 光プローブが血中経由で全身に回ることがなぐ少量で即座に腫瘍部位を特定でき
、見たい瞬間に検出して見ることが可能となる。すなわち、経口投与や静脈注射等で の投与 (大量の薬剤投与）に対して、高価な蛍光薬剤を必要最小限に抑えることがで き、観察に力かるコストを低減することができる。
[0047] 本実施形態に係る内視鏡システム 1によれば、蛍光画像と反射光画像とを合成した 画像を使用者に提供することができる。
この場合において、本実施形態に係る内視鏡システム 1によれば、平板状の光学 部材 13a, 13bの間隔を変更するだけで光の透過率特性を変化させる可変分光素 子 13を用いているので、極めて小型の可変分光素子 13および撮像素子 14を挿入 部 2先端 2aに配置することができる。したがって、撮影対象 Aからの蛍光や反射光を ファイババンドルを用いて体外に取り出す必要がな 、。
本実施形態に記載された装置は、ノイズなどで画質が劣化しがちな微弱な蛍光画 像のみならず、他の画像の取得もできるので、効率的に患部を確認することができる [0048] 本実施形態においては、光源ユニット 4における複数の光源 8, 9の切替と同期させ て可変分光素子 13の状態を切り替えるので、波長帯域の異なる複数種の光を同一 の撮像素子 14により撮影することができる。したがって、蛍光や反射光に対応した複 数の撮影光学系を設ける必要がない。その結果、挿入部 2を細径化することができる
[0049] 生体の体腔内であっても生体組織を透過する外光が存在するため、特に蛍光観察 のように微弱な光を観察する際にはノイズを低減することが重要である。本実施形態 においては、撮像ユニット 3に可変分光素子 13を設けることによって、観察する波長 帯域が変わっても常に観察対象の波長以外の光を遮光することができるため、ノイズ を低減した良好な画像を得ることができる。
[0050] さらに、本実施形態においては、照明光用光源 8が、波長帯域 420nm— 450nm の照明光を発生する。この波長帯域は、ヘモグロビンの吸収帯域を含んでいるので、 その反射光を撮像すると生体の表面に比較的近い血管の構造等の情報を取得する ことができる。
[0051] 一般に、生体においては長波長ほど散乱の影響を受けにくぐ生体の深部で発生 した蛍光であっても観察し易い。しかし、波長 1 m以上の光は水分の吸収によって 減衰してしまい観測が困難になる。したがって、本実施形態に係る内視鏡システム 1 のように、近赤外域の蛍光を発する蛍光色素を利用することにより、生体内の情報、 特に粘膜付近力 発生するガン等の病変の情報を効率的に取得することが可能とな る。
[0052] なお、本実施形態に係る内視鏡システム 1においては、撮像ユニット 3において、揷 入部 2先端 2a側から撮像光学系 11、励起光カットフィルタ 12および可変分光素子 1 3の順に配列した。しかし、これらの部品の配列順序はこれに限定されるものではなく 、任意の配列順序を採用することができる。
[0053] 本実施形態に係る内視鏡システム 1においては、蛍光色素 Zプローブとして、フル ォレセイン骨格を有するエステラーゼ感受性蛍光プローブを採用した。しかし、これ に代えて、蛍光プローブとして、上記一般式（1)で示される化合物とともに、または上 記一般式（1)で示される化合物に代えて、トリカルボシァニン骨格を有する蛍光プロ ーブ等、シァニン系化合物を用いてもよい。このような診断薬、造影剤も本発明により 提供される。
[0054] 内視鏡システムをこのような診断薬、造影剤を用いる観察に使用する場合には、可 変分光素子 13は、図 7に示されるように、蛍光色素 Zプローブが励起光により励起さ れることによって発せられる蛍光 (薬剤蛍光）の波長を含む波長帯域 (例えば、 760η m-800nm)に可変透過帯域を備える構成とされる。そして、可変分光素子 13にお いては、第 1の状態は、可変透過帯域での透過率を 50%以上に増大させ、薬剤蛍 光を透過させる状態であり、第 2の状態は、可変透過帯域の波長帯域を、例えば、 5 60nm— 600nmに移動させ、薬剤蛍光を遮断する状態である。
[0055] 前記励起光カットフィルタ 12は、 420nm— 710nmの波長帯域で透過率 80%以上 、 730nm— 750nmの波長帯域で OD値 4以上（=透過率 1 X 10—4以下）、 770nm 850nmの波長帯域で透過率 80%以上である。
[0056] 前記励起光用光源 9は、例えば、ピーク波長 740 ± 5nmの励起光を出射する半導 体レーザである。この波長の励起光は、トリカルボシァニン骨格の蛍光プローブ等、 シァニン系の蛍光色素 Zプローブを励起することができる。
このような励起光源 9を用いることで、フルォレセイン骨格を有するエステラーゼ感 受性蛍光プローブを用いた場合と同様の効果を達成することができる。
[0057] 一般的には、生体の体腔内画像を撮影する場合、反射光画像の輝度に比べて薬 剤蛍光画像の輝度は極めて小さくなる。その結果、撮像素子 14に入射する光の量（ 露光量)を、反射光画像観察と薬剤蛍光画像観察とが切り替えられるたびに適宜調 整することが必要となることち考免られる。
[0058] このため、上記の蛍光内視鏡システムでは、撮像素子 14で測定した画像の明るさ に応じて動作し、画像の明るさをあら力じめ設定された所定の目標値に近づける画 像輝度調整を行うために、制御ユニット 5が光源ユニット 4の照射光 (励起光)および 可変分光素子 13の分光特性の切り替えに加えて、撮影時の撮像ユニット 3 (撮像素 子 14)の露光量の調整を行うことが望ましい。具体的には、この露光量の調整のため に、光源部 4からの照明光 (励起光)の調光 (発光強度または発光持続時間の調整） 、撮像ユニット 5の露出（シャツタ速度または絞りの調整)または撮像ユニット 5の増幅 率の調整のうち、 、ずれか一つまたは複数の調整が行われることが望まし 、。
[0059] 特に、画像内全体が比較的明るい反射光画像と蛍光領域が薬剤の塗布 (投与)さ れて ヽる領域に限定される薬剤蛍光画像との組み合わせなど、輝度および高輝度領 域（明るい領域)が極端に異なる複数の画像から、一つの画像を構築する場合にはこ のような調整は重要性を増す。
[0060] この画像輝度調整時に測定する画像の明るさは、画像全体あるいはその一部の平 均値を画像の明るさとするモード'平均測光モードで測定された値でもよいし、画像 全体あるいはその一部の領域の中での最大値を画像の明るさとするモード'ピーク測 光モードで測定された値でもよ 、。 さらに、反射光画像取得時には平均測光モード、薬剤蛍光画像取得時にはピーク 測光モードとなるように、図 8に示すタイミングチャートに従う所定のタイミングで、画像 の明るさを測定するモードが光源制御回路および可変分光素子制御回路と関連づ けて制御されることが、さらによい。
[0061] なぜなら、反射光画像取得時には画像全体に被写体が写っており、画像全体にわ たって比較的明るい領域が形成されている場合が多いため、平均測光モードが有効 であるからである。このような反射光画像に対してピーク測光を行うと、生体の粘液の 反射など極端に明る!/、領域を目標値に近づけようと輝度調整を行ってしまうため、観 察対象が暗くなつてしまう。
[0062] 一方、薬剤蛍光画像取得時には蛍光薬剤が塗布 (投与)された部分のみに蛍光の 発生が限定され、画像の多くが蛍光発光の無い暗い領域となり、画像の一部に薬剤 蛍光が見られる画像となることが多くなるため、ピーク測光モードが有効である。 このような蛍光画像に対して平均測光を行うと、画像の多くを占める暗い領域を含 めて目標の明るさに近づけようと輝度調整を行ってしまうため、蛍光が発光していな
V、領域のノイズが強調されてしま!ヽ観察し難 、画像となってしまう。
[0063] その他に、本実施形態にお!、ては、ローダミン骨格を有する蛍光色素 Z蛍光プロ ーブなども励起光用光源 9や分光部の分光特性を最適化することによって利用する ことができる。 蛍光色素の具体例としては、 FITC等のフルォレセイン系化合物、 RhodamineB 等のローダミン系化合物、インドシアニングリーン、 CyDye (Amersham社製）等のシ ァニン系化合物、 Bodipy—FL等の Bodipy系化合物、ポルフィリン系化合物もしくは ポルフィリン系化合物の前駆体、 Alexa
Fluor Dye (MolecularProbes社製）が挙げられる。また、蛍光色素の代わりに、抗 体、ペプチドを上記蛍光色素で標識したもの、例えば、乳ガンで多く見られる Her2 受容体の抗体に標識したものゃソマトスタチン (ソマトスタチンレセプターに対するリガ ンド）に Cy5. 5を標識したものを用いてもよい。
[0064] 蛍光プローブの具体例としては、エステラーゼ感受性蛍光プローブとして、 FDA, CFDA (carbosyfluorescein
diacetate)等、 NO感受性蛍光プローブとして、 DAF、 DAA等、活性酸素種感受 性蛍光プローブとして、 HPF, APF, H2DCFDA等が挙げられる。
[0065] また、蛍光プローブのみでは、生体内の特定物質との反応が行われなければ蛍光 観察ができな 、ため、洗浄前の蛍光プローブの散布状況の確認が十分にできな ヽ 場合がある。そこで、洗浄によって確実に洗い流せる蛍光色素（水溶性が高い蛍光 色素）を混合した蛍光プローブを散布することにしてもよい。
[0066] 本実施形態にお!、ては、分光部としてエタロン (フアブリペロー型可変分光素子）を 採用した。しかし、分光部は、エタロンに限らず、他の可変分光フィルタでもよぐさら に分光特性が固定のものでもよい。
[0067] 本発明の蛍光内視鏡システム 1は、生体の体腔内に挿入する挿入部 2の先端に撮 像部 14を有するスコープ型のものに限られるものではない。例えば、本発明の蛍光 内視鏡システムは、光源部、撮像部および可変分光部が一つの筐体内に設けられ、 該筐体ごと生体の体腔内に挿入可能なカプセル型のものに適用してもよい。

Claims

請求の範囲
[1] 該体腔内の撮影対象の画像を取得する内視鏡システムであって、
前記撮影対象の内部に蓄積され、または、当該撮影対象内部の特定の物質と反応 する蛍光薬剤、および、前記撮影対象の表面を洗浄する洗浄用水を、前記撮影対 象に向けて吐出する吐出部と、
該吐出部から吐出された前記蛍光薬剤を励起させるための励起光および該励起 光とは分光特性の異なる照射光を発する光源部と、
該光源部からの励起光または照射光を前記撮影対象に向けて伝播する光学系と、 前記体腔内に入れられる部位に設けられるとともに、前記励起光の照射により前記 撮影対象から放射される蛍光と、前記照射光の照射により前記撮影対象から放射さ れる前記蛍光とは異なる波長帯域の光とを撮影可能な撮像部と、
該撮像部と前記体腔内に入れられる部位の先端との間の光路中に設けられ、前記 励起光の有する波長帯域の光の前記撮像部への入射を制限する分光部と、 前記吐出部による前記撮影対象に向けた前記蛍光薬剤の吐出後かつ前記洗浄用 水の吐出前に、前記光源部が前記励起光を少なくとも 1回発することを許可する制御 部とを備える内視鏡システム。
[2] 前記制御部は、前記励起光が前記撮影対象に照射される前に、前記照射光が照 射されるように制御する請求項 1に記載の内視鏡システム。
[3] 前記制御部は、前記吐出部が前記蛍光薬剤を吐出する前に、前記撮影対象に対 する照射光の照射が開始されるよう制御する請求項 2に記載の内視鏡システム。
[4] 前記制御部は、前記励起光および前記照射光が排他的に前記撮影対象に照射さ れるよう制御する請求項 1に記載の内視鏡システム。
[5] 前記撮影対象から放射される前記蛍光とは異なる波長帯域の光が、前記撮影対象 力もの可視帯域の反射光である請求項 1に記載の内視鏡システム。
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