WO2007083437A1 - 撮像システム - Google Patents

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WO2007083437A1
WO2007083437A1 PCT/JP2006/323010 JP2006323010W WO2007083437A1 WO 2007083437 A1 WO2007083437 A1 WO 2007083437A1 JP 2006323010 W JP2006323010 W JP 2006323010W WO 2007083437 A1 WO2007083437 A1 WO 2007083437A1
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imaging
illumination light
illumination
light source
light
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PCT/JP2006/323010
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Takemi Hasegawa
Takashi Iwasaki
Toshiaki Okuno
Masashi Onishi
Original Assignee
Sumitomo Electric Industries, Ltd.
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Publication date
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Priority to JP2007554820A priority patent/JP5034953B2/ja
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    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A61B2090/373—Surgical systems with images on a monitor during operation using light, e.g. by using optical scanners

Definitions

  • the present invention relates to an imaging system that can be suitably used for observing and recording in a surgical field and blood vessels.
  • Patent Documents 1 and 2 As an imaging system that can be used for observing and recording a surgical field or inside a blood vessel, those disclosed in Patent Documents 1 and 2 are known.
  • the imaging system disclosed in Patent Document 1 is equipped with a mechanism for switching the flow rate of a transparent fluid in a blood vessel endoscope, and after blood is eliminated with a high-speed fluid, blood enters the visual field with a low-speed fluid. By preventing it, it is intended to safely and optically observe inside the blood vessel.
  • a lens is held by a holder that converges illumination light for illuminating the surgical field on the surgical field, and the surgical field is imaged by the imaging unit via this lens. It is intended to take a picture.
  • Patent Document 1 US Patent 5, 053, 002 Specification
  • Patent Document 2 U.S. Pat.No. 5,803,905
  • the imaging system disclosed in Patent Document 1 has been difficult to observe for a long time because the invasion of the observation target is large.
  • a transparent fluid was injected into the blood vessel to prevent the view from being blocked by blood. Therefore, an increase in intravascular pressure and a change in blood composition were caused.
  • the imaging system disclosed in Patent Document 2 the field of view is limited in the surgical field with bleeding, and the field of vision S is blocked by blood in the surgical field with bleeding.
  • any of the imaging systems disclosed in Patent Documents 1 and 2 is unsuitable for medical use.
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and an object thereof is to provide an imaging system that can be suitably used for medical purposes. Means for solving the problem
  • An imaging system is an imaging system suitable for imaging an observation object in blood, and includes an illumination light source unit that emits illumination light having a near-infrared wavelength, and an illumination light source An illumination optical system that irradiates an observation target with illumination light emitted from the imaging unit, an imaging optical system that guides the illumination light that is irradiated, scattered, reflected, or refracted by the illumination optical system as object light, An imaging unit having imaging sensitivity in a near-infrared wavelength band, and receiving object light guided by an imaging optical system and imaging an observation object.
  • illumination light having a near-infrared wavelength is also radiated from the illumination light source unit.
  • the illumination light emitted from the illumination light source section is irradiated onto the observation object by the illumination optical system, the illumination light scattered, reflected or refracted by the observation object is generated as the object light.
  • the object light generated in the observation object is guided to the imaging unit having imaging sensitivity in the near-infrared wavelength band by the imaging optical system, and the imaging target (the region of interest) is imaged by the imaging unit. .
  • the imaging target the region of interest
  • the illumination light emitted from the illumination light source unit includes light in the wavelength range of 0.9 ⁇ to 1. or 1.5 / ⁇ to 1.8 m. And more preferably includes light in the wavelength range of 1.2 ⁇ to 1.3 111 or 1.6 ⁇ to 1.8 m. In this case, illumination light and object light are particularly preferable because they pass through blood with low loss.
  • the illumination light emitted from the illumination light source unit includes light in a wavelength range of 0.9 m to l.l / z m
  • the imaging unit includes a CCD having silicon power.
  • CCD made of silicon is inexpensive and has imaging sensitivity in the wavelength band of 1.1 ⁇ m or less. Therefore, object light can be imaged using an inexpensive CCD.
  • L m or less scattering can be reduced and the observation depth can be increased.
  • the illumination light source unit is a pulse array that outputs nors light. And an optical fiber that couples the pulsed light output from the pulsed laser light source to the HE11 mode and outputs as a illuminating light a broadened spectrum of the pulsed light by a nonlinear optical effect. It is.
  • the illumination light emitted from the illumination light source section is preferably a broadband super continuum light.
  • the observation object has an absorption line that matches the wavelength of the illumination light, there is a risk that the observation object will generate heat. Therefore, it is preferable to use illumination light with a spread spectrum such as SC light.
  • At least one of the illumination light source unit and the imaging unit includes an element made of an InGaAs-based material (for example, a light emitting element or a two-dimensional imaging element). It is preferable to include an element made of an InGaAs-based material, and it is preferable to include an element made of a GalnNAsSb-based material force. This is preferable because it has high sensitivity in the near infrared.
  • the imaging unit is preferably a two-dimensional imaging device.
  • using an InGaAs-based material light with a wavelength of less than 1.7 m can be emitted or received.
  • an element that also has Extended-InGaAs-based material strength light with a wavelength of 1.7 m or more can be emitted or received.
  • an element with Extended-InGaAs-based material strength it is possible to emit or receive light with a wavelength of 1. to 2.65 m at room temperature.
  • an element made of a GalnNAsSb-based material noise can be kept low and a clear image can be acquired within a wavelength range of 1.7 to 3.0 m.
  • the GalnNAsSb-based material lattice matches with InP.
  • the illumination optical system includes a shadowless lamp reflector that reflects the illumination light emitted from the illumination light source unit and irradiates the observation target.
  • a shadowless lamp reflector that reflects the illumination light emitted from the illumination light source unit and irradiates the observation target.
  • the illumination optical system includes an illumination optical fiber that guides the illumination light emitted from the illumination light source unit to the observation object, and the imaging optical system is generated at the observation object. It is preferable that an imaging optical fiber for guiding the object light to be transmitted to the imaging unit is included, and the illumination optical fiber and the imaging optical fiber are provided in the endoscope. In this case, for example, it is preferable for imaging the inner wall of the blood vessel.
  • the imaging system according to the present invention further includes an optical filter that is disposed between the illumination light source unit and the observation object and transmits light of a predetermined wavelength among illumination light emitted from the illumination light source unit. It is suitable to provide.
  • the observation object can be selectively irradiated with light having a desired wavelength.
  • the imaging system according to the present invention preferably further includes an optical filter that is disposed between the observation object and the imaging unit and transmits light of a predetermined wavelength among object light generated in the observation object. It is. In this case, the imaging unit can selectively receive light having a desired wavelength.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an imaging system 1 according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a configuration diagram showing an illumination light source unit 10 according to a modification.
  • FIG. 3 is a configuration diagram showing an illumination light source unit 10 according to a modification.
  • FIG. 4 is a configuration diagram of an imaging system 2 according to a second embodiment.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an imaging system 1 according to the first embodiment.
  • the imaging system 1 shown in this figure is And an illumination light source unit 10, an illumination optical system 20, an imaging optical system 30, an imaging unit 40, and a display unit 50.
  • the imaging system 1 is preferably used for observing a region of interest 91 of an observation object 90 that is also a surgical object.
  • the illumination light source unit 10 emits illumination light having a near-infrared wavelength, and includes a pulse laser light source 11 and a highly nonlinear optical fiber 12 as an example.
  • the pulsed laser light source 11 emits pulsed light having a power of 10 to 100 mW and a wavelength of 1.55 m. This output pulsed light is coupled to the HE11 mode of the optical fiber 12.
  • the optical fiber 12 has a nonlinear coefficient ⁇ of 20 [W— ⁇ m— (preferably 30 [W— ⁇ m—) at the wavelength of the pulsed light, and an absolute value of 0.03 [psZnm 2 Zkm] or less. Has a chromatic dispersion slope.
  • SC light supercontinuum light
  • This SC light is preferably light having a spectral density of 1 WZnm or more over a wavelength range of 0.9 / ⁇ ⁇ to 3. O ⁇ m, more preferably a wavelength range of 1.2 / ⁇ ⁇ to 1.8 m.
  • the optical fiber 12 outputs SC light as illumination light.
  • the illumination light includes a laser diode having a light emission wavelength of 0.9 to 1.1 111 or 1.3 111 or 1.5 to 1.
  • Nd having a light emission wavelength of 1.06 i um.
  • YAG laser, Yb-doped fiber laser, Er-doped fiber laser having an emission wavelength of 1.55 m, or a Raman laser pumped by these lasers can be used.
  • the power of the laser beam is concentrated at a specific wavelength, there is a risk that the observation object 90 will generate heat when the observation object 90 has an absorption line that matches this wavelength. It is preferable to use illumination light with a spread spectrum like SC light.
  • the illumination light source unit 10 may include a light source such as a laser diode (LD), an LED, or a super luminescence diode (SLD).
  • a light source such as a laser diode (LD), an LED, or a super luminescence diode (SLD).
  • the illumination light source unit 10 can be made inexpensive, and the configuration of the illumination light source unit 10 can be simplified.
  • the illumination light source unit 10 emits light having a peak wavelength in a wavelength range of 1.2 to 1.4 111 or 1.5 to 1.9 / zm and a peak half-value width of 5 nm or more. It may be an LED.
  • the illumination light source unit 10 may be a laser diode having a peak wavelength within a wavelength range of 1.2 to 1. or 1.5 to 1.9 m.
  • the illumination light source unit 10 preferably includes a light emitting element made of InGaAs-based material, Extended-InGaAs, or GalnNAsSb-based material. If a light-emitting element with InGaAs-based material power is used, light with a wavelength of less than 1.7 m can be emitted. If a light emitting device with extended-inGaAs material power is used, light with a wavelength of 1.7 m or more and 2.65 m or less can be emitted. Extended-InGaAs materials are described in detail in, for example, IPRM (InP & Related Material) 2003. Multiple InAsP step layers can be grown on an InP substrate, and an Extended-InGaAs layer can be grown on an InAsP buffer layer.
  • a light emitting element made of InGaAs-based material, Extended-InGaAs, or GalnNAsSb-based material. If a light-emitting element with InGaAs-based material power
  • the illumination light source unit 10 when a laser light source is used as the light source, the illumination light source unit 10 preferably includes coherence reduction means for reducing the coherence of the laser light emitted from the laser diode.
  • coherence reduction means for reducing the coherence of the laser light emitted from the laser diode.
  • the coherence lowering means include an integrating sphere and a diffusion plate.
  • the illumination light source unit 10 may include an optical modulator that modulates laser light emitted from the laser diode at high speed. In this case, it is possible to reduce the coherence by using, as the imaging unit 40, one that can detect only laser light that is slower than laser light that has been modulated at high speed, and averaging the signals detected by the imaging unit 40 over time. .
  • the illumination light is a CCD including light within a wavelength range of 0.9 m to L 1 m
  • the imaging unit 40 is also a silicon condenser.
  • a CCD made of silicon is inexpensive and has imaging sensitivity in a wavelength band of 1.1 ⁇ m or less.
  • L m can reduce the scattering and increase the observation depth. it can.
  • FIGS. 2 (A) to 2 (C) and FIG. 3 are configuration diagrams showing an illumination light source unit 10 according to a modification.
  • the illumination light source unit 10 may include, for example, an LED 102 and a wavelength tunable filter 104 optically coupled to the LED 102.
  • the wavelength band of light emitted from the LED 102 can be changed to a predetermined wavelength band (for example, 1.2 to 1. or 1.6 to 1.8 m) easily and at low cost.
  • a predetermined wavelength band for example, 1.2 to 1. or 1.6 to 1.8 m
  • a fixed wavelength filter that transmits light of a predetermined wavelength band for example, a wavelength of 1.2 to 1.3 m
  • a filter 104a that can simultaneously extract three wavelengths having different center wavelengths may be used (see FIG. 3).
  • the filter 104a may be a cascade connection of band-pass filters to extract three wavelengths, or a combination of a low-pass filter and a high-pass filter! /.
  • the center wavelength value may be shifted while fixing the interval between the three center wavelengths that can be extracted, or the center wavelengths may be moved independently.
  • the three wavelengths can be directly identified by the difference in color when represented by an image in the visible region.
  • the illumination light source unit 10 may include, for example, a wavelength tunable laser diode 106.
  • a wavelength tunable laser diode 106 for example, an external resonator type laser diode can be used.
  • light of a plurality of wavelengths having high power is emitted from the wavelength tunable laser diode 106, so that a signal can be obtained with a high S / N ratio for a plurality of wavelengths.
  • the wavelength of the light emitted from the wavelength tunable laser diode 106 is in a predetermined wavelength band (for example, 1.2 to 1. or 1.6 to 1.8 / z m).
  • the wavelength tunable laser diode 106 may include a laser diode and a temperature adjusting device that adjusts the temperature of the laser diode.
  • the wavelength of the light emitted from the laser diode is usually shifted by several nm.
  • the illumination light source unit 10 includes a plurality of laser diodes 108 that respectively emit laser beams having a plurality of wavelengths, and a plurality of lasers emitted from the plurality of laser diodes 108.
  • a light combining unit 110 that combines light may be included.
  • the illumination light emitted from the illumination light source unit 10 has a plurality of wavelengths, a plurality of image data respectively corresponding to the plurality of wavelengths can be obtained.
  • the imaging accuracy of the observation object 90 can be improved.
  • Examples of the light combining unit 110 include a WDM force bra and an optical multiplexer.
  • the plurality of laser diodes 108 have different wavelengths (for example, (1) wavelength 1., wavelength 1. and wavelength 1. ⁇ ⁇ ⁇ , and (2) wavelength 1.3.11 and wavelength 1. 6 111 and 1.8 m wavelength) are emitted.
  • the illumination light source unit 10 may not include the light combining unit 110. In that case, multiple laser beams emitted from multiple laser diodes 108 Is irradiated onto the observation object 90 independently via a plurality of optical fibers.
  • three laser diodes 108 that emit laser beams of different wavelengths (narrow band, instead of laser diodes 108, may use LEDs and SLDs!) Are arranged! Is preferred.
  • the illumination light source unit 10 shown in Fig. 3 by assigning 3 wavelengths to the visible 3 primary colors (RGB), when represented in the visible region image, It becomes possible to distinguish directly.
  • RGB visible 3 primary colors
  • the illumination optical system 20 irradiates the observation object 90 with illumination light emitted from the illumination light source unit 10, and includes illumination optical fibers 21a and 21b, reflection mirrors 22a and 22b, and a surgical lamp reflection mirror. Includes 23a and 23b.
  • the illumination optical fibers 21 a and 21 b may be highly nonlinear optical fibers similar to the highly nonlinear optical fiber 12. In this case, the highly nonlinear optical fiber 12 is not necessary.
  • the illumination light emitted from the illumination light source unit 10 is input to the incident ends of the illumination optical fibers 21a and 21b, guided, and output from the output end.
  • the illumination light output from the exit end of one illumination optical fiber 21a is reflected by the reflecting mirror 22a, further reflected by the surgical light reflecting mirror 23a, and irradiated on the surgical field of the observation object 90.
  • the illumination light that also outputs the output end force of the other illumination optical fiber 21b is reflected by the reflector 22b, further reflected by the surgical light reflector 23b, and irradiated on the surgical field of the observation object 90.
  • the surgical light reflectors 23a and 23b well-known surgical surgical lights can be used.
  • the illumination light can pass through the blood 93 to illuminate the region of interest 91, and the illumination light reflected, scattered, or refracted in the region of interest 91 of the observation object 90 can pass through the blood 93. Then, it is emitted again as object light.
  • the imaging optical system 30 guides the illumination light irradiated, scattered, reflected, or refracted by the observation object 90 as object light to the imaging unit 40, and images the region of interest 91 on the imaging surface of the imaging unit 40.
  • the imaging unit 40 has imaging sensitivity in the near-infrared wavelength band, receives the object light that has been guided by the imaging optical system 30, and images the region of interest 91 of the observation object 90.
  • the imaging unit 40 preferably has a particularly high sensitivity at a wavelength of 0.9 ⁇ m to 1.8 ⁇ m, and includes a two-dimensional imaging device made of InGaAs-based material, Extended-InGaAs or GalnNAsSb-based material. Is preferred.
  • Using a two-dimensional image sensor that also has InGaAs-based material power light with a wavelength of less than 1.7 m can be received.
  • Using a two-dimensional image sensor that also has Extended-InGaAs-based material strength it is possible to receive light with a wavelength of 1 to 2.65 m.
  • An optical filter 100 may be disposed between the imaging unit 40 and the observation object 90 as necessary.
  • the optical filter 100 transmits light having a predetermined wavelength among the object light generated in the observation object 90. Thereby, the imaging unit 40 can selectively receive light having a desired wavelength.
  • the transmission wavelength band of the optical filter 100 is preferably variable. Different information on the observation object 90 can be extracted according to each wavelength band.
  • the optical filter 100 preferably allows a plurality of light beams having a predetermined wavelength to pass therethrough.
  • a grating can be used as the optical filter 100. Note that optical filters 100a and 100b similar to the optical filter 100 may be disposed between the illumination light source unit 10 and the observation object 90.
  • the optical filters 100a and 100b transmit light having a predetermined wavelength among the irradiation light emitted from the illumination light source unit 10 as well, it is possible to selectively irradiate the observation object 90 with light having a desired wavelength. it can.
  • the optical filters 100, 100a, and 100b are preferably used when the illumination light or the object light is SC light. However, if the illumination light power SLED power is also emitted, light ⁇ finole evening 100, 100a, 100b can be turned on!
  • the imaging unit 40 sends the image data of the region of interest 91 of the observation object 90 obtained by imaging to the display unit 50 through the electric wire 51. Then, the display unit 50 displays an image of the region of interest 91 of the observation object 90. Accordingly, the user can observe the region of interest 91 under the blood 93 that cannot be observed with the naked eye or visible light imaging on the display unit 50.
  • FIG. 4 is a configuration diagram of the imaging system 2 according to the second embodiment.
  • the imaging system 2 shown in this figure includes an illumination light source unit 10, an illumination optical system 20, an imaging optical system 30, an imaging unit 40, and a display unit 50, and is used to observe the inner wall of the blood vessel 94 of the observation object 90. Preferably used.
  • the imaging system 2 is characterized in that the imaging optical system 30 includes an imaging optical fiber 31 that guides object light to the imaging unit 40, and illumination.
  • Optical fibers 21a, 21b and imaging optical fiber 31 are provided in the endoscope 60, and lenses 24a, 24b, 34 are provided at the distal ends of the illumination optical fibers 21a, 21b and imaging optical fiber 31, respectively. And the point that the reflecting mirror 25 is provided.
  • the illumination light output from the exit ends of the illumination optical fibers 21a and 21b is collected by the lenses 24a and 24b, reflected by the reflecting mirror 25 at a right angle, and observed.
  • the object 90 is irradiated.
  • the endoscope 60 is a blood vessel endoscope used in the blood vessel 94 of the observation object 90.
  • the endoscope 60 and the blood vessel 94 are parallel to each other at the distal end portion of the endoscope 60 inserted into the blood vessel 94, the illumination light emitted from the lenses 24a and 24b is Then, the light is reflected by the reflecting mirror 25 at about 90 ° and directed toward the region of interest 95 on the inner wall of the blood vessel 94.
  • illumination light passes through blood 96 to illuminate region of interest 95, and object light generated in region of interest 95 is also Permeates blood 96.
  • the object light from the region of interest 95 passes through the reflecting mirror 25 and the lens 34, and forms an image on the end face of the imaging optical fiber 31 that is an image bundle optical fiber.
  • the imaging optical fiber 31 transmits an image of the region of interest 95 to the imaging surface of the imaging unit 40.
  • the imaging unit 40 sends the image data of the region of interest 91 of the observation object 90 obtained by imaging to the display unit 50 by the electric wire 51. Then, the display unit 50 displays an image of the region of interest 95 of the observation object 90.
  • the optical filter 100 may be disposed in the middle of the imaging optical fiber 31.

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Abstract

撮像システム１は、近赤外の波長を有する照明光を放射する照明光源部１０と、照明光源部１０から放射された照明光を観察対象物９０に照射する照明光学系２０と、照明光学系２０により観察対象物９０に照射されて散乱，反射または屈折された照明光を物体光として導く撮像光学系３０と、近赤外の波長帯に撮像感度を有し、撮像光学系３０により導かれて到達した物体光を受光して観察対象物９０を撮像する撮像部４０とを備え、撮像部４０が水およびヘモグロビンを透過した後の物体光を受光する。

Description

明 細 書
撮像システム
技術分野
[0001] 本発明は、手術野や血管内を観察'記録するのに好適に用いられ得る撮像システ ムに関するものである。
背景技術
[0002] 手術野や血管内を観察 ·記録するのに用いられ得る撮像システムとして、特許文献 1, 2に開示されたものが知られている。特許文献 1に開示された撮像システムは、血 管内視鏡において透明流体の流速を切り替える機構を備えていて、高速の流体で 血液を視界力 排除した後に低速の流体で血液の視界への侵入を防ぐことにより、 血管内を安全に光学的に観察することを意図したものである。特許文献 2に開示され た撮像システムは、手術野を照明するための照明光を手術野に収束させる保持具に レンズを保持させ、このレンズを経て撮像部により手術野を撮像することで、明るい像 を撮影することを意図したものである。
特許文献 1 :米国特許 5, 053, 002号明細書
特許文献 2 :米国特許 5, 803, 905号明細書
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0003] しかしながら、特許文献 1に開示された撮像システムでは、観察対象物への侵襲が 大きぐ長時間の観察が難しかった。また、血液によって視界が遮られるのを防ぐた め、透明流体を血管内に注入していた。そのため、血管内圧の上昇や血液の組成変 化を生じさせていた。一方、特許文献 2に開示された撮像システムでは、出血のある 手術野では視界が制限されており、また、出血のある手術野では血液によって視界 力 Sさえぎられていた。このように、特許文献 1, 2に開示された撮像システムは、何れも 、医療用に用いるには不適当なものであった。本発明は、上記問題点を解消する為 になされたものであり、医療用に好適に用いられ得る撮像システムを提供することを 目的とする。 課題を解決するための手段
[0004] 本発明に係る撮像システムは、血液中の観察対象物を撮像するのに適した撮像シ ステムであって、近赤外の波長を有する照明光を放射する照明光源部と、照明光源 部から放射された照明光を観察対象物に照射する照明光学系と、照明光学系により 観察対象物に照射されて散乱，反射または屈折された照明光を物体光として導く撮 像光学系と、近赤外の波長帯に撮像感度を有し、撮像光学系により導かれて到達し た物体光を受光して観察対象物を撮像する撮像部とを備える。
[0005] 本発明に係る撮像システムでは、近赤外の波長を有する照明光が照明光源部力も 放射される。その照明光源部カゝら放射された照明光が照明光学系により観察対象物 に照射されると、その観察対象物において散乱，反射または屈折された照明光が物 体光として発生する。その観察対象物において発生した物体光は、近赤外の波長帯 に撮像感度を有する撮像部へ撮像光学系により導かれて、この撮像部により観察対 象物（の関心領域）が撮像される。このとき、水およびヘモグロビンを透過した後の物 体光が撮像部により受光される。観察対象物の関心領域が血液に覆われているよう な場合であっても、照明光および物体光は血液を透過するので、この撮像システム は医療用に好適に用 ヽられ得る。
[0006] 本発明に係る撮像システムでは、照明光源部が放射する照明光が、波長 0. 9 μ ηι 〜1. または 1. 5 /ζ πι〜1. 8 mの範囲内の光を含むのが好適であり、波長 1 . 2 πι〜1. 3 111または1. 6 πι〜1. 8 mの範囲内の光を含むのがより好適で ある。この場合には特に照明光および物体光は低損失で血液を透過するので好まし い。
[0007] また、照明光源部が放射する照明光が、波長 0. 9 m〜l . l /z mの範囲内の光を 含み、撮像部が、シリコン力もなる CCDを含むのが好適である。シリコンからなる CC Dは、安価であり、波長 1. 1 μ m以下の波長帯に撮像感度を有する。したがって、安 価な CCDを用いて物体光を撮像することができる。また、波長 1.： L m以下の波長 帯の中でも波長 0. 9 /ζ πι〜1. 1 mという長波長の光を用いることにより、散乱が小 さくなると共に観察深度を高めることができる。
[0008] 本発明に係る撮像システムでは、照明光源部は、ノルス光を出力するパルスレー ザ光源と、このパルスレーザ光源から出力されたパルス光を HE11モードに結合して 、非線形光学効果によってパルス光のスペクトルを広げたものを照明光として出力す る光ファイバと、を含むのが好適である。この場合には、照明光源部から放射される 照明光が広帯域のスーパーコンティ-ユーム光であるので好ましい。観察対象物が 照明光の波長に一致する吸収線を持っていたときに、観察対象物が発熱するリスク があるため、 SC光のようにスペクトルが拡散された照明光を用いるのが好ま 、。
[0009] 本発明に係る撮像システムでは、照明光源部及び撮像部のうち少なくとも一方は、 I nGaAs系材料からなる素子 (例えば発光素子又は 2次元撮像素子）を含むのが好適 であり、 Extended-InGaAs系材料からなる素子を含むのが好適であり、 GalnNAsSb系 材料力 なる素子を含むのが好適である。この場合には、近赤外に高い感度を有す るので好ましい。なお、撮像部は 2次元撮像素子であるのが好ましい。また、 InGaAs 系材料力 なる素子を用いると、波長 1. 7 m未満の光を放射又は受光することが できる。 Extended-InGaAs系材料力もなる素子を用いると、波長 1. 7 m以上の光を 放射又は受光することができる。特に、 Extended-InGaAs系材料力もなる素子を用い ると、室温において波長 1. 以上 2. 65 m以下の光を放射又は受光すること ができる。 GalnNAsSb系材料からなる素子を用いると、波長 1. 7〜3. 0 mの範囲内 において、ノイズが低く抑えられ、鮮明な画像を取得することが可能になる。その理由 の一つとして、 GalnNAsSb系材料が InPに格子整合することが考えられる。
[0010] 本発明に係る撮像システムでは、照明光学系は、照明光源部から放射される照明 光を反射させて観察対象物に照射する無影灯反射鏡を含むのが好適である。この 場合には、例えば手術野にある観察対象物を撮像する上で好ま ヽ。
[0011] 本発明に係る撮像システムでは、照明光学系が、照明光源部から放射される照明 光を観察対象物へ導波する照明用光ファイバを含み、撮像光学系が、観察対象物 で発生する物体光を撮像部へ導波する撮像用光ファイバを含み、照明用光ファイバ および撮像用光ファイバが内視鏡内に設けられているのが好適である。この場合に は、例えば血管内壁を撮像する上で好ましい。
[0012] 本発明に係る撮像システムは、照明光源部と観察対象物との間に配置され、照明 光源部から放射される照明光のうち所定波長の光を透過させる光学フィルタを更に 備えるのが好適である。この場合、所望波長の光を選択的に観察対象物に照射する ことができる。また、本発明に係る撮像システムは、観察対象物と撮像部との間に配 置され、観察対象物で発生する物体光のうち所定波長の光を透過させる光学フィル タを更に備えるのが好適である。この場合、撮像部は所望波長の光を選択的に受光 することができる。
発明の効果
[0013] 本発明によれば、医療用に好適に用いられ得る撮像システムを提供することことが できる。
図面の簡単な説明
[0014] [図 1]第 1実施形態に係る撮像システム 1の構成図である。
[図 2]変形例に係る照明光源部 10を示す構成図である。
[図 3]変形例に係る照明光源部 10を示す構成図である。
[図 4]第 2実施形態に係る撮像システム 2の構成図である。
符号の説明
[0015] 1, 2…撮像システム、 10···照明光源部、 11···パルスレーザ光源、 12···光ファイバ 、 20···照明光学系、 21a, 21b…照明用光ファイバ、 22a, 22b…反射鏡、 23a, 23 b…無影灯反射鏡、 24a, 24b…レンズ、 25…反射鏡、 30···撮像光学系、 31…撮像 用光ファイバ、 34…レンズ、 40…撮像部、 50…表示部、 60···内視鏡、 90…観察対 象物、 91···関心領域、 92···切開部、 93···血液、 94···血管、 95···関心領域、 96··. 血液、 100, 100a, 100b…光学フィルタ。
発明を実施するための最良の形態
[0016] 以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための最良の形態を詳細に説明す る。なお、図面の説明において同一または同種の要素には同一の符号を付し、重複 する説明を省略する。
[0017] (第 1実施形態）
[0018] 先ず、本発明に係る撮像システムの第 1実施形態について説明する。図 1は、第 1 実施形態に係る撮像システム 1の構成図である。この図に示される撮像システム 1は 、照明光源部 10,照明光学系 20,撮像光学系 30,撮像部 40および表示部 50を備 える。撮像システム 1は、手術対象でもある観察対象物 90の関心領域 91を観察する のに好適に用いられる。
[0019] 照明光源部 10は、近赤外の波長を有する照明光を放射するものであり、一例とし て、パルスレーザ光源 11および高非線形性光ファイバ 12を含む。パルスレーザ光源 11は、パワーが 10〜100mWであって波長 1. 55 mのパルス光を出射する。この 出力されたパルス光は光ファイバ 12の HE11モードに結合される。光ファイバ 12は、 パルス光の波長において、 20[W— ^m— （好ましくは 30[W— ^m— ）の非線形係数 γ を有し、絶対値が 0. 03[psZnm2Zkm]以下の波長分散スロープを有する。その結 果、パルス光のスペクトルは光ファイバ 12中の非線形光学効果によって広げられ、ス 一パーコンティ-ユーム光（SC光）として知られる広帯域光が光ファイバ 12において 発生する。この SC光は、好ましくは波長範囲 0. 9 /ζ πι〜3. O ^ m,より好ましくは波 長範囲 1. 2 /ζ πι〜1. 8 mに渡って 1 WZnm以上のスペクトル密度の光パワー を有する。光ファイバ 12は SC光を照明光として出力する。
[0020] なお、照明光としては、 0. 9〜1. 1 111または1. 3 111または1. 5〜1. に発 光波長を有するレーザダイオード、 1. 06 iu mに発光波長を有するNd:YAGレーザ や Yb添加ファイバレーザ、 1. 55 mに発光波長を有する Er添加ファイバレーザ、ま たはこれらのレーザによって励起されるラマンレーザなどを用いることができる。ただ し、レーザ光のパワーが特定の波長に集中する場合には、観察対象物 90がこの波 長に一致する吸収線を持っていたときに、観察対象物 90が発熱するリスクがあるため 、 SC光のようにスペクトルが拡散された照明光を用いるのが好ま 、。
[0021] 照明光源部 10は、例えば、レーザダイオード（LD)、 LED,スーパールミネッセンス ダイオード (SLD)等の光源を含んでもよい。この場合、照明光源部 10を安価にする ことができ、照明光源部 10の構成を単純にすることができる。照明光源部 10は、例え ば、波長 1. 2〜1. 4 111または1. 5〜1. 9 /z mの範囲内にピーク波長を有し、ピー クの半値幅が 5nm以上の光を出射する LEDであってもよい。照明光源部 10は、例 えば、波長 1. 2〜1. または 1. 5〜1. 9 mの範囲内にピーク波長を有するレ 一ザダイオードであってもよ ヽ。 [0022] 照明光源部 10は、 InGaAs系材料， Extended-InGaAsまたは GalnNAsSb系材料から なる発光素子を含むのが好適である。 InGaAs系材料力もなる発光素子を用いると、 波長 1. 7 m未満の光を放射することができる。 Extended-InGaAs系材料力もなる発 光素子を用いると、波長 1. 7 m以上 2. 65 m以下の光を放射することができる。 E xtended- InGaAs系材料については、例えば IPRM (InP & Related Material) 2003に 詳細に説明されている。 InP基板上に複数の InAsPステップ層を成長させ、 InAsP バッファ層上に Extended-InGaAs層を成長させることができる。
[0023] 例えば光源としてレーザ光源を用いる場合、照明光源部 10は、レーザダイオードか ら放射されるレーザ光のコヒーレンスを低下させるコヒーレンス低下手段を含むことが 好ましい。この場合、レーザ光のスペックルゃ干渉の発生を抑制することができるの で、ノイズの低い信号を得ることができる。このため、高精度な画像データが得られる 。コヒーレンス低下手段としては、例えば積分球、拡散板等が挙げられる。また、複数 の光源部を用いて多重照射を行うことで低コヒーレンス化を実現する方法もある。照 明光源部 10は、レーザダイオードから放射されるレーザ光を高速変調させる光変調 器を含んでもよい。この場合、撮像部 40として、高速変調されたレーザ光よりも低速 のレーザ光のみ検出可能なものを用い、その撮像部 40において検出した信号を時 間平均することによってコヒーレンスを低下させることができる。
[0024] また、照明光が波長 0. 9 m〜： L 1 mの範囲内の光を含み、撮像部 40がシリコ ンカもなる CCDであることが好ましい。シリコンからなる CCDは、安価であり、波長 1. 1 μ m以下の波長帯に撮像感度を有する。また、波長 1. 1 μ m以下の波長帯の中で も波長 0. 9 /ζ πι〜1. ： L mという長波長の光を用いることにより、散乱が小さくなると 共に観察深度を高めることができる。
[0025] 図 2(A)〜図 2(C)及び図 3は、変形例に係る照明光源部 10を示す構成図である。
図 2(A)に示されるように、照明光源部 10は、例えば、 LED102と、 LED102と光学 的に結合された波長可変フィルタ 104とを含んでもよい。この場合、低コストで簡便に 、LED102から放射された光の波長帯を所定波長帯 (例えば 1. 2〜1. または 1. 6〜1. 8 m)に変化させることができる。波長可変フィルタ 104に代えて、所定波 長帯 (例えば波長 1. 2〜1. 3 m)の光を透過する波長固定フィルタを用いてもよい 。更に、波長可変フィルタ 104に代えて、互いに中心波長の異なる 3波長を同時に取 り出せるフィルタ 104aを用いても良い（図 3参照）。フィルタ 104aは、 3波長を取り出 すために、バンドパスフィルタを縦続接続したものでも良いし、ローパスフィルタとハイ パスフィルタとを組み合わせたものでもよ!/、。フィルタ 104aが波長可変フィルタの場 合、取り出せる 3波長の中心波長同士の間隔を固定したまま中心波長値をシフトさせ ても良いし、それぞれの中心波長を独立に動かしても良い。このように分けられた 3波 長をそれぞれ可視の 3原色 (RGB)に割り当てることで、可視領域の画像で表される 場合、色の違いにより 3波長を直接見分けることが可能になる。
[0026] 図 2(B)に示されるように、照明光源部 10は、例えば、波長可変レーザダイオード 10 6を含んでもよい。波長可変レーザダイオード 106としては、例えば外部共振器型レ 一ザダイオードを用いることができる。この場合、高いパワーを有する複数の波長の 光が波長可変レーザダイオード 106から放射されるので、複数の波長に対していず れも高 ヽ SN比で信号を得ることができる。波長可変レーザダイオード 106から放射さ れた光の波長は、所定波長帯（例えば 1. 2〜1. または 1. 6〜1. 8 /z m)であ る。また、波長可変レーザダイオード 106は、レーザダイオードと、そのレーザダイォ ードの温度を調整する温度調整装置とを含んでもよ!ヽ。レーザダイオードの温度が変 わると、当該レーザダイオードから放射される光の波長が通常数 nmシフトする。
[0027] 図 2(C)に示されるように、照明光源部 10は、複数の波長のレーザ光をそれぞれ放 射する複数のレーザダイオード 108と、複数のレーザダイオード 108から放射される 複数のレーザ光を合成する光合成部 110とを含んでもよい。この場合、照明光源部 1 0から放射される照明光が複数の波長を有するので、当該複数の波長にそれぞれ対 応する複数の画像データを得ることができる。その複数の画像データを用いることに よって、観察対象物 90の撮像精度を向上させることができる。光合成部 110としては 、例えば、 WDM力ブラ、光合波器等が挙げられる。複数のレーザダイオード 108か らは、互いに異なる波長（例えば、（1)波長 1. と波長 1. と波長 1. δ μ ηι との糸且み合わせ、（2)波長 1. 3 111と波長1. 6 111と波長1. 8 mとの糸且み合わせ） のレーザ光がそれぞれ放射される。なお、照明光源部 10は、光合成部 110を含まな くてもよい。その場合、複数のレーザダイオード 108から放射される複数のレーザ光 は、複数の光ファイバを介して、それぞれ独立に観察対象物 90に照射される。特に、 互いに波長の異なるレーザー光を出射するレーザダイオード 108 (レーザダイオード 108に代えて帯域の狭!、LEDや SLDを用いてもよ!、。 )が 3台並べられて!/、るのが 好適である。この場合、図 3に示される照明光源部 10と同様に、 3波長を可視の 3原 色 (RGB)に割り当てることで、可視領域の画像で表される場合、色の違いにより 3波 長を直接見分けることが可能になる。
[0028] 再び図 1を参照する。照明光学系 20は、照明光源部 10から放射された照明光を観 察対象物 90に照射するものであり、照明用光ファイバ 21a, 21b、反射鏡 22a, 22b 、および、無影灯反射鏡 23a, 23bを含む。照明用光ファイバ 21a, 21bは、高非線 形性光ファイバ 12と同様の高非線形性光ファイバであってもよい。この場合、高非線 形性光ファイバ 12は不要になる。照明光源部 10から放射される照明光は、照明用 光ファイバ 21a, 21bそれぞれの入射端に入力されて導波され出射端から出力され る。一方の照明用光ファイバ 21aの出射端から出力される照明光は、反射鏡 22aによ り反射され、更に無影灯反射鏡 23aにより反射されて、観察対象物 90の手術野に照 射される。また、他方の照明用光ファイバ 21bの出射端力も出力される照明光は、反 射鏡 22bにより反射され、更に無影灯反射鏡 23bにより反射されて、観察対象物 90 の手術野に照射される。無影灯反射鏡 23a, 23bとしては、良く知られた手術用無影 灯を用いることができる。また、他の照明用の可視光を出力する従来の可視照明光 源を更に備えて、従来の無影灯の可視照明と本実施形態の照明光とで反射鏡を共 有することは好ましぐそれによつて使用者は通常の肉眼観察と同様の自然な感覚で 血液透過観察を行うことができる。
[0029] 手術野にある観察対象物 90では、観察しょうとしている臓器等の関心領域 (ROI : r egion of interest) 91が切開部 92内に存在する力 その関心領域 91は血液 93により 覆われている。血液中の支配的な光吸収体は水およびヘモグロビンである力 照明 光源部 10から放射され照明光学系 20を経て照射される照明光は、波長 0. 9 ;ζ π！〜 1. または 1. 5 /ζ πι〜1. 8 mであり、これらの光吸収体を良く透過する。その 結果、照明光は血液 93を透過して関心領域 91を照明することができ、観察対象物 9 0の関心領域 91において反射または散乱または屈折された照明光は血液 93を透過 して物体光として再び出射する。
[0030] 撮像光学系 30は、観察対象物 90に照射されて散乱，反射または屈折された照明 光を物体光として撮像部 40へ導き、関心領域 91の像を撮像部 40の撮像面上に形 成する。撮像部 40は、近赤外の波長帯に撮像感度を有し、撮像光学系 30により導 かれて到達した物体光を受光して、観察対象物 90の関心領域 91を撮像する。撮像 部 40は、波長 0. 9 μ m〜l . 8 μ mで特に高い感度を有するのが好適であり、 InGaA s系材料， Extended-InGaAsまたは GalnNAsSb系材料からなる 2次元撮像素子を含む のが好適である。 InGaAs系材料力もなる 2次元撮像素子を用いると、波長 1. 7 m 未満の光を受光することができる。 Extended-InGaAs系材料力もなる 2次元撮像素子 を用いると、波長 1. 以上 2. 65 m以下の光を受光することができる。
[0031] 撮像部 40と観察対象物 90との間には、必要に応じて光学フィルタ 100が配置され ていてもよい。光学フィルタ 100は、観察対象物 90で発生する物体光のうち所定波 長の光を透過させる。これにより、撮像部 40は所望波長の光を選択的に受光するこ とができる。光学フィルタ 100の透過波長帯は可変であることが好ましい。各波長帯 に応じて観察対象物 90の別の情報を引き出すことが可能になる。また、光学フィルタ 100は、複数の所定波長の光を通過させることが好ましい。光学フィルタ 100としては 、例えばグレーティングを用いることができる。なお、照明光源部 10と観察対象物 90 との間に、光学フィルタ 100と同様の光学フィルタ 100a, 100bを配置してもよい。こ の場合、光学フィルタ 100a, 100bは、照明光源部 10力も放射される照射光のうち 所定波長の光を透過させるので、所望波長の光を選択的に観察対象物 90に照射す ることができる。光学フィルタ 100, 100a, 100bは、照明光又は物体光が SC光の場 合に用いられることが好ましい。ただし、照明光力 SLED力も放射される場合には、光 < ^フィノレ夕 100, 100a, 100bを ヽてもよ!ヽ。
[0032] 撮像部 40は、撮像により得られた観察対象物 90の関心領域 91の画像データを、 電線 51によって表示部 50へ送る。そして、表示部 50は、観察対象物 90の関心領域 91の画像を表示する。これにより、使用者は肉眼や可視光撮像では観察できない血 液 93下の関心領域 91を表示部 50上で観察することができる。
[0033] (第 2実施形態） [0034] 次に、本発明に係る撮像システムの第 2実施形態について説明する。図 4は、第 2 実施形態に係る撮像システム 2の構成図である。この図に示される撮像システム 2は 、照明光源部 10,照明光学系 20,撮像光学系 30,撮像部 40および表示部 50を備 え、観察対象物 90の血管 94の内壁を観察するのに好適に用いられる。
[0035] 第 1実施形態の場合と比較すると、この第 2実施形態に係る撮像システム 2は、撮像 光学系 30が物体光を撮像部 40へ導波する撮像用光ファイバ 31を含む点、照明用 光ファイバ 21a, 21bおよび撮像用光ファイバ 31が内視鏡 60内に設けられている点 、ならびに、照明用光ファイバ 21a, 21bおよび撮像用光ファイバ 31それぞれの先端 にレンズ 24a, 24b, 34および反射鏡 25が設けられている点、で相違する。
[0036] 内視鏡 60の先端において、照明用光ファイバ 21a, 21bの出射端から出力された 照明光は、レンズ 24a, 24bにより集光され、反射鏡 25により直角に反射されて、観 察対象物 90に照射される。内視鏡 60は、観察対象物 90の血管 94の中で用いられ る血管内視鏡である。血管 94内に挿入された内視鏡 60の先端部分において、レン ズ 24a, 24b,内視鏡 60および血管 94それぞれの軸は互いに平行であるから、レン ズ 24a, 24bから出射した照明光は、反射鏡 25により約 90° に反射されて血管 94の 内壁の関心領域 95へ向力う。
[0037] 血管 94内は血液 96によって満たされている力 第 1実施形態で述べたように、照 明光は血液 96を透過して関心領域 95を照明し、関心領域 95で発生した物体光も血 液 96を透過する。関心領域 95からの物体光は、反射鏡 25およびレンズ 34を経由し 、イメージバンドル光ファイバである撮像用光ファイバ 31の端面上に結像される。撮 像用光ファイバ 31は、関心領域 95の画像を撮像部 40の撮像面に伝送する。第 1実 施形態と同様に、この第 2実施形態においても、撮像部 40は、撮像により得られた観 察対象物 90の関心領域 91の画像データを、電線 51によって表示部 50へ送る。そし て、表示部 50は、観察対象物 90の関心領域 95の画像を表示する。なお、撮像シス テム 2にお 、て、撮像用光ファイバ 31の途中に光学フィルタ 100を配置してもよ 、。

Claims

請求の範囲
[1] 血液中の観察対象物を撮像するのに適した撮像システムであって、
近赤外の波長を有する照明光を放射する照明光源部と、
前記照明光源部カゝら放射された照明光を観察対象物に照射する照明光学系と、 前記照明光学系により前記観察対象物に照射されて散乱，反射または屈折された 照明光を物体光として導く撮像光学系と、
近赤外の波長帯に撮像感度を有し、前記撮像光学系により導かれて到達した物体 光を受光して前記観察対象物を撮像する撮像部と、
を備える、撮像システム。
[2] 前記照明光源部が放射する照明光が、波長 0. 9 /ζ πι〜1. 3 111または1.
〜1. 8 mの範囲内の光を含む、請求項 1記載の撮像システム。
[3] 前記照明光源部が放射する照明光が、波長 0. 9 111〜1.： mの範囲内の光を 含み、
前記撮像部が、シリコン力もなる CCDを含む、請求項 1記載の撮像システム。
[4] 前記照明光源部は、
パルス光を出力するパルスレーザ光源と、
このパルスレーザ光源から出力されたパルス光を HE11モードに結合して、非線形 光学効果によって前記パルス光のスペクトルを広げたものを前記照明光として出力 する光ファイバと、
を含む、請求項 1記載の撮像システム。
[5] 前記照明光源部及び前記撮像部のうち少なくとも一方は、 InGaAs系材料力もなる 素子を含む、請求項 1記載の撮像システム。
[6] 前記照明光源部及び前記撮像部のうち少なくとも一方は、 Extended-InGaAs系材 料力 なる素子を含む、請求項 1記載の撮像システム。
[7] 前記照明光源部及び前記撮像部のうち少なくとも一方は、 GalnNAsSb系材料から なる素子を含む、請求項 1記載の撮像システム。
[8] 前記撮像部は、 2次元撮像素子である、請求項 5〜7のいずれか一項記載の撮像 システム。
[9] 前記照明光学系は、前記照明光源部から放射される照明光を反射させて前記観 察対象物に照射する無影灯反射鏡を含む、請求項 1記載の撮像システム。
[10] 前記照明光学系が、前記照明光源部から放射される照明光を前記観察対象物へ 導波する照明用光ファイバを含み、
前記撮像光学系が、前記観察対象物で発生する物体光を前記撮像部へ導波する 撮像用光ファイバを含み、
前記照明用光ファイバおよび前記撮像用光ファイバが内視鏡内に設けられている
、請求項 1記載の撮像システム。
[11] 前記照明光源部と前記観察対象物との間に配置され、前記照明光源部から放射さ れる照明光のうち所定波長の光を透過させる光学フィルタを更に備える、請求項 1記 載の撮像システム。
[12] 前記観察対象物と前記撮像部との間に配置され、前記観察対象物で発生する物 体光のうち所定波長の光を透過させる光学フィルタを更に備える、請求項 1記載の撮 像システム。
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