【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］本発明は、光を生体に照射して、挿入した内視鏡の生体
内における位置を検出する内視鏡位置検出装置に関する［従来の技術及び発明が解決しようとする課題］近年、
体腔内に細長の挿入部を挿入し、患部などの観察および
治療処置のできる内視鏡が広く用いられている。Detailed Description of the Invention [Industrial Application Field] The present invention relates to an endoscope position detection device that detects the position of an inserted endoscope in a living body by irradiating the living body with light. and the problem that the invention aims to solve] In recent years,
2. Description of the Related Art Endoscopes, which have an elongated insertion section inserted into a body cavity, are widely used to enable observation and treatment of diseased areas.
例えば、大腸等の下部消化管の内視鏡検査を行う場合に
は、直線的に内視鏡挿入部を挿入することは困難であり
、目的とする観察部位へ生体を傷付けづに、素早く内視
鏡先端部を到達させて観察を行なうためには、生体内に
おける内視鏡の位置を確認する必要がある。この様な生
体に挿入された内視鏡の位置を検出する手段としては、
Ｘ線を用いて生体内を透視化する方法がよく知られてい
る。For example, when performing endoscopic examinations of the lower gastrointestinal tract such as the large intestine, it is difficult to insert the endoscope insertion section in a straight line. In order to reach the tip of the endoscope and perform observation, it is necessary to confirm the position of the endoscope within the living body. As a means of detecting the position of an endoscope inserted into a living body,
A method of visualizing inside a living body using X-rays is well known.
しかしながら、Ｘ線の使用は、無侵襲的、非接触的に位
置検出を行える利点はあるが、放射線の被爆の問題があ
り、安全管理などの面で規制を受けるため、Ｘ線管理室
など特別の施設を必要とし、通常の診療施設では、使用
できないといった欠点があった。However, although the use of X-rays has the advantage of being able to perform non-invasive and non-contact position detection, it also poses the problem of radiation exposure and is subject to regulations in terms of safety management. The disadvantage was that it required several facilities and could not be used in regular medical facilities.
また、超音波による透視は、空間分解能が悪いという欠
点がある。Furthermore, fluoroscopy using ultrasound has the disadvantage of poor spatial resolution.
あるいは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を用いた、いわゆるＮ
ＭＲ−ＣＴ平手法、装置が大ががりであり、高価である
という欠点がある。Alternatively, the so-called N
The disadvantage of the MR-CT method is that the equipment is bulky and expensive.
本発明は、前記事情に鑑みてなされたもので、放射線被
爆の心配も無く安全で、生体内の内視鏡の位置を確認で
き、内視鏡検査の効率化を図ると共に、安価な内視鏡位
置検出装置を提供することを目的としている。The present invention has been made in view of the above circumstances, and provides an inexpensive endoscope that is safe without the risk of radiation exposure, allows the position of an endoscope to be confirmed within a living body, improves the efficiency of endoscopy, and provides an inexpensive endoscope. The object of the present invention is to provide a mirror position detection device.
［発明を解決するための手段および作用］前述した目的
を達成するため、本発明による内視鏡位置検出装置は、
内視鏡が挿入される生体への照射光を発する光発生手段
と、前記光発生手段が生体に照射した光のうち、反射ま
たは透過した光から、生体及び内視鏡による散乱成分を
抑制し、生体及び内視鏡からの直進成分により内視鏡の
位置を検出する検出手段とを備えている。[Means and effects for solving the invention] In order to achieve the above-mentioned object, the endoscope position detection device according to the present invention has the following features:
A light generating means for emitting irradiation light to a living body into which an endoscope is inserted; and a light generating means for suppressing scattered components by the living body and the endoscope from reflected or transmitted light of the light irradiated to the living body by the light generating means. , and detection means for detecting the position of the endoscope based on the straight components from the living body and the endoscope.
この構成で、光発生手段が発した照射光は、内視鏡が挿
入された生体に照射されて反射または透過した後、検出
手段が生体及び内視鏡による散乱成分を抑制し、生体及
び内視鏡からの直進成分により内視鏡の位置を検出する
。With this configuration, the irradiation light emitted by the light generating means is irradiated onto the living body into which the endoscope has been inserted and reflected or transmitted, and then the detection means suppresses the scattered components by the living body and the endoscope. The position of the endoscope is detected by the straight component from the endoscope.
［実施例］以下、図面を参照して本発明の詳細な説明する。[Example]Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
第１図ないし第５図は本発明の第１実施例に係り、第１
図は電子内視鏡及び内視鏡位置検出装置等を示す概略的
な全体構成図、第２図は変調をかけた照射光を用いた装
置の散乱成分の抑制を示す説明図、第３図は第２図に示
した装置の変調周期を説明するための波形図、第４図は
第２図に示した装置の散乱成分を示す波形図、第５図は
第２図に示した装置の散乱光の位相遅れを示す波形図で
ある。FIGS. 1 to 5 relate to the first embodiment of the present invention.
The figure is a schematic overall configuration diagram showing an electronic endoscope, an endoscope position detection device, etc., Figure 2 is an explanatory diagram showing suppression of scattered components of the device using modulated irradiation light, and Figure 3 is a waveform diagram to explain the modulation period of the device shown in FIG. 2, FIG. 4 is a waveform diagram showing the scattered components of the device shown in FIG. 2, and FIG. 5 is a waveform diagram of the device shown in FIG. FIG. 3 is a waveform diagram showing a phase delay of scattered light.
第１図に示した電子内視鏡１及び内視鏡装置２は、被検
者３の体腔内を観察するための装置であって、通常の内
視鏡画像が得られるようになっている。The electronic endoscope 1 and endoscope device 2 shown in FIG. 1 are devices for observing the inside of the body cavity of a subject 3, and are designed to obtain normal endoscopic images. .
前記電子内視鏡１は、可視性を有する挿入部４が設けら
れ、挿入部４の先端には被検者３内部の観察像を撮像す
る図示しない固体撮像素子が設けられている。The electronic endoscope 1 is provided with a visible insertion section 4, and a solid-state imaging device (not shown) for capturing an observation image of the inside of the subject 3 is provided at the tip of the insertion section 4.
また、前記内視備装Ｗ２は、前述した電子内視鏡ｌから
被検者３の観察部位へ照明光を供給するための図示しな
い光源や、前述した電子内視鏡の固体撮像素子から電気
信号を例えば、標準的な映像信号に変換する図示しない
信号処理部等を有している。The endoscopic equipment W2 also includes a light source (not shown) for supplying illumination light from the electronic endoscope 1 to the observation site of the subject 3, and electricity from the solid-state image pickup device of the electronic endoscope 1 described above. It has a signal processing section (not shown) that converts the signal into, for example, a standard video signal.
一方、内視鏡位置検出装置５は、挿入した電子内視鏡１
の挿入部４の被検者３の体腔内における位置を検出する
ための装置である。On the other hand, the endoscope position detection device 5 detects the inserted electronic endoscope 1.
This is a device for detecting the position of the insertion section 4 in the body cavity of the subject 3.
この内視鏡位置検出装置５は、生体透過度のよい近赤外
光のレーザ光を出射する光源装置６と、光源装置６と被
検者３の間に配設され、光源装置６の出射するレーザ光
を数〜数十ｐ秒の単位で通過／遮蔽する例えば、カー（
Ｋｅｒｒ）シャッタなどの光シヤツタ部７と、前記光源
装置６及び光シヤツタ部７に対向して配設され、介在し
た被検者３からの光を撮像する撮像部８と、光源装置６
、光シヤツタ部７及び撮像部８を制御する制御部９と、
前記撮像部８の撮像した信号を例えば、標準的な映像信
号に変換する画像処理部１０と、前記内視鏡装置２及び
画像処理部１０の映像信号を出力する画像出力部１１と
を備えている。そして、モニタ１２は、画像処理部１０
からの出力信号により、被検者３の内視鏡画像、及び被
検者３の体腔内における電子内視鏡１の位置をそれぞれ
表示するようになっている。尚、符号１３は、被検者３
を安定させるための固定台であり、図示例では光源装置
６の出射光が通過できるように、透明または、一部を切
り欠いたものとなっている。This endoscope position detection device 5 includes a light source device 6 that emits a near-infrared laser beam that has good penetration into the living body, and a light source device 6 that is disposed between the light source device 6 and the subject 3. For example, a car (
Kerr) A light shutter section 7 such as a shutter, an imaging section 8 that is disposed facing the light source device 6 and the light shutter section 7 and captures an image of light from the interposed subject 3, and a light source device 6.
, a control section 9 that controls the optical shutter section 7 and the imaging section 8;
It includes an image processing section 10 that converts the imaged signal of the imaging section 8 into, for example, a standard video signal, and an image output section 11 that outputs the video signal of the endoscope device 2 and the image processing section 10. There is. The monitor 12 is connected to the image processing section 10.
The endoscope image of the subject 3 and the position of the electronic endoscope 1 within the body cavity of the subject 3 are displayed based on output signals from the electronic endoscope 1 . In addition, the code 13 is the subject 3.
In the illustrated example, it is transparent or has a portion cut out so that the light emitted from the light source device 6 can pass through.
前記撮像部８は、前記光シヤツタ部７の側に対物レンズ
８ａを配設し、対物レンズ８ａの結像位置に固体撮像素
子８ｂを設け、前記光シヤツタ部７及び固体撮像素子８
ｂの間に、カー（Ｋｅｒ’ｒ）シャッタ等の光シヤツタ
部８ｃを有している。The imaging section 8 includes an objective lens 8a disposed on the side of the optical shutter section 7, a solid-state imaging device 8b at the imaging position of the objective lens 8a, and a solid-state imaging device 8b arranged on the optical shutter section 7 and the solid-state imaging device 8.
An optical shutter portion 8c, such as a Kerr shutter, is provided between the portions b.
光シヤツタ部８Ｃは、光の通過／遮蔽を前記制御部９に
より制御され、固体撮像素子８ｂは、光シヤツタ部８Ｃ
を通過した、被検者３の透過光を撮像し、前記画像処理
部１０へ出力するようになっている。The light shutter section 8C is controlled by the control section 9 to pass or block light, and the solid-state image sensor 8b is controlled by the light shutter section 8C.
The light transmitted through the subject 3 is imaged and output to the image processing section 10.
第１図を参照し、本実施例の作用について説明する。The operation of this embodiment will be explained with reference to FIG.
被検者３を固定台１３へ固定した後、被検者３の体腔内
に、電子内視鏡１の挿入部４を挿入する。After the subject 3 is fixed to the fixing table 13, the insertion section 4 of the electronic endoscope 1 is inserted into the body cavity of the subject 3.
この状態で、電子内視鏡１の観察した体腔内の内視鏡画
像は、内視鏡装置２を介して、モニタ１２により表示さ
れる。In this state, an endoscopic image of the inside of the body cavity observed by the electronic endoscope 1 is displayed on the monitor 12 via the endoscope device 2.
また、光源装置６が出射した近赤外のレーザ光は、制御
部９により光の通過／遮蔽を制御された光シヤツタ部７
を介し、数〜数＋ｐ秒の光パルスとなって被検者３へ照
射される。このパルスレーザ光は、被検者３を透過し、
対物レンズ８ａを介して、光シヤツタ部８Ｃへ入射する
。光シヤツタ部８Ｃは、光源装置６からレーザ光が出射
されてから、パルスレーザ光がシャッタ部８Ｃへ到達す
る時間に相当する光学的な時間分だけ遅延して開かれ、
前記パルスレーザ光のパルス幅程度の時間後に閉じる。Further, the near-infrared laser light emitted by the light source device 6 is transmitted to an optical shutter section 7 whose passage/blocking of the light is controlled by a control section 9.
The subject 3 is irradiated with a light pulse of several to several + p seconds. This pulsed laser light passes through the subject 3,
The light enters the optical shutter section 8C via the objective lens 8a. The optical shutter section 8C is opened after the laser beam is emitted from the light source device 6 with a delay of an optical time corresponding to the time for the pulsed laser beam to reach the shutter section 8C.
It closes after a time approximately equal to the pulse width of the pulsed laser beam.
従って、被検者３の生体内で生じる散乱光成分は、直進
光より遅延して到達するので、散乱光成分到着以前に、
シャッタ部８Ｃは閉じることになる。そして、固体撮像
素子８ｂは、被検者３の生体を透過した光のうち、直進
光成分だけを撮像し、電気信号に変換する。Therefore, the scattered light component generated within the body of the subject 3 arrives later than the straight light, so before the scattered light component arrives,
The shutter section 8C will be closed. The solid-state image sensor 8b images only the straight light component of the light that has passed through the living body of the subject 3, and converts it into an electrical signal.
ここで、光源装置６のレーザ光は、被検者３の生体だけ
を透過した場合、はとんど吸収されずに撮像部８に入射
する一方、レーザ光は電子内視鏡１により、はとんど吸
収あるいは反射されてしまう、従って、固体撮像素子８
ｂは、被検者３内における電子内視鏡１の形状をコント
ラスト良く撮像する。Here, when the laser light from the light source device 6 passes through only the living body of the subject 3, it is hardly absorbed and enters the imaging unit 8, while the laser light is transmitted through the electronic endoscope 1. The solid-state image sensor 8 is mostly absorbed or reflected.
b images the shape of the electronic endoscope 1 inside the subject 3 with good contrast.
固体撮像素子８ｂから電気信号を受けて画像処理部１０
は、標準的な映像信号に変換し、画像出力部１１へ出力
する。画像出力部１１は、前記内視鏡装置２及び画像出
力部１１の各映像信号を出力する。モニタ１２は、画像
処理部１０からの映像信号により、被検者３の内視鏡画
像、並びに被検者３の体腔内における電子内視鏡１の位
置及び形状を画像として、それぞれ表示する。The image processing unit 10 receives an electric signal from the solid-state image sensor 8b.
converts it into a standard video signal and outputs it to the image output section 11. The image output unit 11 outputs each video signal from the endoscope device 2 and the image output unit 11. The monitor 12 displays an endoscopic image of the subject 3 and the position and shape of the electronic endoscope 1 within the body cavity of the subject 3 as images, using the video signal from the image processing unit 10.
本実施例では、光シャッタ８ｃの開閉時間を適正に制御
部９により制御しているので、被検者３による散乱光成
分が抑制され、直進光成分だけを撮像部８により撮像で
きると共に、直進光成分も生体に比較して、電子内視鏡
１は近赤外光の透過性が悪いので、撮像部８は、被検者
３における電子内視鏡１の位置を形状として撮像できる
。従って、モニタ１２が表示する電子内視鏡１の位置情
報を基に、電子内視鏡１の挿入状態を知ることができ、
内視鏡検査の効率化を図ることができる。In this embodiment, since the opening/closing time of the optical shutter 8c is appropriately controlled by the control unit 9, the scattered light component by the subject 3 is suppressed, and only the straight light component can be imaged by the imaging unit 8. Since the electronic endoscope 1 has poor near-infrared light transmittance compared to a living body, the imaging unit 8 can image the position of the electronic endoscope 1 in the subject 3 as a shape. Therefore, the insertion state of the electronic endoscope 1 can be known based on the position information of the electronic endoscope 1 displayed on the monitor 12.
It is possible to improve the efficiency of endoscopy.
また、被検者３の病変部の内視鏡画像と、病変部の体外
的な位置の対応が容易になる。Furthermore, it becomes easy to correspond between the endoscopic image of the lesion of the subject 3 and the external position of the lesion.
尚、本発明は、図示例では電子内視鏡を示したが、ファ
イバー式の内視鏡にも有効である。Note that although the illustrated example shows an electronic endoscope, the present invention is also effective for a fiber-type endoscope.
また、光シヤツタ部７，８ｃとしては、カー（Ｋｅｒｒ
）シャッタ以外にも、ＫＤＰなとの非線形光学結晶を用
いた装置でもよい。Further, as the optical shutter parts 7, 8c, Kerr (Kerr)
) In addition to the shutter, a device using a nonlinear optical crystal such as KDP may be used.
ところで、散乱成分を抑制して、よりよい内視鏡の位置
検出を行う手段としては、特願平２−１１９４６８号に
記載されている方法、すなわち、被検者３に照射する光
を一定時間の周期で変調し、被検者３を透過した光を前
記周期で位相検出する方法を用いてもよい。By the way, as a means to suppress the scattered components and better detect the position of the endoscope, there is a method described in Japanese Patent Application No. 2-119468, in which the light irradiated onto the subject 3 is irradiated for a certain period of time. Alternatively, a method may be used in which the phase of the light transmitted through the subject 3 is detected using the period.
第２図に示す装置は、光源４１と、この光源４１を駆動
する駆動部４２と、この駆動部４２の出力を可変・変調
する変調器４３と、光源４１の光軸上に配設された集光
レンズ４４と、集光レンズ４４の後端に配設された、被
検者３などの散乱体を透過する際に生じる散乱光を抑制
するためのピンホール４５と、ピンホール４５の後端に
配設されて、被検者３などの散乱体を透過した光を検出
する検出器４６と、前記変調器４３に同期して位相を検
出する位相検出器４７とを備えている。The device shown in FIG. 2 includes a light source 41, a drive section 42 for driving the light source 41, a modulator 43 for varying and modulating the output of the drive section 42, and a light source 41 disposed on the optical axis of the light source 41. A condensing lens 44 , a pinhole 45 disposed at the rear end of the condensing lens 44 for suppressing scattered light generated when passing through a scatterer such as the subject 3 , and a pinhole 45 located behind the pinhole 45 . A detector 46 is disposed at the end and detects light transmitted through a scatterer such as the subject 3, and a phase detector 47 detects the phase in synchronization with the modulator 43.
この装置では、変調器４３により変調・駆動される駆動
部４２により、光源４１の出射光も変調されて被検者３
へ照射される。被検者３を通過した光は、集光レンズ４
４により集光された後、ピンホール４５を経て、検出器
４６へ入射する。この入射光は、検出器４６で検出され
、変調器４３による変調に位相が同期した成分だけが出
力として抽出される。そして、この検出器４６で抽出さ
れた成分を用いれば、例えば、後段に図示しない信号処
理装置を配設し、この信号処理装置により被検者の透過
像が得られると共に、内視鏡が挿入部されている場合に
は、内視鏡の位置及び形状も検出できる。In this device, the light emitted from the light source 41 is also modulated by the drive section 42 which is modulated and driven by the modulator 43, and the light emitted from the light source 41 is
is irradiated to. The light that has passed through the subject 3 is passed through the condensing lens 4
After being focused by 4, the light passes through a pinhole 45 and enters a detector 46. This incident light is detected by a detector 46, and only the component whose phase is synchronized with the modulation by the modulator 43 is extracted as an output. If the components extracted by this detector 46 are used, for example, a signal processing device (not shown) can be disposed at a subsequent stage, and a transmitted image of the subject can be obtained by this signal processing device, and an endoscope can be inserted. The position and shape of the endoscope can also be detected.
被検者３を透過した光のうち、散乱成分の伝搬光路は、
直進成分の伝搬光路よりも平均して５゜３倍長くなるこ
とが“Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｏｆ ｏｐｔｉｃａｌ
ｐａｔｈｌｅｎｇｔｈ ｔｈｒｏｕｇｈ ｔｉｓｓｕｅ
ｆｒｏｍ ｄｉｖｅｃｔ ｔｉｍｅ ｏｆｆｉｔ（ｌ
ｈｔ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ″ｐｈｙｓ、Ｈｅｄ、Ｂ
ｏｉｌ、、１９８８．ＶＯＬ。Of the light transmitted through the subject 3, the propagation optical path of the scattered component is:
The “Estimation of optical path” is 5°3 times longer than the propagation path of the straight component
path length through tissue
from divect time off (l
ht measurement"phys, Hed, B
oil, 1988. VOL.
３３、 Ｎｏ１２．１４３３−１４４２．で報告されて
いる。そして、光路の直線距離（直進成分光の伝搬距離
）の１０倍程度以上の距離を光が伝搬する時間、すなわ
ち直進成分光の到達時間の１０倍程度以降では、検出さ
れる散乱成分は十分に小さいことが示されている。33, No. 12.1433-1442. It has been reported in Then, after the time that the light propagates over a distance that is about 10 times or more the straight-line distance of the optical path (the propagation distance of the straight component light), that is, after about 10 times the arrival time of the straight component light, the detected scattered component is not sufficient. is shown to be small.
そして、第５図に示すように、被検者３の散乱による位
相の遅れは、ある位相遅れ時間Ｔにてピークを有する分
布を持つ。従って、第３図に示すように、例えば、直進
成分光の到達時間の１０倍程度の周期で、光源４１の出
射光の変調を行えば、検出器４６への入射光のうち直進
成分には、第４図に示す被検者３の散乱による位相遅れ
成分が重畳することがない、従って、検出器４６の入射
光は、直進成分の光に対して散乱光が干渉することもな
く、位相検出器４７の出力を用いてよりよい内視鏡の位
置検出が可能となっている。As shown in FIG. 5, the phase delay due to scattering by the subject 3 has a distribution that has a peak at a certain phase delay time T. Therefore, as shown in FIG. 3, for example, if the emitted light from the light source 41 is modulated at a period of about 10 times the arrival time of the straight component light, the straight component of the light incident on the detector 46 will be , the phase-lag component due to scattering by the subject 3 shown in FIG. Using the output of the detector 47, it is possible to better detect the position of the endoscope.
第６図ないし第７図は本発明の第２実施例に係り、第６
図は内視鏡及び内視鏡位置検出装置の概略的な全体構成
図、第７図は内視鏡位置検出装置の観察部の構成図であ
る。6 and 7 relate to the second embodiment of the present invention, and FIG.
The figure is a schematic overall configuration diagram of an endoscope and an endoscope position detection device, and FIG. 7 is a configuration diagram of an observation section of the endoscope position detection device.
第１実施例では、光の透過により内視鏡の位置検出を行
っていたが、本実施例では、反射による方法を採用し、
かつ２つの異なる波長の光を利用した装置により内視鏡
の位置検出を行うようになっている。In the first embodiment, the position of the endoscope was detected by transmitting light, but in this embodiment, a method using reflection is adopted.
In addition, the position of the endoscope is detected by a device that uses light of two different wavelengths.
第１実施例と構成が同一のものは、同じ符号を付して説
明を省略する。Components having the same configuration as those in the first embodiment are given the same reference numerals, and description thereof will be omitted.
第６図に示すように、本実施例の内視鏡位置検出装置２
０は、２つの異なる波長の光を時系列に出射すると共に
、出射光が被検者３により反射した光を撮像する観察部
２１と、観察部２１が撮像して出力した信号をそれぞれ
２つの異なる波長の光に応じた信号として記憶すると共
に、２つの異なる波長の光に応じた信号の差に変換する
信号処理部２２とを備えている。モニタ１２ａは、信号
処理部２２からの信号により、被検者３内における電子
内視鏡１の形状及び位置を画像表示するようになってい
る。また、モニタ１２ｂは、前記内視鏡装置２からの出
力信号により、被検者３の内視鏡画像を表示するように
なっている。 −第７図に示すように、前記観察部
２１は、被検者３への照射光を出射する光源２３と、駆
動モータ２４により回転する２つのフィルタを有する回
転フィルタ盤２５と、前記駆動モータ２４を駆動・制御
する駆動制御部２６と、赤外光源２３の光軸上に配設さ
れた照射レンズ２７と、赤外光源２３の出射光が被検者
３により反射した光を集光する集光レンズ２８と、集光
レンズ２８の結像位置に配設された撮像部２９等とを備
えている。As shown in FIG. 6, the endoscope position detection device 2 of this embodiment
0 emits light of two different wavelengths in time series, and an observation unit 21 that images the light reflected by the emitted light by the subject 3, and two signals that are imaged and output by the observation unit 21, respectively. It includes a signal processing section 22 that stores signals corresponding to light of different wavelengths and converts them into a difference between signals corresponding to light of two different wavelengths. The monitor 12a is configured to display an image of the shape and position of the electronic endoscope 1 within the subject 3 based on a signal from the signal processing unit 22. Further, the monitor 12b is configured to display an endoscopic image of the subject 3 based on an output signal from the endoscopic device 2. - As shown in FIG. 7, the observation unit 21 includes a light source 23 that emits irradiation light to the subject 3, a rotary filter disk 25 having two filters rotated by a drive motor 24, and a rotary filter disk 25 that has two filters rotated by a drive motor 24. 24; an irradiation lens 27 disposed on the optical axis of the infrared light source 23; and a drive control unit 26 that drives and controls the infrared light source 24; It includes a condensing lens 28 and an imaging section 29 disposed at the imaging position of the condensing lens 28 .
前記回転フィルタ盤２５は、２つの異なる狭帯域幅の光
の波長成分だけを透過するバンドフィルタ５０ａ、５０
ｂを有し、回転フィルタ盤２５の回転に応じてバンドフ
ィルタの一方が、前記光源２３の光軸上に位置するよう
になっている。バンドフィルタ５０ａは、生体透過度が
よく、かつ前記電子内視鏡１によく反射する波長光を通
過させる帯域幅を有している。また、バンドフィルタ５
０ｂは、生体透過度がよく、かつ前記電子内視鏡１によ
る吸収のよい波長光を通過させる帯域幅を有している。The rotating filter disk 25 includes band filters 50a and 50 that transmit only wavelength components of light having two different narrow bandwidths.
b, and one of the band filters is positioned on the optical axis of the light source 23 as the rotary filter disk 25 rotates. The band filter 50a has a bandwidth that allows passage of wavelength light that has good biotransmittance and is well reflected to the electronic endoscope 1. In addition, band filter 5
0b has a bandwidth that allows passage of wavelength light that has good penetration through the living body and is well absorbed by the electronic endoscope 1.
また、前記撮像部２９は、バンドフィルタ５０ａ、５０
ｂを時系列的に通過した、照射光を時系列的に撮像し、
前記信号処理部２２へ出力するようになっている。Further, the imaging unit 29 includes band filters 50a and 50.
time-series images of the irradiated light that has passed through b in time-series,
The signal is output to the signal processing section 22.
この構成で、観察部２１の光源２３から出射された照射
光は、駆動モータ２４により回転する回転フィルタ盤２
５、及び照射レンズ２７を介して、被検者３へ照射され
る。このとき、光源２３からの照射光は、駆動制御部２
６により駆動される駆動モータ２４の回転数に応じて、
回転フィルタ盤２５のバンドフィルタ５０ａ、５０ｂに
より、時系列的に狭帯域の波長光に分離され、被検者３
へ照射される。この照射光は、２つの異なる波長の反射
光となって、時系列的に集光レンズ２８へ入射する。そ
して、時系列的に入射してくる２つの異なる波長の反射
光は、撮像部２９が電気信号に変換し、信号処理部２２
は、時系列の各電気信号をそれぞれ記憶すると共に、そ
の差に変換してモニタ１２ａへ出力する。With this configuration, the irradiation light emitted from the light source 23 of the observation section 21 is transmitted to the rotating filter disk 2 rotated by the drive motor 24.
5 and the irradiation lens 27, the subject 3 is irradiated. At this time, the irradiation light from the light source 23 is transmitted to the drive control unit 2
Depending on the rotation speed of the drive motor 24 driven by
The band filters 50a and 50b of the rotating filter disk 25 separate light into narrow band wavelengths in time series, and the light is transmitted to the subject 3.
is irradiated to. This irradiation light becomes reflected light of two different wavelengths and enters the condenser lens 28 in time series. Then, the reflected lights of two different wavelengths that are incident in time series are converted into electrical signals by the imaging unit 29 and sent to the signal processing unit 22.
stores each time-series electrical signal, converts it into a difference, and outputs the difference to the monitor 12a.
ところで、バンドフィルタ５０ａを通過した一方の光は
、生体をよく透過するので、そのほとんどは電子内視鏡
１に反射した光である。また、バンドフィルタ５０ｂを
通過した他方の光は、生体をよく透過すると共に、おお
くは電子内視鏡１に吸収されてしまう。従って、一方の
光は、電子内視鏡１に反射した光（直進成分の光）、及
び生体からの散乱成分の光の合成光であり、また、他方
の光は、生体からの散乱成分の光となる。By the way, most of the light that has passed through the band filter 50a is reflected by the electronic endoscope 1 because it easily passes through the living body. Further, the other light that has passed through the band filter 50b passes through the living body well and is mostly absorbed by the electronic endoscope 1. Therefore, one light is a composite light of the light reflected by the electronic endoscope 1 (straight component light) and the light of the scattered component from the living body, and the other light is the composite light of the light of the scattered component from the living body. Becomes light.
従って、集光レンズ２８からの反射光により撮像部２９
が撮像し、信号処理部２２により得た差は、電子内視鏡
１に反射した光（直進成分の光）を反映した情報であり
、モニタ１２ａは、被検者３体内における電子内視鏡１
の位置及び形状を表示する。Therefore, the imaging unit 29 is
The difference obtained by the signal processing unit 22 is information that reflects the light reflected on the electronic endoscope 1 (straight component light). 1
Display the position and shape of.
本実施例では、モニタ１２ａ及びモニタ１２ｂは、被検
者３体内における電子内視鏡１の位置や形状が表示でき
とと共に、内視鏡画像も表示できる。その他の構成及び
作用効果は、第１実施例と同様で、説明を省略する。In this embodiment, the monitors 12a and 12b can display the position and shape of the electronic endoscope 1 within the body of the subject 3, and can also display endoscopic images. The other configurations and effects are the same as those in the first embodiment, and their explanations will be omitted.
第８図ないし第１０図は本発明の第３実施例に係り、第
８図は内視鏡及び内視鏡位置検出装置の概略的な全体構
成図、第９図は内視鏡位置検出装置の観察部の構成図、
第１０図は反射光の到達時間と到達光の強度の関係を示
す特性図である。8 to 10 relate to a third embodiment of the present invention, FIG. 8 is a schematic overall configuration diagram of an endoscope and an endoscope position detection device, and FIG. 9 is an endoscope position detection device. The configuration diagram of the observation section of
FIG. 10 is a characteristic diagram showing the relationship between the arrival time of reflected light and the intensity of arriving light.
本実施例では、第２実施例と同様に反射光を利用してい
るが、第２実施例の２つの異なる波長の光を利用せず、
反射光のうち、直進成分光と散乱成分光との到達時間が
異なることに着目して、内視鏡の位置検出を行う装置と
なっている。In this example, reflected light is used as in the second example, but instead of using light of two different wavelengths as in the second example,
This device detects the position of an endoscope by focusing on the fact that the arrival times of the straight component light and the scattered component light of the reflected light are different.
第１実施例及び第２実施例と構成が同一のものは、同じ
符号を付して説明を省略する。Components having the same configuration as those in the first embodiment and the second embodiment are given the same reference numerals, and the description thereof will be omitted.
第８図及び第９図に示すように、本実施例の内視鏡位置
検出装置３０は、被検者３へ照射光を出射する光源部３
１ａ、及び被検者３の反射光を異なるシャッタ時間で撮
像する２つの撮像素子を有する撮像部３１ｂからなる観
察部３１と、観察部３１が異なるシャッタ時間で撮像し
た各出力信号をそれぞれ記憶すると共に、その差に変換
する信号処理部３２と、観察部３１の制御を行う制御部
３３とを備えている。モニタ１２ａは、信号処理部３２
からの信号により、被検者３の体内における電子内視鏡
１の形状及び位置を画像表示するようになっている。As shown in FIGS. 8 and 9, the endoscope position detection device 30 of this embodiment includes a light source unit 3 that emits irradiation light to the subject 3.
1a, and an observation unit 31 consisting of an imaging unit 31b having two imaging elements that capture reflected light from the subject 3 at different shutter times, and each output signal captured by the observation unit 31 at different shutter times is stored, respectively. It also includes a signal processing section 32 that converts the difference, and a control section 33 that controls the observation section 31. The monitor 12a includes a signal processing section 32
The shape and position of the electronic endoscope 1 inside the body of the subject 3 are displayed as an image based on signals from the electronic endoscope 1.
第９図に示すように、前記観察部３１の光源部３１ａは
、生体透過度のよい近赤外レーザ光を被検者３への照射
光として出射する光源３４と、光源３４の照射光を数〜
数十ｐ秒の単位で通過／遮蔽する光源用光シャッタ３５
と、光源３４の光軸上かつ光源用光シャッタ３５の後端
に配設された照射レンズ３６とを備えている。また、観
察部３１の撮像部３１ｂは、レンズ３６が被検者３へ照
射した光の反射光を入射する集光レンズ３７と、集光レ
ンズ３７の光軸上に配設されたビームスプリッタ３８と
、集光レンズ３７の光軸上にあって、ビームスプリッタ
３８を介して反射光を入射する第１の撮像素子３９と、
ビームスプリッタ３８により集光レンズ３７の光軸上か
ら９０度の方向に分光された光を入射する第２の撮像素
子４０と、前記ビームスプリッタ３８及び第１の撮像素
子３９の間に介在する第１の光シャッタ４１と、前記ビ
ームスプリッタ３８及び第２の撮像素子３９の間に介在
する第２の光シャッタ４２とを備えている。第１、及び
第２の光シャッタ４１．４２は、例えば、Ｋｅｒｒシャ
ッタ等であって、第１、及び第２の撮像素子３９．４０
は、入射してくる光を電気信号に変換し、それぞれの信
号を前記信号処理部３２へ出力するようになっている。As shown in FIG. 9, the light source section 31a of the observation section 31 includes a light source 34 that emits near-infrared laser light with good biological penetration as irradiation light to the subject 3, and a light source 34 that emits the irradiation light of the light source 34. number~
Light source light shutter 35 that passes/blocks in units of tens of p seconds
and an irradiation lens 36 disposed on the optical axis of the light source 34 and at the rear end of the light source optical shutter 35. The imaging unit 31b of the observation unit 31 also includes a condenser lens 37 into which the reflected light of the light irradiated onto the subject 3 by the lens 36 enters, and a beam splitter 38 disposed on the optical axis of the condenser lens 37. and a first image sensor 39 that is located on the optical axis of the condenser lens 37 and receives reflected light via the beam splitter 38.
A second image sensor 40 receives light separated by the beam splitter 38 in a direction of 90 degrees from the optical axis of the condenser lens 37, and a second image sensor 40 interposed between the beam splitter 38 and the first image sensor 39. 1 optical shutter 41 and a second optical shutter 42 interposed between the beam splitter 38 and the second image sensor 39. The first and second optical shutters 41.42 are, for example, Kerr shutters, and the first and second optical shutters 41.42 are
converts incident light into electrical signals and outputs each signal to the signal processing section 32.
また、光源用光シャッタ３５、第１の光シャッタ４２、
及び第２の光シャッタ４３は、開閉のタイミングを制御
部３３により制御するされるようになっている。Further, a light source optical shutter 35, a first optical shutter 42,
The timing of opening and closing of the second optical shutter 43 is controlled by the control unit 33.
この構成で、光源部３１ａからのレーザ光は、光源用光
シャッタ３５により数〜数十ｐ秒のパルスレーザ光とな
って、照射レンズ３６を介して、被検者３へ照射される
。照射されたパルスレーザ光は、被検者３の生体表面に
よる反射光、被検者３の生体内での散乱光、並びに、電
子内視鏡１または生体内による反射光（直進成分の光）
となって集光レンズ３７へ入射する。With this configuration, the laser light from the light source section 31a is turned into pulsed laser light of several to tens of p seconds by the light source optical shutter 35, and is irradiated onto the subject 3 via the irradiation lens 36. The irradiated pulsed laser light includes reflected light from the living body surface of the subject 3, scattered light within the living body of the subject 3, and reflected light (straight component light) from the electronic endoscope 1 or the living body.
The light then enters the condensing lens 37.
ここで、集光レンズ３７への入射光は、第１０図に示す
ように、生体表面による反射光は、最初に到達してピー
クを形成し、続いて電子内視鏡１または生体内による反
射光（直進成分の光）が次のピークを形成する。そして
、第１０図の図中に示した時間Ｔｂより遅れて生体内で
の散乱光が到達する。Here, as shown in FIG. 10, the incident light on the condensing lens 37 reaches a peak when reflected by the surface of the living body, and then is reflected by the electronic endoscope 1 or inside the living body. Light (straight component light) forms the next peak. Then, the scattered light within the living body arrives after the time Tb shown in FIG.
第１の光シャッタ４１は、第１０図の図中に示した時間
Ｔａの間だけ開放する一方、第２の光シャッタ４２は、
第１０図の図中に示した時間Ｔｂの問だけ開放するよう
に制御部３３が開閉制御を行う、従って、第１の撮像素
子３９は、ビームスプリッタ３８、及び第１の光シャッ
タ４１を介して、生体表面による反射光を基に撮像する
と共に、信号処理部３２へ信号を出力する。また、第２
の撮像素子４０は、ビームスプリッタ３８及び第２の光
シャッタ４を介して、生体表面による反射光と、後続す
る電子内視鏡１または生体内による反射光（直進成分の
光）を基に撮像すると共に、信号処理部３２へ信号を出
力する。そして、第２の光シャッタ４２が閉じるので、
更に遅れてくる生体内からの散乱光は除去される。The first optical shutter 41 is open only for the time Ta shown in FIG. 10, while the second optical shutter 42 is
The control unit 33 performs opening/closing control so that the first image sensor 39 is opened only for the time Tb shown in FIG. Then, an image is captured based on the light reflected by the surface of the living body, and a signal is output to the signal processing section 32. Also, the second
The imaging device 40 captures images based on the light reflected by the surface of the living body and the light reflected by the subsequent electronic endoscope 1 or inside the living body (straight component light) via the beam splitter 38 and the second optical shutter 4. At the same time, a signal is output to the signal processing section 32. Then, the second optical shutter 42 closes, so
Scattered light from inside the living body that is delayed further is removed.
信号処理部３２は、第２の撮像素子４０の出力信号から
第１の撮像素子３つの出力信号骨の差に変換してモニタ
１２ａへ出力する。従って、信号処理部３２の出力信号
は、電子内視鏡１または生体内による反射光（直進成分
の光）に基づく信号となり、モニタ１２ａは、被検者３
の体内における電子内視鏡１の位置及び形状を表示する
。The signal processing unit 32 converts the output signal of the second image sensor 40 into a difference between the output signals of the three first image sensors, and outputs the difference to the monitor 12a. Therefore, the output signal of the signal processing unit 32 is a signal based on the reflected light (straight component light) from the electronic endoscope 1 or the living body, and the monitor 12a
The position and shape of the electronic endoscope 1 inside the body of the patient are displayed.
その他の構成及び作用効果は、第１実施例及び第２実施
例と同様で、説明を省略する。The other configurations and effects are the same as those in the first and second embodiments, and their explanations will be omitted.
尚、特願平２−１１９４６８号に開示の散乱光抑制手法
を用い、検出手段としては、例えばストリークカメラ等
の時間分解検出装置の検出信号を演算処理して断層画像
を得ることにより、内視鏡の位置検出を行うこともでき
る。In addition, using the scattered light suppression method disclosed in Japanese Patent Application No. 2-119468, the detection means is, for example, by calculating and processing the detection signal of a time-resolved detection device such as a streak camera to obtain a tomographic image. It is also possible to detect the position of the mirror.
［発明の効果］以上説明したように本発明によれば、光発生手段は照射
光を発し、この照射光は、内視鏡が挿入された生体に照
射されて反射または透過した後に、検出手段は生体及び
内視鏡による散乱成分を抑制し、生体及び内視鏡からの
直進成分により内視鏡の位置を検出できるので、内視鏡
検査の効率化が図れると共に、光を使用しているの放射
線被爆の心配も無く、安全で衛生的内視鏡の位置検出が
できるという効果がある。[Effects of the Invention] As explained above, according to the present invention, the light generating means emits irradiation light, and after this irradiation light is irradiated to the living body into which the endoscope is inserted and is reflected or transmitted, it is detected by the detection means. The system suppresses scattered components from the living body and the endoscope, and detects the position of the endoscope using the straight components from the living body and the endoscope, making endoscopy more efficient and using light. There is no need to worry about radiation exposure, and the position of the endoscope can be detected safely and hygienically.
第１図ないし第５図は本発明の第１実施例に係り、第１
図は電子内視鏡及び内視鏡位置検出装置等を示す概略的
な全体構成図、第２図は変調をかけた照射光を用いた装
置の散乱成分の抑制を示す説明図、第３図は第２図に示
した装置の変調周期を説明するための波形図、第４図は
第２図に示した装置の散乱成分を示す波形図、第５図は
第２図に示した装置の散乱光の位相遅れを示す波形図、
第６図ないし第７図は本発明の第２実施例に係り、第６
図は内視鏡及び内視鏡位置検出装置の概略的な全体構成
図、第７図は内視鏡位置検出装置の観察部の構成図、第
８図ないし第１０図は本発明の第３実施例に係り、第８
図は内視鏡及び内視鏡位置検出装置の概略的な全体構成
図、第９図は内視鏡位置検出装置の観察部の構成図、第
１０図は反射光の到達時間と到達光の強度の関係を示す
特性図である。１・・・電子内視鏡装置 ２・・・内視鏡装置５・
・・内視鏡位置検出装置 ６・・光源７．８Ｃ・・・光
シヤツタ部８・・・撮像部 ８Ｃ・・・固体撮像素子９
・・・制御部 １０・・・画像処理部１１・
・・画像合成部 １２・・・モニタ第２図第３図 第４区第５図第６図第７図ぐブ７フ７−一一FIGS. 1 to 5 relate to the first embodiment of the present invention.
The figure is a schematic overall configuration diagram showing an electronic endoscope, an endoscope position detection device, etc., Figure 2 is an explanatory diagram showing suppression of scattered components of the device using modulated irradiation light, and Figure 3 is a waveform diagram to explain the modulation period of the device shown in FIG. 2, FIG. 4 is a waveform diagram showing the scattered components of the device shown in FIG. 2, and FIG. 5 is a waveform diagram of the device shown in FIG. Waveform diagram showing phase delay of scattered light,
6 and 7 relate to the second embodiment of the present invention, and FIG.
The figure is a schematic overall configuration diagram of an endoscope and an endoscope position detection device, FIG. 7 is a configuration diagram of an observation section of the endoscope position detection device, and FIGS. Regarding the example, the eighth
The figure is a schematic overall configuration diagram of the endoscope and the endoscope position detection device, Figure 9 is a configuration diagram of the observation section of the endoscope position detection device, and Figure 10 is the arrival time of reflected light and the arrival time of the arrival light. FIG. 3 is a characteristic diagram showing the relationship between strengths. 1... Electronic endoscope device 2... Endoscope device 5.
... Endoscope position detection device 6 ... Light source 7.8C ... Optical shutter section 8 ... Imaging section 8C ... Solid-state image sensor 9
...Control unit 10...Image processing unit 11.
...Image synthesis unit 12...Monitor Fig. 2 Fig. 3 Section 4 Fig. 5 Fig. 6 Fig. 7 7-11
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2305515AJPH04176427A (en) | 1990-11-09 | 1990-11-09 | Endoscope position detector |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2305515AJPH04176427A (en) | 1990-11-09 | 1990-11-09 | Endoscope position detector |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04176427Atrue JPH04176427A (en) | 1992-06-24 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2305515APendingJPH04176427A (en) | 1990-11-09 | 1990-11-09 | Endoscope position detector |
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04176427A (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH05115424A (en)* | 1991-08-06 | 1993-05-14 | Hiroaki Kumagai | Fluoroscopic display device for endoscope in intestine |
| JP2006521860A (en)* | 2003-03-07 | 2006-09-28 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Apparatus and method for locating an instrument in a body |
| JP2008229025A (en)* | 2007-03-20 | 2008-10-02 | Olympus Corp | Fluorescence observation equipment |
| JP2019525801A (en)* | 2016-07-07 | 2019-09-12 | ザ ユニバーシティー コート オブ ザ ユニバーシティー オブ エジンバラＴｈｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｃｏｕｒｔ Ｏｆ Ｔｈｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｏｆ Ｅｄｉｎｂｕｒｇｈ | Imaging method and imaging apparatus |
| JP2021530308A (en)* | 2018-07-16 | 2021-11-11 | エシコン エルエルシーEthicon LLC | Visualization of surgical equipment |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH05115424A (en)* | 1991-08-06 | 1993-05-14 | Hiroaki Kumagai | Fluoroscopic display device for endoscope in intestine |
| JP2006521860A (en)* | 2003-03-07 | 2006-09-28 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Apparatus and method for locating an instrument in a body |
| JP4871121B2 (en)* | 2003-03-07 | 2012-02-08 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Apparatus and method for locating an instrument in a body |
| JP2008229025A (en)* | 2007-03-20 | 2008-10-02 | Olympus Corp | Fluorescence observation equipment |
| JP2019525801A (en)* | 2016-07-07 | 2019-09-12 | ザ ユニバーシティー コート オブ ザ ユニバーシティー オブ エジンバラＴｈｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｃｏｕｒｔ Ｏｆ Ｔｈｅ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｏｆ Ｅｄｉｎｂｕｒｇｈ | Imaging method and imaging apparatus |
| JP2021530308A (en)* | 2018-07-16 | 2021-11-11 | エシコン エルエルシーEthicon LLC | Visualization of surgical equipment |
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
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